JPH04135539A - Magnetic resonance angiography device - Google Patents
Magnetic resonance angiography deviceInfo
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Abstract
Description
【発明の詳細な説明】
［発明の目的コ
（産業上の利用分野）
本発明は、サブトラクションにより血管造影像に近いア
ンギオグラフィ画像を得る磁気共鳴アンギオグラフィ装
置に関する。DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION [Object of the Invention (Industrial Application Field) The present invention relates to a magnetic resonance angiography apparatus that obtains an angiography image close to an angiography image by subtraction.
（従来の技術）
磁気共鳴アンギオグラフィ装置とは、被検体の静止部に
相当するデータは同じであるが、流れている血流部に相
当するデータは何らかの差を持つような異なる撮影条件
で被検体を撮影して得られた２組の２次元 または３次
元の磁気共鳴信号の間のサブトラクションにより血流部
の画像を得るものである。２つの撮影条件の一例として
、フロー・リフエージング（ｆ ｌｏｗ−ｒｅｐｈａｓ
ｉｎｇ）を行なうリフェーズシーケンスと、フロー・
デイフェージング（ｆ ｌｏｗ−ｄｅｐｈａｓｉｎｇ）
となるディフェーズシーケンスとがある。ここで、ディ
フェーズシーケンスとは静止している核スピンに対して
はエコー生成時のスピンの位相φをＯにするが、動いて
いる核スピン（例えば、血管内の動いている血流）に対
しては、エコー生成時にφ−〇にはならない、すなわち
、位相ずれ（デイフェーズ）を起こす様なパルスシーケ
ンスである。そのため、血流からの信号が低信号として
取り出される。この位相ずれを補償して、動いているも
のに対してもエコー生成時にφ＝Ｏとなるようにするシ
ーケンスがリフェーズシーケンスである。このため、血
流からの信号が高信号として取り出される。そして、静
止部に対しては、両シーケンスの信号に差はないが、動
いている部分の信号に差がでるので、両シーケンスで得
られた信号の差分をとることにより、移動部分からの信
号が得られる。(Prior art) A magnetic resonance angiography apparatus is a device that uses images under different imaging conditions such that the data corresponding to the stationary part of the subject is the same, but the data corresponding to the flowing bloodstream part has some difference. An image of the bloodstream is obtained by subtraction between two sets of two-dimensional or three-dimensional magnetic resonance signals obtained by photographing a specimen. As an example of two imaging conditions, flow rephasing (f low-rephasing)
ing) and the rephase sequence that performs the flow
day fading
There is a dephasing sequence. Here, the dephasing sequence sets the spin phase φ at the time of echo generation to O for stationary nuclear spins, but for moving nuclear spins (for example, moving blood flow in a blood vessel). On the other hand, it is a pulse sequence that does not become φ-0 when generating an echo, that is, causes a phase shift (day phase). Therefore, signals from the blood flow are extracted as low signals. A rephase sequence is a sequence that compensates for this phase shift so that φ=O even for a moving object when generating an echo. Therefore, signals from the blood flow are extracted as high signals. For the stationary part, there is no difference in the signals of both sequences, but there is a difference in the signals of the moving part, so by taking the difference between the signals obtained in both sequences, the signal from the moving part can be detected. is obtained.
第４図、第５図にスピン・エコー法におけるディフェー
ズシーケンス、リフェーズシーケンスの代表的な波形図
をそれぞれ示す。第５図に示すリフェーズシーケンスで
は、位相ずれを補償するために、第４図に示すディフェ
ーズシーケンス波形に対して、スライス用傾斜磁場Ｇｓ
、読出し用傾斜磁場Ｇｒの波形において位相補償用の波
形部が組み入れられている。FIGS. 4 and 5 show typical waveform diagrams of a dephase sequence and a rephase sequence in the spin echo method, respectively. In the rephasing sequence shown in FIG. 5, in order to compensate for the phase shift, a slicing gradient magnetic field Gs is applied to the dephasing sequence waveform shown in FIG.
, a waveform portion for phase compensation is incorporated in the waveform of the readout gradient magnetic field Gr.
