JPH0687845B2 - 磁気共鳴反転回復像の位相修正方法とその装置 - Google Patents
磁気共鳴反転回復像の位相修正方法とその装置Info
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- JPH0687845B2 JPH0687845B2 JP61251565A JP25156586A JPH0687845B2 JP H0687845 B2 JPH0687845 B2 JP H0687845B2 JP 61251565 A JP61251565 A JP 61251565A JP 25156586 A JP25156586 A JP 25156586A JP H0687845 B2 JPH0687845 B2 JP H0687845B2
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Description
【発明の詳細な説明】 本発明は、 （ａ） スピン共鳴信号は、安定した均一磁場内に置か
れた物体の局所に高周波励起パルスによって２個の第１
および第２の系列で発生されて、前記均一磁場に重畳さ
れる磁場勾配の存在のもとに測定されるとともに、 （ｂ） 前記第１の系列での励起パルスは、核磁化を反
転させる高周波反転パルスに先行され、 （ｃ） 変換を用いて、複合像値の第１の画像が前記第
１の系列から形成されるに対して、この複合像値の第２
の画像は前記第２の系列から形成され、かつ （ｄ） 前記第１および第２の画像での各画素は、画像
振幅と画像位相とによって表わされて、 前記物体の局所での核磁化分布を定める磁気共鳴反転回
路像の位相修正方法に関するものである。
れた物体の局所に高周波励起パルスによって２個の第１
および第２の系列で発生されて、前記均一磁場に重畳さ
れる磁場勾配の存在のもとに測定されるとともに、 （ｂ） 前記第１の系列での励起パルスは、核磁化を反
転させる高周波反転パルスに先行され、 （ｃ） 変換を用いて、複合像値の第１の画像が前記第
１の系列から形成されるに対して、この複合像値の第２
の画像は前記第２の系列から形成され、かつ （ｄ） 前記第１および第２の画像での各画素は、画像
振幅と画像位相とによって表わされて、 前記物体の局所での核磁化分布を定める磁気共鳴反転回
路像の位相修正方法に関するものである。
また、本発明は、 （ａ） 安定した均一磁場を発生させるための手段、 （ｂ） 高周波励起パルスを発生させるための手段、 （ｃ） 前記均一磁場に重畳される磁場勾配を発生させ
るための手段、 （ｄ） スピン共鳴信号を測定するための手段、 （ｅ） 測定された前記スピン共鳴信号を処理するため
の処理手段および （ｆ） 前記磁場発生手段と、前記高周波励起パルス発
生手段と、前記磁場勾配発生手段と、前記スピン共鳴信
号測定手段と、前記処理手段を制御するための制御手段 を具えて、 前記制御手段は、異なる系列の測定に適しているととも
に、 前記処理手段は、２つの異なる系列からの測定結果を結
合し、かつ前記系列からの画像を定めるに適している 物体の局所での核磁化分布を定める磁気共鳴反転回復像
の位相修正装置に関するものである 前述のような方法および装置は、ヨーロッパ特許第0,14
5,276号明細書から理解される。
るための手段、 （ｄ） スピン共鳴信号を測定するための手段、 （ｅ） 測定された前記スピン共鳴信号を処理するため
の処理手段および （ｆ） 前記磁場発生手段と、前記高周波励起パルス発
生手段と、前記磁場勾配発生手段と、前記スピン共鳴信
号測定手段と、前記処理手段を制御するための制御手段 を具えて、 前記制御手段は、異なる系列の測定に適しているととも
に、 前記処理手段は、２つの異なる系列からの測定結果を結
合し、かつ前記系列からの画像を定めるに適している 物体の局所での核磁化分布を定める磁気共鳴反転回復像
の位相修正装置に関するものである 前述のような方法および装置は、ヨーロッパ特許第0,14
5,276号明細書から理解される。
物体（身体）の局所での核磁化分布を定める装置と、こ
の装置の動作原理とは、例えばフィリップス・テクニカ
ル・レビュー，第41巻（1983/84,No.3,P73〜83）におけ
る「陽子核磁気共鳴（NMR）断層写真装置」から理解さ
れる。前記構成および原理に関しては、この論説に触れ
られている。
の装置の動作原理とは、例えばフィリップス・テクニカ
ル・レビュー，第41巻（1983/84,No.3,P73〜83）におけ
る「陽子核磁気共鳴（NMR）断層写真装置」から理解さ
れる。前記構成および原理に関しては、この論説に触れ
られている。
ヨーロッパ特許第0,145,276号明細書に開示される方法
に関して、検査されるべき身体は、いわゆる飽和回復測
定の間中、すなわちエコー信号を得るように選択励起90
゜パルスに続いて非選択180゜パルスを印加する飽和回
復測定の間中、安定した均一磁場（静磁場）B0にさらさ
れる。なお、安定した均一磁場B0は、例えばカーテシア
ン座標系（X,Y,Z）のＺ軸に一致するような方向を有す
る。また、この安定した磁場B0は、身体内に存するスピ
ンにわずかな偏極を生じさせくとともに、この磁場B0の
前記方向の回りにスピンに歳差運動を行なわせるように
できる。前記磁場B0の設定後に、選択勾配として作用す
る磁場勾配が加えられるとともに、同時にラジオ周波90
゜パルスが発生される。このラジオ周波90゜パルスは、
選択されたスライス内に存する前記原子核の磁化を90゜
まで回転させる。この90゜パルスの終了後に、前記スピ
ンは、前記磁場B0の前記磁場方向の回りに歳差運動を行
ない、こうして共鳴信号（自由誘導減衰（FID信号）を
発生させる。前記90゜パルス後において、同時に磁場勾
配Ｇｚ,Gｘ,Gｙが加えられる。これら磁場勾配Ｇｚ,
Gｘ,Gｙの磁場方向は、前記磁場B0の磁場方向と一致す
るとともに、これら磁場勾配Ｇｚ,Gｘ,Gｙの傾斜方向
は、前記Z,XおよびＹ方向夫々に伸びる。それから、前
記磁場勾配Ｇｚは、前記90゜パルスの間中において加え
られるその磁場勾配Ｇｚに対向するとともに、前記Ｚ向
に対して垂直なスライス内の前記励起スピンを再同調す
るに供する。前記磁場勾配Ｇｘ,Gｙは、前記Ｘ方向およ
びＹ方向夫々でのエンコーディングに供する。前記３個
の磁場勾配Ｇｚ,Gｙ,Gｙの終了後で、かつ180゜エコー
