DE2921253C2 - - Google Patents
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- G—PHYSICS
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- G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
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- G01R33/38—Systems for generation, homogenisation or stabilisation of the main or gradient magnetic field
- G01R33/389—Field stabilisation, e.g. by field measurements and control means or indirectly by current stabilisation
Description
Die Erfindung betrifft ein Verfahren und eine Vorrichtung
zum Erzeugen von Bildern der Verteilung des Wassergehaltes
oder der Spin-Spin- bzw. der Spin-Gitter-Relaxationszeitkonstanten
in einem ausgewählten Bereich eines Körpers mittels gyromagnetischer
Resonanz, insbesondere mittels kernmagnetischer Resonanz.
Solche Methoden können zur Untersuchung von Körpern unterschiedlicher
Art verwendet werden.
Es ist in letzter Zeit vorgeschlagen worden, diese Methoden
für medizinische Untersuchungen vorzusehen, um die Verteilung
des Wassergehaltes oder der obengenannten Relaxationszeitkonstanten in
Querschnittsscheiben oder in Volumina von Patienten zu ermitteln.
Trotz der unterschiedlichen Bedeutung sind die Bilder solcher
Verteilungen ähnlich den Bildern der Verteilungen der Röntgenstrahlschwächung,
die man bei der Computer-Tomographie erhält.
Kernmagnetische Resonanzsysteme (auch NMR-Systeme genannt)
arbeiten derart, daß man den zu untersuchenden Körper unter
Zuhilfenahme von Spulenanordnungen geeigneten Kombinationen
magnetischer Felder unterwirft und die in einer oder mehreren
Detektor-Spulenanordnungen induzierten Ströme feststellt. Es ist
auch eine geeignete Aufeinanderfolge impulsförmiger Magnetfelder
erdacht worden, um eine genaue und schnelle Untersuchung zu ermöglichen.
Die befriedigende Arbeitsweise einer NMR-Apparatur
hängt von der Bereitstellung von Feldern ab, welche exakt den gewünschten
Bedingungen entsprechen.
Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, die ausreichende
Präzision einer wichtigen Magnetfeldkomponente bei einer
NMR-Apparatur zu gewährleisten.
Anhand der Zeichnung wird die Erfindung nachfolgend
beispielhaft näher erläutert. Es zeigt
Fig. 1 die Form des GR-Gradientenfeldes,
Fig. 2 die Beziehung des GR-Gradientenfeldes zu
anderen Feldern,
Fig. 3a eine bevorzugte Feldimpulsfolge,
Fig. 3b die Wirkungen der Impulse gemäß Fig. 3a auf
die Kernspins,
Fig. 4 ein Blockschaltbild zur Steuerung der Impulsfolge,
Fig. 5 einen GR-Impuls und das Wesen der erforderlichen
Korrektur,
Fig. 6 die Korrektur in näheren Einzelheiten,
Fig. 7 einen anderen GR-Impuls gemäß Fig. 4,
Fig. 8 ein Blockschaltbild einer vollständigen
NMR-Vorrichtung,
Fig. 9 die Anordnung der verwendeten Meßsonden,
Fig. 10 ein Blockschaltbild der Schaltung zum Ableiten
der erforderlichen GR-Impulskorrekturen
und
Fig. 11 eine Schaltung zur Anwendung der Korrekturen
auf die Impulsfolge.
Bei der Untersuchung einer Probe eines biologischen
Gewebes durch kernmagnetische Resonanz werden in erster Linie
Protonen (Wasserstoffkern) der Wassermoleküle in dem Gewebe erfaßt.
Es können prinzipiell aber auch andere Kerne analysiert
werden, z. B. die Kerne von Deuterium, Tritium, Fluor oder Phosphor.
Die Grundlagen der Analyse von Protonen durch kernmagnetische
Resonanz in einer Scheibe eines Körpers sind allgemein
bekannt. Diese Verfahren sind z. B. von P. Mansfield in "Contemp.
Phys." 17 (6), 1976, 553-576, besprochen worden.