二こで、被検体に傾斜磁場が印加されると、そのまわり
のガントリ内のコイルに渦電流が発生し、反磁場が形成
されるが、上述のリフェーズシーケンスとディフェーズ
シーケンスとでは傾斜磁場波形が大きく異なるので、発
生する渦電流の大きさ、分布が異なる。その結果、両シ
ーケンスで得られた画像の大きさ、強度等が異なり、サ
ブトラクションの結果のアンギオグラフィ画像に位置ず
れ（ミスレジストレーション）、濃度むら（シェーディ
ング）等の画質に関する不具合が発生する。When a gradient magnetic field is applied to the object, eddy currents are generated in the coils in the gantry surrounding the object, forming a demagnetizing field. Since the waveforms are significantly different, the magnitude and distribution of the generated eddy currents are also different. As a result, the size, intensity, etc. of the images obtained in both sequences are different, and problems related to image quality such as misregistration and density unevenness (shading) occur in the angiography image resulting from subtraction.
（発明が解決しようとする課題）
本発明は上述した事情に対処すべきなされたもので、そ
の目的は、 リフェーズシーケンスとディフェーズシー
ケンスとで発生する渦電流の影響を相殺することができ
る磁気共鳴アンギオグラフィ装置を提供することである
。(Problems to be Solved by the Invention) The present invention has been made to address the above-mentioned circumstances, and its purpose is to provide a magnetic material that can cancel out the effects of eddy currents generated in rephase sequences and dephase sequences. An object of the present invention is to provide a resonance angiography device.
［発明の構成］
（課題を解決するための手段）
本発明による磁気共鳴アンギオグラフィ装置は、 リフ
ェーズシーケンス、ディフェーズシーケンス中に発生さ
れる渦電流がほぼ等しくなるように、ディフェーズシー
ケンスの傾斜磁場波形中にリフェーズシーケンスで発生
する渦電流を相殺する渦電流を発生するための補償用波
形部を設けた。[Structure of the Invention] (Means for Solving the Problems) The magnetic resonance angiography apparatus according to the present invention provides a magnetic resonance angiography apparatus that adjusts the slope of the dephasing sequence so that the eddy currents generated during the rephasing sequence and the dephasing sequence are approximately equal. A compensating waveform section was provided in the magnetic field waveform to generate an eddy current that offsets the eddy current generated in the rephase sequence.
（作用）
本発明による磁気共鳴アンギオグラフィ装置によれば、
リフェーズシーケンスで発生する渦電流をディフェーズ
シーケンスにおいても発生するようにディフェーズシー
ケンス波形中に補償用の波形部を設けたことにより、両
シーケンスで発生する渦電流をほぼ等しいものとするこ
とができ、位置ずれ、濃度むら等の画質の劣化が生じな
いアンギオグラフィ画像を得ることができる。(Function) According to the magnetic resonance angiography apparatus according to the present invention,
By providing a compensation waveform part in the dephase sequence waveform so that the eddy currents generated in the rephase sequence also occur in the dephase sequence, it is possible to make the eddy currents generated in both sequences almost equal. It is possible to obtain an angiography image without deterioration of image quality such as positional deviation or density unevenness.
（実施例）
以下図面を参照して本発明による磁気共鳴アンギオグラ
フィ装賃の実施例を説明する。第２図は第１実施例の概
略構成を示すブロック図である。(Example) Examples of the magnetic resonance angiography equipment according to the present invention will be described below with reference to the drawings. FIG. 2 is a block diagram showing a schematic configuration of the first embodiment.
ガントリ２０内には、静磁場磁石１、Ｘ軸、Ｙ軸、Ｚ軸
傾斜磁場コイル２、及び送受信コイル３が設けられる。Inside the gantry 20, a static magnetic field magnet 1, X-axis, Y-axis, and Z-axis gradient magnetic field coils 2, and a transmitting/receiving coil 3 are provided.
静磁場発生装置としての静磁場磁石ｌは、例えば、超伝
導コイルまたは常伝導コイルを用いて構成される。Ｘ軸
、Ｙ軸、Ｚ軸傾斜磁場コイル２は、Ｘ軸傾斜磁場Ｇｘ、
Ｙ軸傾斜磁場ａｙ、Ｚ軸傾斜磁場Ｇｚを発生するための
コイルである。The static magnetic field magnet l as a static magnetic field generator is configured using, for example, a superconducting coil or a normal conducting coil. The X-axis, Y-axis, and Z-axis gradient magnetic field coils 2 include an X-axis gradient magnetic field Gx,
This is a coil for generating a Y-axis gradient magnetic field ay and a Z-axis gradient magnetic field Gz.
