专利名称：Mri设备和mra成像方法
技术领域：
本发明涉及一种MRI(磁共振成像)设备和MRA(磁共振血管照相术)成像方法，更具体地说，涉及这样的MRI设备和MRA成像方法，它们能够减小由信号的强度的衰减引起的图像质量降低，并且即使在成像区中同时存在快速血流和慢速血流时也能够满意地再现血流。
背景技术：
TOF(飞行时间)技术是公知的再现血流的常规MRA成像技术的实例。
一般地，TOF技术通过利用流入效应以白色再现血流，通过这种技术，与对应于通过RF(射频)脉冲饱和的周围组织的NMR信号相比，增强了来自流进厚切片的并且未被RF饱和的未饱和血流的NMR(核磁共振)信号。
下文概述根据TOF技术的MRA成像的实例。
常规实例1附图8所示为在给对象的头部H中的血流成像的过程中在成像区A、切片S′和翻转角(flip angle)α之间的关系的解释性附图。
成像区A的厚度L例如是15cm。
切片S′的厚度等于成像区A的厚度。
如翻转角分布P61所示，翻转角α相对于切片S′的厚度方向具有恒定值αv。
如果主要对快速血流进行成像，则翻转角αv设定为较小的值(例如，20°)；而如果主要对较慢的血流进行成像，则翻转角α设定为大的值(例如，40°)。
常规的实例2附图9所示为在日本专利申请公开No.H5-154132中公开的翻转角分布P71的解释性附图。
在翻转角分布P71中，翻转角α随着厚度方向Z的位置而变化。具体地说，翻转角αs在血流快的颈部附近较小，而翻转角αe在血流慢的头顶附近较大，这就线性地改变翻转角α。
常规的实例3附
图10所示为另一翻转角分布P81的解释性附图。
在翻转角分布P81中，成像区A划分为多个切片Sa-Sf，每个切片的厚度τ小于成像区A的厚度L。例如厚度τ为2.5cm。翻转角α相对于厚度方向Z具有恒定值αv。
在参考附图8描述的常规MRA成像方法中，由于将成像区定义为一个切片S′，因此减小了成像时间；但是，由于整个成像区A具有恒定的翻转角αv，因此该方法带来的问题是在成像区A中同时存在快速血流和慢速血流时很难满意地再现整个血流。
在另一方面，在参考附图9所描述的常规的MRA成像方法中，因为将成像区定义为一个切片S′，因此减小了成像时间；但是，在切片S′中的血流的滞留时间长，在远端部分中的信号强度受到了衰减，导致降低了图像质量的问题。
此外，在参考附图10所描述的常规MRA成像方法中，由于将成像区划分为多个薄的切片Sa-Sf，因此防止了信号强度的衰减引起的图像质量降低，并且减小了血流滞留在每个切片Sa中的时间；但是，由于整个成像区A具有恒定的翻转角αv，该方法带来的问题是在成像区A中同时存在快速血流和慢速血流时很难满意地再现整个血流。
发明概述因此本发明的一个目的是提供一种MRI设备和MRA成像方法，这种MRI设备和MRA成像方法能够减小由信号强度衰减引起的图像质量的降低，并且即使在成像区中同时存在快速血流和慢速血流时也能够满意地再现血流。
根据本发明的第一方面，本发明提供了一种MRI设备，其特征在于包括产生静态磁场的静态磁场产生装置；产生梯度磁场的梯度磁场产生装置；发射具有某一翻转角分布的RF脉冲的RF脉冲发射装置，该脉冲的翻转角相对于通过划分成像区形成的多个相邻切片中的每个切片的厚度方向变化并且对于每个切片它的平均翻转角都不相同；从对象接收NMR信号的NMR信号接收装置；以及基于所说的NMR信号进行血流成像的血流成像装置。
在第一方面的MRI设备中，通过将成像区划分为薄的切片可以减小血流滞留在每个切片中的时间，因此，减小了信号强度的衰减，改善了图像质量。此外，由于在每个切片中的翻转角都不同，并且每个切片的平均翻转角也不同，因此可以通过适合于血流状态的局部变化的相应的翻转角激励切片；因此，即使在成像区中同时存在快速血流和慢速血流时也能够满意地再现整个成像区。