Der erste Schritt bei einer solchen Analyse besteht
darin, soweit wie möglich sicherzustellen, daß Resonanz nur in
der ausgewählten Scheibe des untersuchten Körpers auftritt. Da
die Resonanzfrequenz (die Larmor-Frequenz) proportional zum Wert
des gleichförmigen Magnetfeldes ist, wird die Scheibenauswahl
durch Hinzufügen eine Gradientenfeldes erreicht, so daß das örtliche
Feld in unterschiedlichen Scheiben des Patienten von unterschiedlicher
Größe ist. Das homogene statische Hzo-Feld wird
üblicherweise longitudinal zum Patienten angelegt. Das zusätzliche
Gradientenfeld Gz wird ebenfalls angelegt.
Wenn dann das impulsförmige Hochfrequenzfeld H₁ mit der passenden Frequenz
angelegt wird, tritt nur in derjenigen Scheibe des Körpers
Resonanz auf, in welcher die durch Hzo und den örtlichen Wert von
Gz festgelegte Resonanzfrequenz gleich der Frequenz des Hochfrequenzfeldes
H₁ ist. Wenn der H₁-Impuls ein 90°-Impuls ist, klappt
er die Spinvektoren der besagten Scheibe in die x,y-Ebene. Da
der Wert des Feldes nur während des H₁-Impulses bedeutsam ist,
ist es nur notwendig, daß Gz angelegt wird, wenn auch H₁ angelegt
ist; in der Praxis ist deshalb auch Gz impulsförmig. Es ist nunmehr
möglich, die Resonanzfrequenzen der Spinvektoren zu ändern,
die jetzt in der x,y-Ebene präzidieren. Dies wird durch Anlegen
eines weiteren Gradientenfeldes GR
erreicht, welches
parallel zu Hzo ist. Die Intensität von GR jedoch variiert von
einem Maximum an einer Außenseite der Scheibe über den Wert Null
im Zentrum der Scheibe zu einem Maximum in umgekehrter Richtung
auf der gegenüberliegenden Außenseite. Entsprechend werden die
Resonanzfrequenzen von einer Seite zur anderen quer über die
Scheibe gleichförmig variieren. Das GR-Feld ist in Fig. 1 veranschaulicht.
Die Felder sind in Fig. 2 schematisch in seitlichem
Aufriß relativ zu einem Patienten 2 dargestellt.
Die von der Scheibe ausgesandten Signale weisen Frequenzen
auf, die in der gleichen Weise wie GR quer über die
Scheibe variieren. Die Amplitude bei jeder Frequenz ist dann unter
anderem ein Maß für die Protonendichte innerhalb eines Streifens
parallel zur Null-Ebene von GR. Vorzugsweise wird das gesamte
Signal der Scheibe bei allen Frequenzen gemessen. Dieses wird
dann in bekannter Weise einer Fourier-Analyse unterzogen, um ein
Frequenzspektrum zu erhalten. Die zu jedem Streifen gehörende
Frequenz ist durch die jeweils benutzte Feldstärke bekannt; die
Amplitude für jede Frequenz ist durch das Spektrum gegeben.
Es ist augenscheinlich, daß durch Veränderung der
Orientierung der Null-Ebene von GR relativ zur x,y-Ebene weitere
Gruppen von Signalen erhalten werden können, die Protonendichten
längs Linien in weiteren Richtungen in der untersuchten Scheibe
darstellen. Das Verfahren wird wiederholt, bis ausreichend Gruppen
von "Eckwerten" zur Verarbeitung durch solche Verfahren, wie
sie beispielsweise in der Röntgentomographie gebräuchlich sind,
gewonnen worden sind. In der Praxis wird das GR-Feld durch die
Kombination zweier Gradientenfelder Gx und Gy erzeugt, welche
beide parallel zu Hzo verlaufen, aber Gradienten in orthogonalen
Richtungen haben. Die Richtung des Gradienten des resultierenden
GR-Feldes ist deshalb durch die relativen Größen von Gx und Gy
gegeben.