送受信コイル３は、高周波パルスを発生し、かつ磁気共
鳴により発生した磁気共鳴（ＭＲ）信号を検出するため
に使用される。寝台１３上の被検体Ｐはガントリ２０内
のイメージング可能領域（イメージング用磁場が形成さ
れる球状の領域であり、この領域内でのみ診断が可能と
なる）に挿入される。The transmitter/receiver coil 3 is used to generate high frequency pulses and detect magnetic resonance (MR) signals generated by magnetic resonance. The subject P on the bed 13 is inserted into an imaging possible area (a spherical area in which an imaging magnetic field is formed, and diagnosis is possible only within this area) in the gantry 20.
静磁場磁石１は、静磁場制御装置４により駆動される。The static magnetic field magnet 1 is driven by a static magnetic field control device 4.
送受信コイル３は、磁気共鳴の励起時には送信器５によ
り駆動され、かつＭＲ倍信号検出時には受信器６に結合
される。Ｘ軸、Ｙ軸、Ｚ軸傾斜磁場コイル２は、Ｘ軸傾
斜磁場電源７、Ｙ軸傾斜磁場電源８、Ｘ軸傾斜磁場電源
９により駆動される。The transmitter/receiver coil 3 is driven by a transmitter 5 during magnetic resonance excitation, and is coupled to a receiver 6 during MR multiplication signal detection. The X-axis, Y-axis, and Z-axis gradient magnetic field coils 2 are driven by an X-axis gradient magnetic field power supply 7, a Y-axis gradient magnetic field power supply 8, and an X-axis gradient magnetic field power supply 9.
Ｘ軸傾斜磁場電源７、Ｙ軸傾斜磁場電源８、Ｘ軸傾斜磁
場電源９、送信器５はシーケンサ１０により所定のシー
ケンスに従って駆動され、Ｘ軸傾斜磁場Ｇｘ、Ｙ軸傾斜
磁場Ｇｙ、Ｚ軸傾斜磁場Ｇｚ、例えば９０°パルス−１
８０°パルス系列の高周波（ＲＦ）パルスを、後述する
所定のパルスシーケンスで発生する。この場合、Ｘ軸傾
斜磁場ＧＸ、Ｙ軸傾斜磁場Ｇｙ、Ｚ軸傾斜磁場Ｇｚは、
主として、例えば、読出し用傾斜磁場Ｇｒ、エンコード
用傾斜磁場Ｇｅ、スライス用傾斜磁場Ｇｓとしてそれぞ
れ使用される。コンピュータシステム１１はシーケンサ
１０を駆動制御するとともに、受信器６で受信されるＭ
Ｒ倍信号してのスピン・エコー信号を取り込んで所定の
信号処理を施すことにより、被検体の所定のスライス部
位の断層像を生成し、表示部１２で表示する。The X-axis gradient magnetic field power supply 7, the Y-axis gradient magnetic field power supply 8, the X-axis gradient magnetic field power supply 9, and the transmitter 5 are driven by the sequencer 10 according to a predetermined sequence, and the X-axis gradient magnetic field Gx, the Y-axis gradient magnetic field Gy, and the Z-axis gradient Magnetic field Gz, e.g. 90° pulse −1
An 80° pulse series of radio frequency (RF) pulses is generated in a predetermined pulse sequence to be described later. In this case, the X-axis gradient magnetic field GX, the Y-axis gradient magnetic field Gy, and the Z-axis gradient magnetic field Gz are:
Mainly, for example, they are used as a readout gradient magnetic field Gr, an encoding gradient magnetic field Ge, and a slicing gradient magnetic field Gs, respectively. The computer system 11 drives and controls the sequencer 10, and also controls the M received by the receiver 6.
By taking in the spin echo signal as an R-times signal and subjecting it to predetermined signal processing, a tomographic image of a predetermined sliced part of the subject is generated and displayed on the display unit 12.