パルスの印加後に、磁場勾配Ｇｘが加えられるととも
に、もとの前記FID信号のエコー共鳴信号がサンプリン
グされ、その後に画像がフーリエ変換後に再構成され
る。引用された前記ヨーロッパ特許第0,145,276号明細
書において、注目されるべきことは、前述のいわゆる飽
和回復測定法によって発生された画素の前記位相が、測
定の間に磁場勾配が加えられまたは終わることに起因し
てMRI装置の導電部分に生じる渦電流によって、とりわ
け乱されるようになることである。飽和回復測定法によ
って発生される画素での位相妨害を取り除くまたは少な
くとも軽減するために、引用された前記ヨーロッパ特許
第0,145,276号明細書は、エコー信号を得るように非選
択180゜パルスを有する反転回復測定の手法で前記方法
の拡張を提案している。これに関してのパルス系列は、
飽和回復測定法のパルス系列と同一外観を有している。
反転回復測定法に関して、前記パルス系列は、高周波電
磁90゜パルスの前に、ある時間発生される高周波電磁18
0゜パルスを有するように拡大される。前記飽和回復測
定法および反転回復測定が行なわれる場合での時間系列
が関連がないことは明らかである。反転回復測定法およ
び飽和回復測定法夫々から得られた画像の画素当りの商
を定めることによって、２タイプの測定が互いに位相誤
りが打消されるように両者を同一実験条件のもとで行な
われている場合には、理想的には位相誤りのない画像が
得られる。
に関して、検査されるべき身体は、いわゆる飽和回復測
定の間中、すなわちエコー信号を得るように選択励起90
゜パルスに続いて非選択180゜パルスを印加する飽和回
復測定の間中、安定した均一磁場（静磁場）B0にさらさ
れる。なお、安定した均一磁場B0は、例えばカーテシア
ン座標系（X,Y,Z）のＺ軸に一致するような方向を有す
る。また、この安定した磁場B0は、身体内に存するスピ
ンにわずかな偏極を生じさせくとともに、この磁場B0の
前記方向の回りにスピンに歳差運動を行なわせるように
できる。前記磁場B0の設定後に、選択勾配として作用す
る磁場勾配が加えられるとともに、同時にラジオ周波90
゜パルスが発生される。このラジオ周波90゜パルスは、
選択されたスライス内に存する前記原子核の磁化を90゜
まで回転させる。この90゜パルスの終了後に、前記スピ
ンは、前記磁場B0の前記磁場方向の回りに歳差運動を行
ない、こうして共鳴信号（自由誘導減衰（FID信号）を
発生させる。前記90゜パルス後において、同時に磁場勾
配Ｇｚ,Gｘ,Gｙが加えられる。これら磁場勾配Ｇｚ,
Gｘ,Gｙの磁場方向は、前記磁場B0の磁場方向と一致す
るとともに、これら磁場勾配Ｇｚ,Gｘ,Gｙの傾斜方向
は、前記Z,XおよびＹ方向夫々に伸びる。それから、前
記磁場勾配Ｇｚは、前記90゜パルスの間中において加え
られるその磁場勾配Ｇｚに対向するとともに、前記Ｚ向
に対して垂直なスライス内の前記励起スピンを再同調す
るに供する。前記磁場勾配Ｇｘ,Gｙは、前記Ｘ方向およ
びＹ方向夫々でのエンコーディングに供する。前記３個
の磁場勾配Ｇｚ,Gｙ,Gｙの終了後で、かつ180゜エコー
パルスの印加後に、磁場勾配Ｇｘが加えられるととも
に、もとの前記FID信号のエコー共鳴信号がサンプリン
グされ、その後に画像がフーリエ変換後に再構成され
る。引用された前記ヨーロッパ特許第0,145,276号明細
書において、注目されるべきことは、前述のいわゆる飽
和回復測定法によって発生された画素の前記位相が、測
定の間に磁場勾配が加えられまたは終わることに起因し
てMRI装置の導電部分に生じる渦電流によって、とりわ
け乱されるようになることである。飽和回復測定法によ
って発生される画素での位相妨害を取り除くまたは少な
くとも軽減するために、引用された前記ヨーロッパ特許
第0,145,276号明細書は、エコー信号を得るように非選
択180゜パルスを有する反転回復測定の手法で前記方法
の拡張を提案している。これに関してのパルス系列は、
飽和回復測定法のパルス系列と同一外観を有している。
反転回復測定法に関して、前記パルス系列は、高周波電
磁90゜パルスの前に、ある時間発生される高周波電磁18
0゜パルスを有するように拡大される。前記飽和回復測
定法および反転回復測定が行なわれる場合での時間系列
が関連がないことは明らかである。反転回復測定法およ
び飽和回復測定法夫々から得られた画像の画素当りの商
を定めることによって、２タイプの測定が互いに位相誤
りが打消されるように両者を同一実験条件のもとで行な
われている場合には、理想的には位相誤りのない画像が
得られる。
前述の既知の拡張された方法の問題点は、引用されたヨ
ーロッパ特許第0,145,276号明細書中の前記商が２つの
前記系列での位相誤り間の相違を示し、かつ実際上にお
いてかならずしも無視できる程に小さくはない虚数項を
含むことである。したがって、修正された画素は、修正
された画像での強度においてやっかいな相違を生じさせ
る位相誤りをなお含んでいる。また、別の問題点は、前
記反転回復測定法が純粋な反転回復画像を生成しない
で、前記飽和回復測定法に関連して比例画像を生成する
ことである。
ーロッパ特許第0,145,276号明細書中の前記商が２つの
前記系列での位相誤り間の相違を示し、かつ実際上にお
いてかならずしも無視できる程に小さくはない虚数項を
含むことである。したがって、修正された画素は、修正
された画像での強度においてやっかいな相違を生じさせ
る位相誤りをなお含んでいる。また、別の問題点は、前
記反転回復測定法が純粋な反転回復画像を生成しない
で、前記飽和回復測定法に関連して比例画像を生成する
ことである。
本発明の目的は、やっかいな強度相違を含まない画像が
得られるように、位相誤りを含まない反転回復画像の画
素の決定を可能にする方法を提供せんとするものであ
る。
得られるように、位相誤りを含まない反転回復画像の画
素の決定を可能にする方法を提供せんとするものであ
る。
この目的を達成するために、本発明による方法は、符号
関数値が、対応する各画素にとって、前記第１の画像と
第２の画像との画素間での位相相違から定められること
を特徴とするものである。前記第１の画像の複合画像値
が各複合画像値の係数を採ることによって振幅画像を形
成するように用いられる場合には、前記第１の画像の符
号情報は失われる。前記振幅画像での各画像値が前記位
相相違に依存する値を有する符号関数によって乗算さ