根据本发明的第二方面，本发明提供了一种具有前述的结构的MRI设备，其特征在于通过所说的RF脉冲发射装置划分的切片的总数的范围为3至100。
在第二方面的MRI设备中，由于切片总数的下限为“3”，因此与将成像区确定为一个切片的情况相比，能够将血流滞留时间降低到1/3或更小。此外，由于切片总数的上限为“100”，因此可以避免极大地加长成像时间的问题。
根据本发明的第三方面，本发明提供了一种具有前述的结构的MRI设备，其特征在于所说的RF脉冲发射装置发射在其中所说的翻转角线性地变化的倾斜的RF脉冲。
在第三方面的MRI设备中，由于使用倾斜的RF脉冲线性地改变翻转角，因此通过相对简单的处理可以产生并发射RF脉冲。
根据本发明的第四方面，本发明提供了一种具有前述的结构的MRI设备，其特征在于所说的MRI设备包括指定在所说的成像区的两端或每个所说的切片的两端的翻转角的翻转角指定装置，所说的RF脉冲发射装置发射其翻转角从在一端的翻转角线性地改变到在另一端上的翻转角的RF脉冲。
在第四方面的MRI设备中，通过操作员等，简单地指定在成像区的两端上的翻转角，因此能够限定从在一端上的翻转角线性地变化到另一端上的翻转角的特性，因此，翻转角的确定不涉及麻烦的操作。此外，如果指定在每个切片的两端上的翻转角，则可以细微地确定每个切片的翻转角特性。
根据本发明的第五方面，本发明提供了一种具有前述的结构的MRI设备，其特征在于所说的MRI设备包括指定在所说的成像区的两端或每个所说的切片的两端的翻转角的翻转角指定装置，所说的RF脉冲发射装置发射其翻转角从在一端的翻转角曲线地(curvilinearly)改变到在另一端上的翻转角的RF脉冲。
在第五方面的MRI设备中，通过操作员等，简单地指定在成像区的两端上的翻转角，因此能够定义从在一端上的翻转角平滑地变化到另一端上的翻转角的特性，此外，如果指定在每个切片的两端上的翻转角，则可以细微地确定每个切片的翻转角特性。
根据本发明的第六方面，本发明提供了一种具有前述的结构的MRI设备，其特征在于所说的MRI设备包括指定在所说的成像区的一端上的翻转角和比率系数的翻转角和比率系数指定装置，以及所说的RF脉冲发射装置发射其翻转角从在一端上的所说的翻转角线性地变化到通过将在一端上的所说的翻转角乘以所说的比率系数获得的在另一端上的翻转角的RF脉冲。
在第六方面的MRI设备中，通过操作员等，简单地指定成像区的一端上的翻转角和比率系数，因此可以定义从一端线性变化到成像区的另一端的翻转角。
根据本发明的第七方面，本发明提供了一种具有前述的结构的MRI设备，其特征在于所说的MRI设备包括指定在每个所说的切片的一端上的翻转角和比率系数的翻转角和比率系数指定装置，以及所说的RF脉冲发射装置发射其翻转角从在一端上的所说的翻转角线性地变化到通过将在一端上的所说的翻转角乘以所说的比率系数获得的在另一端上的翻转角的RF脉冲。
在第七方面的MRI设备中，通过操作员等，简单地指定成像区的一端上的翻转角和比率系数，因此可以限定从一端线性变化到切片的另一端的翻转角。
根据本发明的第八方面，本发明提供了一种具有前述的结构的MRI设备，其特征在于所说的RF脉冲发射装置发射具有在相邻的切片之间的邻接部分上的彼此匹配的翻转角的RF脉冲。
在第八方面的MRI设备中，防止了翻转角在切片的连接部分之间的不连续。
根据本发明的第九方面，本发明提供了一种MRI设备，其特征在于包括产生静态磁场的静态磁场产生装置；产生梯度磁场的梯度磁场产生装置；发射具有某一翻转角分布的RF脉冲的RF脉冲发射装置，该脉冲的翻转角对于在通过划分成像区形成的多个相邻切片中的每个切片都不同；从对象接收NMR信号的NMR信号接收装置；以及基于所说的NMR信号进行血流成像的血流成像装置。
在第九方面的MRI设备中，通过将成像区划分为薄的切片可以减小血流滞留在每个切片中的时间，因此，减小了信号强度的衰减，改善了图像质量。此外，由于对于每个切片翻转角都不同，因此可以通过适合于血流状态的局部变化的相应的翻转角激励切片；因此，能够满意地再现整个成像区。此外，如果相同的切片具有恒定的翻转角，则可以简化处理。