このような構成の実施例におけるＭＲ励起／ＭＲデータ
収集のためのパルスシーケンスを第１図を参照して説明
する。第１図の実線はリフェーズシーケンス、破線はデ
ィフェーズシーケンスを示す、なお、図示してはいない
が、第１図に示したシーケンスが実行される期間中、静
磁場制御装置４により駆動される静磁場磁石１により静
磁場が被検体Ｐに対して静的に印加されている。A pulse sequence for MR excitation/MR data acquisition in an embodiment with such a configuration will be explained with reference to FIG. The solid line in FIG. 1 indicates a rephase sequence, and the broken line indicates a dephase sequence.Although not shown, during the period in which the sequence shown in FIG. 1 is executed, it is driven by the static magnetic field control device 4. A static magnetic field is statically applied to the subject P by the static magnetic field magnet 1 .
スライス用傾斜磁場Ｇｓを被検体Ｐに印加しつつ選択励
起パルスからなる９０°パルスを印加することにより、
被検体Ｐの特定部位の核スピンに磁気共鳴を励起し、次
に、読出し用傾斜磁場Ｇｒを印加することにより、磁気
共鳴の励起された核スピンの核磁化をデイフェーズさせ
、かつそのエンコードステップに対応する振幅のエンコ
ード用傾斜磁場Ｇｅを印加して、位相エンコードを行い
、その後にスライス用傾斜磁場Ｇｓを印加しつつ１８０
”パルスを印加して核磁化を反転させて位相を集束させ
る。この後、読出し用傾斜磁場Ｇｒによりリフェーズ及
びデイフェーズを行ないつつ、エコー信号を収集する。By applying a 90° pulse consisting of a selective excitation pulse while applying a slicing gradient magnetic field Gs to the subject P,
Magnetic resonance is excited in the nuclear spins of a specific region of the subject P, and then a reading gradient magnetic field Gr is applied to dephase the nuclear magnetization of the nuclear spins excited by the magnetic resonance, and the encoding step is performed. Phase encoding is performed by applying an encoding gradient magnetic field Ge with an amplitude corresponding to
``Pulses are applied to reverse the nuclear magnetization and focus the phase.After this, echo signals are collected while rephasing and dephasing are performed using the readout gradient magnetic field Gr.
上述の一連のシーケンスを９０”パルスと１８０°パル
スとの間に印加されるエンコード用傾斜磁場Ｇｅの振幅
を各エンコードステップ毎に所定値だけ変化させながら
繰り返す。The above-described sequence is repeated while changing the amplitude of the encoding gradient magnetic field Ge applied between the 90'' pulse and the 180° pulse by a predetermined value for each encoding step.
第１図に実線で示すリフェーズシーケンスの波形は第５
図に示した従来例のリフェーズシーケンス波形と同一で
ある。すなわち、スライス用傾斜磁場Ｇｓの波形におい
て、エンコード用傾斜磁場Ｇｅを印加した後、振幅を大
きくし、 １８０” パルスを発生した後、極性を反転
し、読出し用傾斜磁場Ｇｒの波形において、エコーを収
集する直前に補償用の波形部を設けている。そして、デ
ィフェーズシーケンスの波形を破線で示すように、リフ
ェーズシーケンス波形に対して変えている。すなわち、
９０°パルスと１８０°パルスの間でスライス用傾斜磁
場波形Ｇｓの振幅を小さくし、読出し用傾斜磁場波形Ｇ
ｒの振幅を大きくし、 １８０°パルスの発生後、スラ
イス用傾斜磁場波形Ｇｓ、読出し用傾斜磁場波形Ｇｒの
立ち下がりのタイミングを遅らせている。The waveform of the rephase sequence shown by the solid line in Figure 1 is the fifth waveform.
This is the same as the rephase sequence waveform of the conventional example shown in the figure. That is, in the waveform of the gradient magnetic field Gs for slicing, after applying the gradient magnetic field Ge for encoding, the amplitude is increased, and after generating a 180" pulse, the polarity is reversed, and in the waveform of the gradient magnetic field Gr for reading, an echo is generated. A compensating waveform section is provided just before acquisition.Then, the waveform of the dephasing sequence is changed from the rephasing sequence waveform as shown by the broken line.In other words,
The amplitude of the slicing gradient magnetic field waveform Gs is reduced between the 90° pulse and the 180° pulse, and the readout gradient magnetic field waveform G
The amplitude of r is increased, and the falling timing of the slicing gradient magnetic field waveform Gs and the reading gradient magnetic field waveform Gr is delayed after the 180° pulse is generated.