れ、また適切な符号関数が選択される場合には、前記第
１の画像の符号関数は失われない。
関数値が、対応する各画素にとって、前記第１の画像と
第２の画像との画素間での位相相違から定められること
を特徴とするものである。前記第１の画像の複合画像値
が各複合画像値の係数を採ることによって振幅画像を形
成するように用いられる場合には、前記第１の画像の符
号情報は失われる。前記振幅画像での各画像値が前記位
相相違に依存する値を有する符号関数によって乗算さ
れ、また適切な符号関数が選択される場合には、前記第
１の画像の符号関数は失われない。
本発明による方法の一つの態様は、前記符号関数が、前
記位相相違φが にある場合には＋１値を有し、また 以外にある場合には−１値を有することを特徴とするも
のである。前記位相誤りが同じオーダのの大きさである
場合には、正または負の符号に関して同等に弁別する前
記符号関数は適切な選択である。この符号関数の異なっ
た変化は、前記位相誤りが本質的に逸脱する場合に考慮
に入れることができる。注目されるべきことは、位相誤
りが、例えば渦電流のような体系的な原因だけではな
く、例えば流れに影響を受けるスピンのような非体系的
な原因に起因し得ることである。
記位相相違φが にある場合には＋１値を有し、また 以外にある場合には−１値を有することを特徴とするも
のである。前記位相誤りが同じオーダのの大きさである
場合には、正または負の符号に関して同等に弁別する前
記符号関数は適切な選択である。この符号関数の異なっ
た変化は、前記位相誤りが本質的に逸脱する場合に考慮
に入れることができる。注目されるべきことは、位相誤
りが、例えば渦電流のような体系的な原因だけではな
く、例えば流れに影響を受けるスピンのような非体系的
な原因に起因し得ることである。
本発明による方法の他の態様は、 （ａ） 前記磁場勾配の変化は、前記２つの系列におい
て前記スピン共鳴信号の各対について一致しているとと
もに、 （ｂ） 擬似磁場勾配は、前記第２の系列において、前
記高周波反転パルスが前記第１の系列で生じる位置に対
応する位置に加えられることを特徴とするものである。
本質的に機能を有さない前記擬似磁場勾配は、前記系列
において単に同一の磁場勾配を作るように役立つ。この
擬似磁場勾配および他の系列での全ての他の磁場勾配
は、同一振幅および持続時間を有するべきであるととも
に、前記第１の系列での振幅および持続時間に対応する
時点切り換えられるべきである。こうして、体系的な原
因の前記位相誤りは少なくともほぼ等しくあることが達
成される。
て前記スピン共鳴信号の各対について一致しているとと
もに、 （ｂ） 擬似磁場勾配は、前記第２の系列において、前
記高周波反転パルスが前記第１の系列で生じる位置に対
応する位置に加えられることを特徴とするものである。
本質的に機能を有さない前記擬似磁場勾配は、前記系列
において単に同一の磁場勾配を作るように役立つ。この
擬似磁場勾配および他の系列での全ての他の磁場勾配
は、同一振幅および持続時間を有するべきであるととも
に、前記第１の系列での振幅および持続時間に対応する
時点切り換えられるべきである。こうして、体系的な原
因の前記位相誤りは少なくともほぼ等しくあることが達
成される。
本発明による方法の他の態様は、 （ａ） 前記第２の系列は、異なる分解能によって発生
されるとともに、 （ｂ） 補間および変換によって、前記第１の系列から
の画像と同じ分解能を有する画像が前記第２の系列から
得られる ことを特徴とするものである。異なる、好ましくは低い
分解能で前記第２の系列を発生させることによって、前
記全実験時間が実質的に減ぜられることが達成される。
このことは、例えば検査される患者にとってのラジオ周
波の線量および高周波パルス伝送装置にとってのラジオ
周波負荷の両方にとって好ましいことである。比較的に
短い実験時間は、例えば検査されるような患者の動きに
よっての画像のぶれの恐れをも減ずる。
されるとともに、 （ｂ） 補間および変換によって、前記第１の系列から
の画像と同じ分解能を有する画像が前記第２の系列から
得られる ことを特徴とするものである。異なる、好ましくは低い
分解能で前記第２の系列を発生させることによって、前
記全実験時間が実質的に減ぜられることが達成される。
このことは、例えば検査される患者にとってのラジオ周
波の線量および高周波パルス伝送装置にとってのラジオ
周波負荷の両方にとって好ましいことである。比較的に
短い実験時間は、例えば検査されるような患者の動きに
よっての画像のぶれの恐れをも減ずる。
本発明による方法の他の態様は、 （ａ） 第３の画像は、前記第１および第２の複合画像
から形成されるとともに、 （ｂ） 前記第３の画像の各画素は、前記第１の画像の
対応する画素の画像振幅と、前記符号関数の関連される
値との積から導出されることを特徴とするものである。
このようにして得られた画像は、実質的な位相誤りの場
合においてさえ、位相誤りができるだけ取り除かれてい
るところの前記第１の画像の複合画像値を表す。
から形成されるとともに、 （ｂ） 前記第３の画像の各画素は、前記第１の画像の
対応する画素の画像振幅と、前記符号関数の関連される
値との積から導出されることを特徴とするものである。
このようにして得られた画像は、実質的な位相誤りの場
合においてさえ、位相誤りができるだけ取り除かれてい
るところの前記第１の画像の複合画像値を表す。
本発明による方法の他の態様は、 （ａ） 各画素に対して、縦緩和時間T1に依存する比率
が定められるとともに、 （ｂ） この比率は、前記第１および第２の画像に対応
する前記画素に関する前記符号関数の値によって乗算さ
れた、これらの画素の画像振幅の商である ことを特徴とするものである。
が定められるとともに、 （ｂ） この比率は、前記第１および第２の画像に対応
する前記画素に関する前記符号関数の値によって乗算さ
れた、これらの画素の画像振幅の商である ことを特徴とするものである。
とりわけヨーロッパ特許第0,140,276号明細書から、局
所縦緩和時間T1が、反転回復測定法および飽和回復測定
法夫々から得られた画像の画素当りの商から計算される
ことができることは知られている。既に説明したよう
に、この商は、実際上において無視されることができな
い虚数の項を含む。位相誤りによって、これは前記局所
緩和時間T1の間違った決定に導く。前記比率は、画素当