根据本发明的第十方面，本发明提供了一种具有前述的结构的MRI设备，其特征在于所说的RF脉冲发射装置发射具有5°-30°的所说的翻转角的最小值和35°-90°的所说的翻转角的最大值的RF脉冲。
在第十方面的MRI设备中，由于翻转角的最小值的范围为5°-30°，可以避免为血流区指定太大的翻转角的问题，在该血流区中可以预计较高的血流再现性能。此外，由于翻转角的最大值的范围为35°-90°，因此可以避免为在其中血流再现性能较差的血流区指定太小的翻转角的问题。
根据本发明的第十一方面，本发明提供了一种MRA成像方法，其特征在于包括将成像区划分为多个相邻的切片；发射具有某一翻转角分布的RF脉冲以采集NMR信号，该脉冲的翻转角相对于每个所说的切片的厚度方向变化并且对于每个切片它的平均翻转角都不相同；以及基于所说的NMR信号进行血流成像。
在第十一方面的MRA成像方法中，通过将成像区划分为薄的切片可以减小血流滞留在每个切片中的时间，因此，减小了信号强度的衰减，改善了图像质量。此外，由于在每个切片中的翻转角都不同，并且每个切片的平均翻转角也不同，因此可以通过适合于血流状态的局部变化的相应的翻转角激励切片；因此，即使在成像区中同时存在快速血流和慢速血流时也能够满意地再现整个成像区。
根据本发明的第十二方面，本发明提供了一种具有前述构造的MRA成像方法，其特征在于所说的切片的厚度的范围为1.5mm-5cm。
在第十二方面的MRA成像方法中，由于切片的厚度的下限是1.5mm，因此避免了由于切片的总数量非常大而引起极大加长成像时间的问题。此外，由于切片的厚度的上限是5cm或更小，因此避免了血流滞留在一个切片内的时间加长和血流的信号强度衰减的问题。
根据本发明的第十三方面，本发明提供了一种具有前述构造的MRA成像方法，其特征在于所说的RF脉冲是其中所说的翻转角线性变化的倾斜的RF脉冲。
在第十三方面的MRA成像方法中，由于使用倾斜的RF脉冲线性地改变翻转角，因此通过相对简单的处理可以产生并发射RF脉冲。
根据本发明的第十四方面，本发明提供了一种具有前述构造的MRA成像方法，其特征在于在将对象的头部确定为成像区并从颈动脉到头顶通过将成像区划分为彼此相邻的多个切片来实施成像时，在颈动脉附近的切片中的平均翻转角小于在头顶附近的切片中的平均翻转角。
在第十四方面的MRA成像方法中，通过相对小的平均翻转角激励血流较快的颈动脉附近的区域。在另一方面，通过相对大的平均翻转角激励血流慢的头顶附近的区域。结果，可以满意地再现整个头部的血流。
根据本发明的第十五方面，本发明提供了一种MRA成像方法，其特征在于将成像区划分为多个相邻的切片；发射具有某一翻转角分布的RF脉冲以采集NMR信号，该脉冲的翻转角对于每个所说的切片都不相同；以及基于所说的NMR信号进行血流成像。
在第十五方面的MRA成像方法中，通过将成像区划分为薄的切片可以减小血流滞留在每个切片中的时间，因此，改善了图像质量。此外，由于对于每个切片翻转角都不同，因此可以通过适合于血流状态的局部变化的相应的翻转角激励切片；因此，能够满意地再现整个成像区。此外，如果相同的切片具有恒定的翻转角，则可以简化处理。
根据本发明的第十六方面，本发明提供了一种具有前述构造的MRA成像方法，其特征在于实施利用TOF效应的血流成像。
在第十六方面的MRA成像方法中，通过使用TOF效应(一般地，流入效应)可以形成高质量的血流图像。
根据本发明的MRI设备和MRA成像方法，通过减小单个切片的厚度，减小了血流在每个切片中滞留的时间，减小了信号强度的衰减，并且改善了图像质量。此外，对应于在成像区中的血流状态的变化，通过使每个切片的翻转角不同，可以改善具有的不同速度的整个血流的再现性能。特别是，通过在每个切片内改变翻转角可以精确地适应血流速度的局部变化，由此增强了临床意义。