この様にするのは、以下の様な効果が期待できるからで
ある。−船釣に、ガントリに発生する渦電流は傾斜磁場
の時間微分信号に比例するので、傾斜磁場の立ち上がり
、立ち下がりのタイミングで最大となるが、これは傾斜
磁場の振幅に比例する。実際には、振幅を変えずにタイ
ミングのみをわずかに変えることにより、立ち上がり、
立ち下がり後の渦電流の影響があまり変わらないように
することができる。第３図において、実線で示したもの
は、第１図で示した読み出し用傾斜磁場Ｇｒの１８０°
パルス以降の波形であるが、この傾斜磁場により発生す
る渦電流による反磁場のオフセットの影響を破線で示す
。The reason for doing this is that the following effects can be expected. - In boat fishing, the eddy current generated in the gantry is proportional to the time differential signal of the gradient magnetic field, so it reaches its maximum at the timing of the rise and fall of the gradient magnetic field, and this is proportional to the amplitude of the gradient magnetic field. In reality, by slightly changing the timing without changing the amplitude, you can
It is possible to prevent the influence of the eddy current after the fall from changing much. In FIG. 3, the solid line indicates 180° of the readout gradient magnetic field Gr shown in FIG.
Regarding the waveform after the pulse, the effect of the offset of the demagnetizing field due to the eddy current generated by this gradient magnetic field is shown by the broken line.
このように、本実施例によれば、リフェーズシーケンス
の立ち上がり、立ち下がりのタイミングを少し変えるこ
とにより、ディフェーズシーケンスの波形を得るので、
ディフェーズシーケンスにおいても、 リフェーズシー
ケンスと同様な渦電流が発生するようにすることができ
る。これにより、両シーケンスで得られた信号をサブト
ラクションすることにより、動きのある血流部分のみの
信号が抽出でき、位置ずれ、濃度むら等の画質の劣化の
生じないアンギオグラフィ画像を得ることができ、アン
ギオグラフィ画像の分解能、解像度が向上し、細い血管
の描出精度が向上する。In this way, according to this embodiment, the waveform of the dephasing sequence is obtained by slightly changing the rising and falling timings of the rephasing sequence.
Even in a dephasing sequence, it is possible to generate eddy currents similar to those in a rephasing sequence. As a result, by subtracting the signals obtained in both sequences, it is possible to extract only the signal of the moving blood flow part, and it is possible to obtain an angiography image that does not suffer from deterioration of image quality such as positional deviation or density unevenness. , the resolution and resolution of angiography images are improved, and the accuracy of depiction of small blood vessels is improved.
なお、本発明は上述した実施例に限定されず、発明の要
旨を変えない範囲で種々変更可能である。Note that the present invention is not limited to the embodiments described above, and can be modified in various ways without changing the gist of the invention.
例えば、上述の実施例はスピン・エコー法を用いたが、
フィールド・エコー法、３次元フーリエ変換法等を用い
てもよい。For example, although the above embodiment used the spin echo method,
A field echo method, a three-dimensional Fourier transform method, etc. may also be used.
［発明の効果］
以上説明したように本発明によれば、 リフェーズシー
ケンスで発生する渦電流をディフェーズシーケンスにお
いても発生するようにディフェーズシーケンス波形中に
補償用の波形部を設けたことにより、両シーケンスで発
生する渦電流をほぼ等しいものとすることができ、位置
ずれ、濃度むら等のないアンギオグラフィ画像を得るこ
とができる磁気共鳴アンギオグラフィ装置が提供される
。[Effects of the Invention] As explained above, according to the present invention, a compensating waveform part is provided in the dephase sequence waveform so that the eddy current generated in the rephase sequence is also generated in the dephase sequence. , a magnetic resonance angiography apparatus is provided that can make the eddy currents generated in both sequences substantially equal, and can obtain an angiography image without positional deviation, density unevenness, etc.
第１図は本発明による磁気共鳴アンギオグラフィ装置の
第１実施例のパルスシーケンスを示す図、第２図は第１
実施例の概略構成を示すブロック図、第３図は渦電流に
よる反磁場のオフセットを示す図、第４図は従来例のデ
ィフェーズシーケンスを示す図、第５図は従来例のリフ
ェーズシーケンスを示す図である。
１・・・静磁場磁石、２・・・Ｘ軸、Ｙ軸、Ｚ軸傾斜磁
場コイル、 ３・・・送受信コイル、４・・・静磁場制
御装置、 ５・・・送信器、６・・・受信器、７・・・
Ｘ軸傾斜磁場電源 ８・・・Ｙ軸傾斜磁場電源、９・・
・Ｚ軸傾斜磁場電源 １０−・・シーケンサ、 １１・
・・コンピュータシステム、 １２・・・表示部。
出願人代理人 弁理士 鈴江武彦FIG. 1 is a diagram showing a pulse sequence of a first embodiment of a magnetic resonance angiography apparatus according to the present invention, and FIG.