りの前記緩和時間T1の決定にとって、すなわち緩和時間
T1画像の形成にとって良き基礎を提供する。
所縦緩和時間T1が、反転回復測定法および飽和回復測定
法夫々から得られた画像の画素当りの商から計算される
ことができることは知られている。既に説明したよう
に、この商は、実際上において無視されることができな
い虚数の項を含む。位相誤りによって、これは前記局所
緩和時間T1の間違った決定に導く。前記比率は、画素当
りの前記緩和時間T1の決定にとって、すなわち緩和時間
T1画像の形成にとって良き基礎を提供する。
本発明による装置は、 前記処理手段が、対応する画素に関して、第１および第
２の画像の画素間での位相相違から符号関数の値を定め
ることを特徴とするものである。
２の画像の画素間での位相相違から符号関数の値を定め
ることを特徴とするものである。
次に、本発明による磁気共鳴反転回復像の位相修正方法
およびその装置の具体的一実施例につき、図面を参照し
つつ説明する。なお、第１図および第２図は、夫々スピ
ンエコー読み取りを有する反転回復測定法のパルス系列
と、スピンエコー測定法のパルス系列とを示している。
およびその装置の具体的一実施例につき、図面を参照し
つつ説明する。なお、第１図および第２図は、夫々スピ
ンエコー読み取りを有する反転回復測定法のパルス系列
と、スピンエコー測定法のパルス系列とを示している。
核磁気共鳴（NMR）技術によって得られる画像の画素当
りの画像強度は、励起層中に局所的に存する陽子密度ρ
に関し、縦緩和時間T1および横緩和時間T2に概して依存
する。これらは、前記励起層中の核磁化分布に影響を及
ぼす重要なパラメータである。反転回復測定法は、画像
強度が励起層中に局所的に存する前記陽子密度ρと、前
記緩和時間T1とに主に依存する画像を得るには適してい
る。スピンエコー測定法は、前記陽子密度ρと、前記緩
和時間T2とに主に依存する画像強度を得るのに一般に行
なわれている。実際上は、反転回復測定法およびスピン
エコー測定法が、１つの実験中において、励起層からの
画像によって核磁化分布を測定するために行なわれてい
る。この画像は、主にρ−T1またはρ−T2に依存してい
る。
りの画像強度は、励起層中に局所的に存する陽子密度ρ
に関し、縦緩和時間T1および横緩和時間T2に概して依存
する。これらは、前記励起層中の核磁化分布に影響を及
ぼす重要なパラメータである。反転回復測定法は、画像
強度が励起層中に局所的に存する前記陽子密度ρと、前
記緩和時間T1とに主に依存する画像を得るには適してい
る。スピンエコー測定法は、前記陽子密度ρと、前記緩
和時間T2とに主に依存する画像強度を得るのに一般に行
なわれている。実際上は、反転回復測定法およびスピン
エコー測定法が、１つの実験中において、励起層からの
画像によって核磁化分布を測定するために行なわれてい
る。この画像は、主にρ−T1またはρ−T2に依存してい
る。
一般に、核磁気共鳴（MNR）測定での問題点は、渦電流
の発生である。この渦電流自体が磁場勾配を生じさせ
る。この磁場勾配は、測定から得られるような画像に位
相誤りをもたらす。この理由は、同一歳差位相と同一歳
差周波とを有する一定数の原子核が最終信号に一定の顕
著な寄与を生じるからである。渦電流によってもたらさ
れる前記磁場勾配は、前記所定数の原子核の歳差位相お
よび歳差周波にも影響を与えるために、所定の顕著な寄
与をもたらす原子核の数が変化する。これによって、前
述の寄与の強度も変化する。
の発生である。この渦電流自体が磁場勾配を生じさせ
る。この磁場勾配は、測定から得られるような画像に位
相誤りをもたらす。この理由は、同一歳差位相と同一歳
差周波とを有する一定数の原子核が最終信号に一定の顕
著な寄与を生じるからである。渦電流によってもたらさ
れる前記磁場勾配は、前記所定数の原子核の歳差位相お
よび歳差周波にも影響を与えるために、所定の顕著な寄
与をもたらす原子核の数が変化する。これによって、前
述の寄与の強度も変化する。
第１図は、スピンエコー読み取りを有する正規反転回復
パルス系列を示している。時計方向に回転する正規直交
系は、勾配方向が互いに垂直に延びながら、静的な均一
磁場がＺ軸に沿って向けられ、この均一磁場の方向に対
して高周波電磁場が垂直に向けられ、かつ前記磁場勾配
の磁場方向が前記均一磁場の磁場方向と一致する場合に
考慮に入れられる。ｔ＝ｔａ時点とｔ＝ｔｂ時点とによ
って区切られる区間１の間において、磁場勾配▲Ｇ+ z▼
加えられ、同時に高周波電磁180゜パルスが発生され
る。これにより、前記スピンがＺ＝Z0面内で励起され
る。これは、Ｚ＝Z0面内で前記スピンによって発生され
る磁化が正のＺ軸に対して180゜の角を巡らし、言い換
えれば負のＺ軸に向けられることを意味する。この高周
波電磁180゜パルスは一定のバンド幅を有するために、
スピンは前記Ｚ＝Z0面内のみならず、このＺ＝Z0面の付
近でも励起される。また、高周波電磁180゜パルスの周
波数内容の変動によって、前記Ｚ＝Z0面に平行な他の面
内のスピンも励起されることができる。ｔ＝ｔｂ時点後
に、前記スピンは、前記静的な均一磁場の方向内で再配
向する。なぜならば、この時点から前記スピンは、高周
波電磁パルスの影響を受けないためである。この緩和過
程は、前記磁化が再びもとの正の方向に向くまで続く。
この場合に、この磁化は連続的に前記負のＺ軸に沿って
減じ、零になり次に前記正のＺ軸に沿って前述されたも
との値に再び到達するまで増加する。ｔ＝ｔｃ時点とｔ
＝ｔｄ時点とによって区切られる区間３の間において、
高周波電磁180゜パルスは、前記磁場勾配▲Ｇ+ z▼が存
する場合に、前記Ｚ軸の回りに90゜の角度で前記励起層
内に磁化の歳差運動を生じさせるように発生されるｔ＝
ｔｄ時点とｔ＝ｔｅ時点とによって区切られる区間４の
間において、３個の磁場勾配▲Ｇ- z▼，▲Ｇ+ z▼，▲Ｇ
± y▼が加えられる。時間を短縮するために、これらの
３個の磁場勾配▲Ｇ- z▼，▲Ｇ+ z▼，▲Ｇ± y▼は、同
一時間区間の間に加えられる。しかしながら、この区間
に高周波電磁パルスは発生されないために：前記磁場勾
配の影響は、別々に考慮されることができる。前記負の
磁場勾配▲Ｇ- z▼は、前記Ｚ軸方向に前記スピンを再同
調させる。この結果、前記Ｚ＝Z0面内と、このＺ＝Z0面
の付近内で選択的に励起されている前記スピンは、もは