通过在附图中所示的本发明的优选实施例的描述，将会清楚本发明的进一步目的和优点。
附图概述附图1所示为根据第一实施例的MRI设备的结构方块图。
附图2所示为使用TOF技术的MRA成像方法的实例性脉冲序列图。
附图3所示为通过附图2的脉冲序列在成像过程中在成像区和切片的翻转角之间的关系的解释性附图。
附图4所示为根据第二实施例的翻转角分布的解释性附图。
附图5所示为根据第三实施例的翻转角分布的解释性附图。
附图6所示为根据第四实施例的翻转角分布的解释性附图。
附图7所示为根据第五实施例的翻转角分布的解释性附图。
附图8所示为根据常规技术在成像区和切片的翻转角之间的关系的解释性附图。
附图9所示为根据常规技术翻转角分布的另一解释性附图。
附图10所示为根据常规技术翻转角分布的再一解释性附图。
本发明的详细描述下文参考在附图中所示的实施例详细地描述本发明。应该注意的是本发明并不限于这些实施例。
-第一实施例-附图1所示为根据第一实施例的MRI设备的结构方块图。
在MRI系统100中，磁体组件1具有在其中插入对象的孔(腔体部分)，并以下列组件包围该孔形成梯度磁场的梯度线圈(该梯度磁场线圈包括X-轴、Y-轴和Z-轴线圈，这些磁场的组合形成了片层轴、经轴(warp axis)和读取轴)1G、施加RF脉冲以激励在该对象内的原子核自旋的发射线圈1T、检测来自对象的NMR信号的接收线圈1R和产生静态磁场的静态磁场电源2和静态磁场线圈1C。
应该注意的是，可以使用永磁体对替代静态磁场电源2和静态磁场线圈1C。
梯度磁场线圈1G连接到梯度线圈驱动电路3。发射线圈1T连接到RF功率放大器4。接收线圈1R连接到前置放大器5。
序列存储电路8响应来自计算机7的指令根据TOF技术基于MRA成像序列运行梯度磁场驱动电路3以从梯度线圈1G中产生梯度磁场。序列存储电路8也运行门控调制电路9以将RF振荡电路10的高频输出信号调制为具有预定的时序和包络线的脉冲信号。然后，将该脉冲信号作为RF脉冲施加到RF功率放大器4，并在RF功率放大器4进行功率放大，然后将其施加到磁体组件1的发射线圈1T中以发射RF脉冲。
前置放大器5放大在磁体组件1的接收线圈1r中所检测的来自对象的NMR信号，并将该信号输入到相位检测器12。相位检测器12应用RF振荡电路10的输出作为基准信号对该NMR信号进行相位检测，并将经相位检测的信号施加到A/D转换器11。该A/D转换器11将经相位检测的模拟信号信号转换为数字信号形式的MR数据，并将它们输入到计算机7。
计算机对MR数据执行血流成像。由此获得的血流图像显示在显示装置6的屏幕上。
计算机7还负责总体控制，比如接收从操作台13输送的信息。
附图2所示为使用3D(三维)TOF技术的MRA成像方法的实例性脉冲序列图。
脉冲序列PS包括通过施加RF脉冲Rα和片层选择梯度ss′激励对象片层；施加相位编码梯度pe；施加片层厚度方向编码梯度fe；以及在施加读出梯度rd的同时从回波E采集NMR信号。通过TOF效应在血流部分中NMR信号具有强的强度。以相位编码梯度pe的变化编码量和片层厚度方向编码梯度fe的变化编码量重复该过程。注意，TE表示回波时间，TR表示重复时间。
然后，基于采集的NMR信号重构三维模型(体积模型)，实施MIP(最大的强度投影)处理以产生血流图像。
应该注意的是，例如GRASS(在稳态中梯度取消采集)技术或SPGR(破碎GRASS)技术可以用作高速成像技术。
附图3所示为使用附图2的脉冲序列PS在给对象的头部H中的动脉血流进行成像的过程中在成像区A和切片的翻转角α之间的关系的解释性附图。
在附图3(a)中，成像区A的厚度L例如是15cm。
如附图3(b)中的翻转角分布P1所示，对于切片S1-S6分别对成像区A进行成像。切片的总数范围优选为3至100。每个切片的厚度τ的范围优选为例如1.5mm至5cm。