FIG. 3 is a diagram showing the offset of the demagnetizing field due to eddy currents, FIG. 4 is a diagram showing the dephasing sequence of the conventional example, and FIG. 5 is a diagram showing the rephasing sequence of the conventional example. FIG. DESCRIPTION OF SYMBOLS 1... Static magnetic field magnet, 2... X-axis, Y-axis, Z-axis gradient magnetic field coil, 3... Transmission/reception coil, 4... Static magnetic field control device, 5... Transmitter, 6...・Receiver, 7...
X-axis gradient magnetic field power supply 8...Y-axis gradient magnetic field power supply, 9...
・Z-axis gradient magnetic field power supply 10-...Sequencer, 11-
...Computer system, 12...Display section. Applicant's agent Patent attorney Takehiko Suzue
Claims (2)
フェーズシーケンスにより得られた信号とのサブトラク
ションに基づいてアンギオグラフィ画像を求める磁気共
鳴アンギオグラフィ装置において、前記リフェーズシー
ケンスで発生される渦電流を相殺する渦電流を発生する
ように、前記ディフェーズシーケンスの傾斜磁場波形中
に補償用波形部を設けたことを特徴とする磁気共鳴アン
ギオグラフイ装置。(1) In a magnetic resonance angiography apparatus that obtains an angiography image based on subtraction of a signal obtained by a rephasing sequence and a signal obtained by a dephasing sequence, eddy currents generated in the rephasing sequence are canceled. A magnetic resonance angiography apparatus characterized in that a compensating waveform portion is provided in the gradient magnetic field waveform of the dephasing sequence so as to generate an eddy current.
の傾斜磁場波形を前記リフェーズシーケンスの傾斜磁場
波形に対して振幅は変えずに立ち上がり／立ち下がりの
タイミングを変えることにより得られることを特徴とす
る請求項１に記載の磁気共鳴アンギオグラフィ装置。(2) The compensation waveform portion is obtained by changing the timing of rising/falling of the gradient magnetic field waveform of the dephasing sequence with respect to the gradient magnetic field waveform of the rephasing sequence without changing the amplitude. The magnetic resonance angiography apparatus according to claim 1.
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2257718A JPH04135539A (en) | 1990-09-27 | 1990-09-27 | Magnetic resonance angiography device |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2257718A JPH04135539A (en) | 1990-09-27 | 1990-09-27 | Magnetic resonance angiography device |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH04135539A true JPH04135539A (en) | 1992-05-11 |
Family
ID=17310142
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2257718A Pending JPH04135539A (en) | 1990-09-27 | 1990-09-27 | Magnetic resonance angiography device |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH04135539A (en) |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO2013027710A1 (en) * | 2011-08-23 | 2013-02-28 | 株式会社 日立メディコ | Magnetic resonance imaging device and method for calculating correction value |
| US20140167751A1 (en) * | 2012-12-19 | 2014-06-19 | Chao Ming He | Method and apparatus for compensating for gradient delay in magnetic resonance scanning sequence |
-
1990
- 1990-09-27 JP JP2257718A patent/JPH04135539A/en active Pending
Cited By (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO2013027710A1 (en) * | 2011-08-23 | 2013-02-28 | 株式会社 日立メディコ | Magnetic resonance imaging device and method for calculating correction value |
| JPWO2013027710A1 (en) * | 2011-08-23 | 2015-03-19 | 株式会社日立メディコ | Magnetic resonance imaging apparatus and correction value calculation method |
| US20140167751A1 (en) * | 2012-12-19 | 2014-06-19 | Chao Ming He | Method and apparatus for compensating for gradient delay in magnetic resonance scanning sequence |
| US9488712B2 (en) * | 2012-12-19 | 2016-11-08 | Siemens Aktiengesellschaft | Method and apparatus for compensating for gradient delay in magnetic resonance scanning sequence |
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