や前記Ｚ軸方向での位相弁別の影響を受けない。前記磁
場勾配▲Ｇ+ x▼，▲Ｇ± y▼は、前記Ｘ軸方向およびＹ
軸方向夫々において前記スピンの意図的な離同調に供す
る。このようにして、エンコーディングが両方向におい
て実現される。ｔ＝ｔｆ時点とｔ＝ｔｈ時点との間にお
いて、ｔ＝ｔｃ時点直前に前記Ｚ軸方向に局所的に存す
る前記磁化に依存する共鳴信号が発生される。この磁化
の大きさは、縦緩和時間T1に依存する。例えば患者の励
起層が異なる緩和時間T1を有する異なるタイプの組織を
有する場合には、前記局所磁化は同調あるいは180゜位
相はずれのいずれかにある。これは、前記局所磁化が高
周波電磁90゜パルスによって前記磁化の影響を受けるに
先立って前述の負のＺ軸方向になお向けられるように、
持続時間Ｔ＝（ｔｂ・ｔｃ）がT1・1n2より小さい場合
に、前記最終磁化が、例えば持続時間ＴがT1・1n2を超
えるところの組織での原子核によって発生される前記局
所磁化に対して180゜の位相はずれにあるためである。
次に、この局所磁化は、ｔ＝ｔｃ時点で前述の正のＺ軸
方向に向けられる。前述した渦電流によって生じる磁場
勾配は、反転回復測定法の間において共鳴信号の位相ま
たは周波数成分を乱すことができる。
パルス系列を示している。時計方向に回転する正規直交
系は、勾配方向が互いに垂直に延びながら、静的な均一
磁場がＺ軸に沿って向けられ、この均一磁場の方向に対
して高周波電磁場が垂直に向けられ、かつ前記磁場勾配
の磁場方向が前記均一磁場の磁場方向と一致する場合に
考慮に入れられる。ｔ＝ｔａ時点とｔ＝ｔｂ時点とによ
って区切られる区間１の間において、磁場勾配▲Ｇ+ z▼
加えられ、同時に高周波電磁180゜パルスが発生され
る。これにより、前記スピンがＺ＝Z0面内で励起され
る。これは、Ｚ＝Z0面内で前記スピンによって発生され
る磁化が正のＺ軸に対して180゜の角を巡らし、言い換
えれば負のＺ軸に向けられることを意味する。この高周
波電磁180゜パルスは一定のバンド幅を有するために、
スピンは前記Ｚ＝Z0面内のみならず、このＺ＝Z0面の付
近でも励起される。また、高周波電磁180゜パルスの周
波数内容の変動によって、前記Ｚ＝Z0面に平行な他の面
内のスピンも励起されることができる。ｔ＝ｔｂ時点後
に、前記スピンは、前記静的な均一磁場の方向内で再配
向する。なぜならば、この時点から前記スピンは、高周
波電磁パルスの影響を受けないためである。この緩和過
程は、前記磁化が再びもとの正の方向に向くまで続く。
この場合に、この磁化は連続的に前記負のＺ軸に沿って
減じ、零になり次に前記正のＺ軸に沿って前述されたも
との値に再び到達するまで増加する。ｔ＝ｔｃ時点とｔ
＝ｔｄ時点とによって区切られる区間３の間において、
高周波電磁180゜パルスは、前記磁場勾配▲Ｇ+ z▼が存
する場合に、前記Ｚ軸の回りに90゜の角度で前記励起層
内に磁化の歳差運動を生じさせるように発生されるｔ＝
ｔｄ時点とｔ＝ｔｅ時点とによって区切られる区間４の
間において、３個の磁場勾配▲Ｇ- z▼，▲Ｇ+ z▼，▲Ｇ
± y▼が加えられる。時間を短縮するために、これらの
３個の磁場勾配▲Ｇ- z▼，▲Ｇ+ z▼，▲Ｇ± y▼は、同
一時間区間の間に加えられる。しかしながら、この区間
に高周波電磁パルスは発生されないために：前記磁場勾
配の影響は、別々に考慮されることができる。前記負の
磁場勾配▲Ｇ- z▼は、前記Ｚ軸方向に前記スピンを再同
調させる。この結果、前記Ｚ＝Z0面内と、このＺ＝Z0面
の付近内で選択的に励起されている前記スピンは、もは
や前記Ｚ軸方向での位相弁別の影響を受けない。前記磁
場勾配▲Ｇ+ x▼，▲Ｇ± y▼は、前記Ｘ軸方向およびＹ
軸方向夫々において前記スピンの意図的な離同調に供す
る。このようにして、エンコーディングが両方向におい
て実現される。ｔ＝ｔｆ時点とｔ＝ｔｈ時点との間にお
いて、ｔ＝ｔｃ時点直前に前記Ｚ軸方向に局所的に存す
る前記磁化に依存する共鳴信号が発生される。この磁化
の大きさは、縦緩和時間T1に依存する。例えば患者の励
起層が異なる緩和時間T1を有する異なるタイプの組織を
有する場合には、前記局所磁化は同調あるいは180゜位
相はずれのいずれかにある。これは、前記局所磁化が高
周波電磁90゜パルスによって前記磁化の影響を受けるに
先立って前述の負のＺ軸方向になお向けられるように、
持続時間Ｔ＝（ｔｂ・ｔｃ）がT1・1n2より小さい場合
に、前記最終磁化が、例えば持続時間ＴがT1・1n2を超
えるところの組織での原子核によって発生される前記局
所磁化に対して180゜の位相はずれにあるためである。
次に、この局所磁化は、ｔ＝ｔｃ時点で前述の正のＺ軸
方向に向けられる。前述した渦電流によって生じる磁場
勾配は、反転回復測定法の間において共鳴信号の位相ま
たは周波数成分を乱すことができる。
第２図は、スピンエコーパルス系列を示している。区間
１の間おいて、反転回復系列間と同一の磁場勾配Ｇｚの
変化をえるように擬似磁場勾配▲Ｇ+ z▼が加えられる。
この結果、少なくとも実質的に等しい渦電流が生じる。
これによって、渦電流によって生じる前記位相誤りは：
少なくとも両系列においてほぼ等しくある。ｔ＝ｔｃ時
点とｔ＝td時点とによって区切られる区間３に発生され
る前記高周波電磁90゜パルスは、前記層内に局所的に存
する前記スピンによって形成される前記磁化を前記Ｚ軸
に関してて90゜の角度まで回転させる。ｔ＝ｔｅ時点と
ｔ＝ｔｆ時点とよって区切られる区間５の間において発
生される前記高周波電磁180゜パルスは、区間（ｔｆ,t
ｈ））の間にエコー共鳴信号を生ずる。前記磁場勾配▲
Ｇ+ z▼，▲Ｇ- z▼，▲Ｇ+ x▼，▲Ｇ± y▼の機能は、第
１図の反転回復パルス系列の説明で述べたのと同様であ
る。たとえ、例えば異なる緩和時間T1を有する異なるタ
イプの組織が再び励起層に存していても、最終的に得ら
れる前記局所磁化は、理想的には同調である。これは、
前述の負のＺ軸に沿って向けられる磁化が測定中に生じ
ないためである。前述した渦電流のために、妨害はスピ
ンエコー測定中に得られた画像にも生ずる。これから説
明するように、正しくない強度を有する画素にもたらす
反転回復像での前記位相誤りは、反転回復測定法とスピ
ンエコー測定法との組み合せによって減ざられることが
できる。この反転回復測定法の共鳴信号の二倍位相敏感
検波の後に、この検波から導出される２グループの信号