翻转角α相对于厚度方向Z从在颈动脉附近的成像区A的端部上的翻转角αs线性变化到在头顶附近的端部的翻转角αe。αs的值例如为20°(优选，5°-30°)。αs的值例如为40°(优选，35°-90°)。例如，通过倾斜的RF脉冲实现这种特性。
例如通过如下的过程(1)或(2)建立翻转角α的特性(1)操作员指定在成像区A的端部上的翻转角αs和αe以在αs和αe之间线性地改变翻转角；或者(2)操作员指定在成像区A的一端上的翻转角αs和比率系数k以将翻转角从成像区A的一端上的αs线性地改变到在另一端上的αe＝k×αs。
根据第一实施例的MRI设备100，通过减小每个切片S1-S6的厚度τ减小血流滞留时间的措施可以提高来自血流的NMR信号和来自脑部物质的NMR信号之间的差值，因此改善了图像质量。此外，在血流较快的颈动脉附近的翻转角α小，而在血流较慢的头顶附近大，而在其中存在湍流的中间部分如Willis圈为中等；因此，可以满意地再现在成像区A上的整个血流。
虽然下面的实施例与第一实施例基本相同，但翻转角的变化模式不同。
-第二实施例-附图4所示为根据第二实施例的翻转角分布P21的解释性附图。
在翻转角分布P21中，切片S21-S26的翻转角α从每个切片的一端上的翻转角线性变化到通过将在一端上的翻转角乘以比例系数K获得的在另一端上的翻转角。
在这种情况下，操作员指定在每个切片S21-S26的一端的翻转角α1-α6，并指定比率系数K。然后，计算机7和序列存储器电路8计算在每个切片S21-S26的另一端的翻转角α1′-α6′并产生需要从在切片S21-S26的一端的翻转角α1-α6线性地变化到在它的另一端的翻转角α1′-α6′的翻转角的RF脉冲。
在附图4中所示的实例中，每个切片S21-S26的中点上的翻转角α(＝每个切片S21-S26的平均翻转角)定义为相对于厚度方向Z线性变化。
可替换的是，操作员可以指定在每个切片S21-S26的两端部的翻转角。
-第三实施例-附图5所示为根据第三实施例的翻转角分布P31的解释性附图。
在翻转角分布P31中，切片S31-S36的翻转角α从每个切片的一端上的翻转角曲线性地变化到通过将在一端上的翻转角乘以比例系数K获得的在另一端上的翻转角。
在这种情况下，操作员指定每个切片S31-S36的两端部的翻转角和曲线函数。然后，计算机7和序列存储器电路8产生实现这种特性的RF脉冲。
-第四实施例-附图6所示为根据第四实施例的翻转角分布P41的解释性附图。
在翻转角分布P41中，切片S41-S46的翻转角α对应于在成像区的端部上的翻转角αs和αe之间的函数f(Z)进行曲线性地变化(在附图3中的R)。
在这种情况下，操作员指定在成像区的端部的翻转角αs和αe和函数f(Z)。然后，计算机7和序列存储器电路8产生实现这种特性的RF脉冲。
-第五实施例-附图7所示为根据第五实施例的翻转角分布P51的解释性附图。
在翻转角分布P51中，切片S51-S56的翻转角α在相同的切片中恒定，但在成像区的端部上的翻转角αs和αe之间逐步变化(在附图3中的R)。
在这种情况下，操作员指定成像区的端部的翻转角αs和αe和函数f(Z)。然后，计算机7和序列存储器电路8产生实现这种特性的RF脉冲。
根据第五实施例的MRI设备，不需要改变在切片S51-S56的每个切片中的翻转角α，因此简化了RF脉冲发射的计算和控制。
虽然上文已经描述了在第一至第五实施例中根据TOF技术实施的MRA成像的情况，但是本发明也可以应用于根据PC(相差)技术实施的MRA成像的情况。
在不脱离本发明的精神范围的前提下可以构造出许多不同的实施例。应该理解的是本发明并不限于在说明书中所描述的特定的实施例，而是以所附加的权利要求来限定。
权利要求