が濾過（フィルター）後にサンプリングされる。この濾
過後に、複合画像は、2Dフリーエ変換によって２クルー
プのサンプリング値から再構成される。この操作は、前
記スピンエコー測定法の共鳴信号に関して行なわれる。
１の間おいて、反転回復系列間と同一の磁場勾配Ｇｚの
変化をえるように擬似磁場勾配▲Ｇ+ z▼が加えられる。
この結果、少なくとも実質的に等しい渦電流が生じる。
これによって、渦電流によって生じる前記位相誤りは：
少なくとも両系列においてほぼ等しくある。ｔ＝ｔｃ時
点とｔ＝td時点とによって区切られる区間３に発生され
る前記高周波電磁90゜パルスは、前記層内に局所的に存
する前記スピンによって形成される前記磁化を前記Ｚ軸
に関してて90゜の角度まで回転させる。ｔ＝ｔｅ時点と
ｔ＝ｔｆ時点とよって区切られる区間５の間において発
生される前記高周波電磁180゜パルスは、区間（ｔｆ,t
ｈ））の間にエコー共鳴信号を生ずる。前記磁場勾配▲
Ｇ+ z▼，▲Ｇ- z▼，▲Ｇ+ x▼，▲Ｇ± y▼の機能は、第
１図の反転回復パルス系列の説明で述べたのと同様であ
る。たとえ、例えば異なる緩和時間T1を有する異なるタ
イプの組織が再び励起層に存していても、最終的に得ら
れる前記局所磁化は、理想的には同調である。これは、
前述の負のＺ軸に沿って向けられる磁化が測定中に生じ
ないためである。前述した渦電流のために、妨害はスピ
ンエコー測定中に得られた画像にも生ずる。これから説
明するように、正しくない強度を有する画素にもたらす
反転回復像での前記位相誤りは、反転回復測定法とスピ
ンエコー測定法との組み合せによって減ざられることが
できる。この反転回復測定法の共鳴信号の二倍位相敏感
検波の後に、この検波から導出される２グループの信号
が濾過（フィルター）後にサンプリングされる。この濾
過後に、複合画像は、2Dフリーエ変換によって２クルー
プのサンプリング値から再構成される。この操作は、前
記スピンエコー測定法の共鳴信号に関して行なわれる。
反転回復（IR）画素の値およびスピンエコー（SE）画素
の値は、複素数表示で次のように表わされることができ
る。
の値は、複素数表示で次のように表わされることができ
る。
なお、ＳIRは複素数のIR画素の値であり、mod（ＳIR）
は係数であり、 複素数のIR画素の位相である。相応する表示が、前記ス
ピンエコー共鳴画素にも用いられる。言い換えれば、理
想的に、渦電流によって生じる前記位相誤りがなく、ま
た例えば静的な均一磁場の不均一および不完全な高周波
電磁の90゜または180゜パルスによって生じるような他
の位相誤りがなければ、次式が成立する。
は係数であり、 複素数のIR画素の位相である。相応する表示が、前記ス
ピンエコー共鳴画素にも用いられる。言い換えれば、理
想的に、渦電流によって生じる前記位相誤りがなく、ま
た例えば静的な均一磁場の不均一および不完全な高周波
電磁の90゜または180゜パルスによって生じるような他
の位相誤りがなければ、次式が成立する。
したがって、 である。また、 であることから、 である。
前述渦電流によって生じる位相誤りおよび他の位相誤り
が、Δφの項において考慮される場合に：式（１），
（２）は次のようになる。
が、Δφの項において考慮される場合に：式（１），
（２）は次のようになる。
により各画素について、今や簡単に定められることがで
きる。なお、ReSSEおよびImSSEは、夫々前記複素数の画
素（２）の実数部と虚数部とである。前記複素数の画素
ＳSE,SIRの位相誤りが、同一にふるまい。
きる。なお、ReSSEおよびImSSEは、夫々前記複素数の画
素（２）の実数部と虚数部とである。前記複素数の画素
ＳSE,SIRの位相誤りが、同一にふるまい。
を示すと仮定するならば、反転回復画素での前記位相誤
りは減ぜられることができる。この条件は、実際、反転
回復測定または、例えばスピンエコー測定の間に前記ス
ピンが前記磁場勾配によって前記位相誤りに関して同じ
効果を受けるように実験状況を選ぶと、実質的に満足さ
れることができる。第１図および第２図に示されるよう
な測定法は、適切な例である。式（１）による前記IR画
素の係数像は、式（５）による前記IR画素の係数像と同
一である。修正のために、式（３）による前記係数の＋
または−符号を定めることがただ必要である。前記係数
は、 である場合には、＋符号を得ることが適切に判断するこ
とができ、また である場合には、−符号を得ることがわかる。これらの
式において は、前記IR測定法の画素当りの測定された位相であり、
また は前記SE測定法の画素当りの測定された位相である。他
の評価区間もまた選択されることができる。前記係数に
＋または−符号を与えることに加えて、例えば、この係
数が評価区間の境の付近で小さくされることができる。
この評価区間は、前記符号関数がその評価区間の境の付
近での絶対値よりも小さい絶対値を有することを意味す
る。他の可能性は、前記境の付近で＋または−符号を決
めるためのより上級の統計上の手段を用いることにあ
る。
りは減ぜられることができる。この条件は、実際、反転
回復測定または、例えばスピンエコー測定の間に前記ス
ピンが前記磁場勾配によって前記位相誤りに関して同じ
効果を受けるように実験状況を選ぶと、実質的に満足さ
れることができる。第１図および第２図に示されるよう
な測定法は、適切な例である。式（１）による前記IR画
素の係数像は、式（５）による前記IR画素の係数像と同
一である。修正のために、式（３）による前記係数の＋
または−符号を定めることがただ必要である。前記係数
は、 である場合には、＋符号を得ることが適切に判断するこ
とができ、また である場合には、−符号を得ることがわかる。これらの
式において は、前記IR測定法の画素当りの測定された位相であり、
また は前記SE測定法の画素当りの測定された位相である。他
の評価区間もまた選択されることができる。前記係数に
＋または−符号を与えることに加えて、例えば、この係
数が評価区間の境の付近で小さくされることができる。
この評価区間は、前記符号関数がその評価区間の境の付
近での絶対値よりも小さい絶対値を有することを意味す
る。他の可能性は、前記境の付近で＋または−符号を決
めるためのより上級の統計上の手段を用いることにあ
る。
本発明は、画素当りの前記縦緩和時間T1を定めるために
も用いられることができる。雑誌「Magn.Res.in Med.
2」（P 136〜158,1985）から、前記画素ＳIR,SSE夫々の
実部Re（ＳIR）,Re（ＳSE）の比率、 から前記緩和時間T1を導出することが知られている。式
（10）からわかるように、この緩和時間T1の決定は、位
相誤りにも依存される。本発明によって、前記緩和時間
T1が、 によって導出される場合に、この緩和時間T1は位相誤り
なしに定められることができる。なお、符号関数は、式
（９）の規準または他の規準によって＋符号または−符
号夫々を発生する。前記画素当りの縦緩和時間T1は、計
算機の索引テーブルにおいて関連される緩和時間T1を調
べるために前記式（11）によって得られる値Ｒを用いる
ことによってほぼ定められることができる。前記計算機
の索引テーブルには、前記理論的比率Ｒが前記関連され
る緩和時間T1とともに規定されている。式（11）から得
られた前記比率Ｒを用いる場合に、緩和時間T1は前記理
論的比率Ｒから数字の零点を定める方法によって解かれ
ることもできる。
も用いられることができる。雑誌「Magn.Res.in Med.
2」（P 136〜158,1985）から、前記画素ＳIR,SSE夫々の
実部Re（ＳIR）,Re（ＳSE）の比率、 から前記緩和時間T1を導出することが知られている。式
（10）からわかるように、この緩和時間T1の決定は、位
相誤りにも依存される。本発明によって、前記緩和時間
T1が、 によって導出される場合に、この緩和時間T1は位相誤り
なしに定められることができる。なお、符号関数は、式
（９）の規準または他の規準によって＋符号または−符
号夫々を発生する。前記画素当りの縦緩和時間T1は、計
算機の索引テーブルにおいて関連される緩和時間T1を調
べるために前記式（11）によって得られる値Ｒを用いる
ことによってほぼ定められることができる。前記計算機
の索引テーブルには、前記理論的比率Ｒが前記関連され
る緩和時間T1とともに規定されている。式（11）から得
られた前記比率Ｒを用いる場合に、緩和時間T1は前記理
論的比率Ｒから数字の零点を定める方法によって解かれ
ることもできる。
前記比率Ｒに関する前記緩和時間T1の理論的依存状態
は、ブロッホ方程式の解によって見出されることができ
る。注目されるべきことは、画像再構成が、例えば投影
再構成手段を用いることも可能であるほどに磁場勾配の
巧みな処置を含む場合には、両系列での前記区間２の後
に、いずれか他の手段が前記共鳴信号を導出するため
に、またはエコー信号を発生するために用いられること
ができることである。
は、ブロッホ方程式の解によって見出されることができ
る。注目されるべきことは、画像再構成が、例えば投影
再構成手段を用いることも可能であるほどに磁場勾配の
巧みな処置を含む場合には、両系列での前記区間２の後
に、いずれか他の手段が前記共鳴信号を導出するため
に、またはエコー信号を発生するために用いられること
ができることである。
第１図及び第２図は、本発明による磁気共鳴反転回復像
の位相修正方法とその装置を説明するための図面であっ
て、 第１図はスピンエコー読み取りを有する反転回復測定法
のパルス系列、 第２図はスピンエコー測定法のパルス系列である。 ▲Ｇ+ x▼，▲Ｇ± y▼，▲Ｇ+ z▼……磁場勾配 R1……縦緩和時間 R2……横緩和時間
の位相修正方法とその装置を説明するための図面であっ
て、 第１図はスピンエコー読み取りを有する反転回復測定法
のパルス系列、 第２図はスピンエコー測定法のパルス系列である。 ▲Ｇ+ x▼，▲Ｇ± y▼，▲Ｇ+ z▼……磁場勾配 R1……縦緩和時間 R2……横緩和時間
Claims (7)
- 【請求項１】（ａ） スピン共鳴信号は、安定した均一
磁場内に置かれた物体の局所に高周波励起パルスによっ
て２個の第１および第２の系列で発生されて、前記均一
磁場に重畳される磁場勾配の存在のもとに測定されると
ともに、 （ｂ） 前記第１の系列での励起パルスは、核磁化を反
転させる高周波反転パルスに先行され、 （ｃ） 変換を用いて、複合像値の第１の画像が前記第
１の系列から形成されるに対して、この複合像値の第２
の画像は前記第２の系列から形成され、かつ （ｄ） 前記第１および第２の画像での各画素は、画像
振幅と画像位相とによって表わされて、 前記物体の局所での核磁化分布を定める磁気共鳴反転回
復像の位相修正方法において、符号関数値は、対応する
各画素にとって、前記第１の画像と第２の画像との画素
間での位相相違から定められることを特徴とする磁気共
鳴反転回復像の位相修正方法。 - 【請求項２】前記符号関数は、前記位相相違φが にある場合には＋１値を有し、また 以外にある場合には−１値を有することを特徴とする特
許請求の範囲第１項に記載の磁気共鳴反転回復像の位相
修正方法。 - 【請求項３】（ａ） 前記磁場勾配の変化は、前記２つ
の系列において前記スピン共鳴信号の各対について一致
しているとともに、 （ｂ） 擬似磁場勾配は、前記第２の系列において、前
記高周波反転パルスが前記第１の系列で生じる位置に対
応する位置に加えられることを特徴とする特許請求の範
囲第１項または第２項に記載の磁気共鳴反転回復像の位
相修正方法。 - 【請求項４】（ａ） 前記第２の系列は、異なる分解能
によって発生されるとともに、 （ｂ） 補間および変換によって、前記第１の系列から
の画像と同じ分解能を有する画像が前記第２の系列から
得られる ことを特徴とする特許請求の範囲第１項、第２項または
第３項に記載の磁気共鳴反転回復像の位相修正方法。 - 【請求項５】（ａ） 第３の画像は、前記第１および第
２の複合画像から形成されるとともに、 （ｂ） 前記第３の画像の各画素は、前記第１の画像の
対応する画素の画像振幅と、前記符号関数の関連される
値との積から導出されることを特徴とする特許請求の範
囲第１項乃至第４項のいずれかに記載の磁気共鳴反転回
復像の位相修正方法。 - 【請求項６】（ａ） 各画素に対して、縦緩和時間T1に
依存する比率が定められるとともに、 （ｂ） この比率は、前記第１および第２の画像に対応
する前記画素に関する前記符号関数の値によって乗算さ
れた、これら画素の画像振幅の商である ことを特徴とする特許請求の範囲第１項乃至第４項のい
ずれかに記載の磁気共鳴反転回復像の位相修正方法。 - 【請求項７】（ａ） 安定した均一磁場を発生させるた
めの手段、 （ｂ） 高周波励起パルスを発生させるための手段、 （ｃ） 前記均一磁場に重畳される磁場勾配を発生させ