1.一种MRI设备，包括产生静态磁场的静态磁场产生装置；产生梯度磁场的梯度磁场产生装置；发射具有翻转角分布的RF脉冲的RF脉冲发射装置，该脉冲的翻转角相对于通过划分成像区形成的多个相邻切片中的每个切片的厚度方向变化并且对于每个切片它的平均翻转角都不相同；从对象接收NMR信号的NMR信号接收装置；以及基于所说的NMR信号进行血流成像的血流成像装置。
2.权利要求1所述的MRI设备，其中通过所说的RF脉冲发射装置划分的切片的总数的范围为3至100。
3.权利要求1所述的MRI设备，其中所说的RF脉冲发射装置发射倾斜RF脉冲，其中所说的翻转角线性地变化的。
4.权利要求1所述的MRI设备，其中所说的MRI设备包括在所说的成像区的两端或每个所说的切片的两端指定翻转角的翻转角指定装置，所说的RF脉冲发射装置发射其翻转角从在一端的翻转角线性地改变到在另一端上的翻转角的RF脉冲。
5.权利要求1所述的MRI设备，其中所说的MRI设备包括指定在所说的成像区的两端或每个所说的切片的两端的翻转角的翻转角指定装置，所说的RF脉冲发射装置发射其翻转角从在一端的翻转角曲线性地改变到在另一端上的翻转角的RF脉冲。
6.权利要求1所述的MRI设备，其中所说的MRI设备包括指定在所说的成像区的一端上的翻转角和比率系数的翻转角和比率系数指定装置，以及所说的RF脉冲发射装置发射其翻转角从在一端上的所说的翻转角线性地变化到通过将在一端上的所说的翻转角乘以所说的比率系数获得的在另一端上的翻转角的RF脉冲。
7.权利要求1所述的MRI设备，其中所说的MRI设备包括指定在每个所说的切片的一端上的翻转角和比率系数的翻转角和比率系数指定装置，以及所说的RF脉冲发射装置发射其翻转角从在一端上的所说的翻转角线性地变化到通过将在一端上的所说的翻转角乘以所说的比率系数获得的在另一端上的翻转角的RF脉冲。
8.权利要求1所述的MRI设备，其中所说的RF脉冲发射装置发射具有在相邻的切片之间的邻接部分上的彼此匹配的翻转角的RF脉冲。
9.一种MRI设备，包括产生静态磁场的静态磁场产生装置；产生梯度磁场的梯度磁场产生装置；发射具有翻转角分布的RF脉冲的RF脉冲发射装置，该脉冲的翻转角对于在通过划分成像区形成的多个相邻切片中的每个切片都不同；从对象接收NMR信号的NMR信号接收装置；以及基于所说的NMR信号进行血流成像的血流成像装置。
10.权利要求1或9所述的MRI设备，其中所说的RF脉冲发射装置发射具有5°-30°的所说的翻转角的最小值和35°-90°的所说的翻转角的最大值的RF脉冲。
11.一种MRA成像方法，包括如下的步骤将成像区划分为多个相邻的切片；发射具有翻转角分布的RF脉冲以采集NMR信号，该脉冲的翻转角相对于每个所说的切片的厚度方向变化并且对于每个切片它的平均翻转角都不相同；以及基于所说的NMR信号进行血流成像。
12.权利要求11所述的MRA成像，其中所说的切片的厚度的范围为1.5mm-5cm。
13.权利要求11所述的MRA成像方法，其中所说的RF脉冲是其中所说的翻转角线性变化的倾斜的RF脉冲。
14.权利要求11所述的MRA成像方法，其中在将对象的头部确定为成像区并从颈动脉到头顶通过将成像区划分为彼此相邻的多个切片来实施成像时，在颈动脉附近的切片中的平均翻转角小于在头顶附近的切片中的平均翻转角。
15.权利要求11所述的MRA成像方法，其中实施利用TOF效应的血流成像。
全文摘要
为减小由信号强度的衰减引起的图像质量降低或即使在成像区中同时存在快速血流和慢速血流时满意地再现血流，将成像区A划分为多个相邻的切片S1－S6；发射带有翻转角分布的RF脉冲以采集NMR信号，对于切片S1－S6的每个切片该脉冲的翻转角α在每个切片S1－S6的厚度方向上变化，并且对于每个切片S1－S6它的平均翻转角也不相同；以及基于NMR信号实施血流成像。
文档编号G01R33/563GK1441258SQ0310634
公开日2003年9月10日 申请日期2003年2月25日 优先权日2002年2月25日
发明者三好光晴, 小杉进 申请人:Ge医疗系统环球技术有限公司