るための手段、 （ｄ） スピン共鳴信号を測定するための手段、 （ｅ） 測定された前記スピン共鳴信号を処理するため
の処理手段および （ｆ） 前記磁場発生手段と、前記高周波励起パルス発
生手段と、前記磁場勾配発生手段と、前記スピン共鳴信
号測定手段と、前記処理手段を制御するための制御手段 を具えて、 前記制御手段は、異なる系列の測定に適しているととも
に、 前記処理手段は、２つの異なる系列からの測定結果を結
合し、かつ前記系列からの画像を定めるに適している。 物体の局所での核磁化分布を定める磁気共鳴反転回復像
の位相修正装置において、 前記処理手段は、対応する画素に関して、第１および第
２の画像の画素間での位相相違から符号関数の値を定め
ることを特徴とする磁気共鳴反転回復像の位相修正装
置。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| NL8502871 | 1985-10-22 | ||
| NL8502871A NL8502871A (nl) | 1985-10-22 | 1985-10-22 | Werkwijze en inrichting voor het fasecorrigeren van mri-beelden. |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS62101234A JPS62101234A (ja) | 1987-05-11 |
| JPH0687845B2 true JPH0687845B2 (ja) | 1994-11-09 |
Family
ID=19846742
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP61251565A Expired - Lifetime JPH0687845B2 (ja) | 1985-10-22 | 1986-10-22 | 磁気共鳴反転回復像の位相修正方法とその装置 |
Country Status (7)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US4754223A (ja) |
| EP (1) | EP0223279B1 (ja) |
| JP (1) | JPH0687845B2 (ja) |
| CA (1) | CA1269703A (ja) |
| DE (1) | DE3671525D1 (ja) |
| IL (1) | IL80458A (ja) |
| NL (1) | NL8502871A (ja) |
Families Citing this family (8)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| IL82029A (en) * | 1987-03-27 | 1990-07-26 | Elscint Ltd | Method for performing magnetic resonance studies of restricted volumes |
| US4812760A (en) * | 1987-07-27 | 1989-03-14 | General Electric Company | Multi-dimensional selective NMR excitation with a single RF pulse |
| NL8702701A (nl) * | 1987-11-12 | 1989-06-01 | Philips Nv | Werkwijze en inrichting voor automatische fasecorrectie van complexe nmr spectra. |
| EP0370138B1 (en) * | 1988-11-25 | 1994-10-05 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Magnetic resonance method and device for suppressing a signal from a chemical shift component in a longitudinal relaxation time weighted magnetic resonance image |
| DE4005675C2 (de) * | 1990-02-22 | 1995-06-29 | Siemens Ag | Verfahren zur Unterdrückung von Artefakten bei der Bilderzeugung mittels kernmagnetischer Resonanz |
| WO2004025567A2 (en) * | 2002-09-12 | 2004-03-25 | Nline Corporation | System and method for acquiring and processing complex images |
| EP2148212B1 (en) * | 2008-07-24 | 2019-08-21 | Toshiba Medical Systems Corporation | Magnetic resonance imaging apparatus for contrast enhancement of images |
| US10267882B2 (en) * | 2010-10-13 | 2019-04-23 | Toshiba Medical Systems Corporation | MRI T1 image-guided tissue diagnostics |
Family Cites Families (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS5938636A (ja) * | 1982-08-28 | 1984-03-02 | Toshiba Corp | 核磁気共鳴装置 |
| JPS6024463A (ja) * | 1983-07-20 | 1985-02-07 | Toshiba Corp | 核磁気共鳴映像法 |
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