Die vollständige Untersuchung für eine Richtung des
GR-Gradienten wird dadurch erreicht, daß über geeignete Spulen
die Folge der in Fig. 3a gezeigten Impulse angewendet wird. Fig. 3b
zeigt die Wirkung, die jeder Impuls auf den einzelnen Spinvektor
ausübt. Das Hochfrequenzfeld H₁ kann als Drehfeld um die
z-Achse verstanden werden. Entsprechend präzidieren die Spinvektoren
nach der Anregung durch H₁ um die z-Achse. Zur Veranschaulichung
sind die Spinvektoren in Fig. 3b in einem Koordinatensystem
gezeigt, welches mit H₁ rotiert.
Betrachtet man Fig. 3a und 3b zusammen, so umfaßt
der Impulszyklus sechs Phasen AB bis FG und eine Regenerierungsperiode,
die durch die unterbrochene Linie dargestellt ist. Das
Hzo-Feld ist während des gesamten Zyklus unterbrochen vorhanden.
Vor dem ersten Impuls oder, wenn ein früherer Zyklus
ausgeführt worden ist, nach der Regenerierungs-Periode, liegen
die mittleren Spinmomente im wesentlichen parallel zur z-Achse
(A).
Die gleichzeitig angelegten Gradientenfelder und die
H₁-Impulse (AB) wählen eine Scheibe aus und klappen die Spinmomente
in die x,y-Ebene. Obwohl die Resonanzfrequenz durch die
ausgewählte Scheibe hindurch die gleiche ist, ist eine Phasenverteilung
vorhanden. Die durch L angezeigten Grenzen veranschaulichen
diese Verteilung. Es wurde gefunden, daß die Phasenverteilung
umgekehrt werden kann durch Anwendung eines negativen Feldgradientenimpulses;
das ist ein Impuls mit der gleichen Größe wie
Gz, aber um 180° versetzt. Dieser Impuls BC wird deshalb angewandt,
um die Spinmomente in der x,y-Ebene in Phase wie bei C zu
bringen. Das H₁-Feld braucht während des negativen Gradientenimpulses
(G′z) nicht vorhanden zu sein, aber es kann sich, wenn
erforderlich, während jenes Impulses fortsetzen um sicherzustellen,
daß die Spinmomente in der x,y-Ebene präzidieren.
Zu dieser Zeit könnte ein Signal abgefragt werden, welches
aber nur ein Maß für die Protonendichte der ganzen Scheibe
wäre. Jedoch wird das Signal in Gegenwart eines GR-Impulses CD
abgefragt, welcher - wie vorher beschrieben - eine Frequenzverteilung
in einer gewählten Richtung in der Scheibe ergibt.
Der Wechsel zu den neuen Frequenzen erfolgt fast augenblicklich
mit dem Anlegen des GR-Impulses und wird während des Impulses
beibehalten. Wie angegeben, wird das Signal abgefragt und die
Frequenz analysiert, um Protonendichten einer Mehrzahl benachbarter
paralleler Streifen der Scheibe zu erhalten. Nach dem GR-Impuls
haben die Spinmomente, welche trotz gewisser Relaxation zum
großen Teil noch in der x,y-Ebene präzidieren eine beträchtliche
Phasenverteilung, wie bei D gezeigt ist. Wenn in diesem Stadium
ein weiterer Zyklus - wie beschrieben - erforderlich ist, wäre es
notwendig, die Spingitter-Relaxationszeit zum Wiederausrichten
der Spinmomente in Richtung der z-Achse abzuwarten. Dies kann etwa
5 Sekunden in Anspruch nehmen, was zu lange dauert, wenn mehrere
hundert oder vielleicht mehrere tausend Zyklen erforderlich
sind.
Es wird vorgeschlagen, die Spinmomente durch Wiederholen
der Impulsfolge bis zu D in umgekehrter Reihenfolge und umgekehrtem
Richtungssinn in ihre Ausgangslage (A) zurückzubringen.
Da der negative GR-Impuls mit Ausnahme seiner Richtung im wesentlichen
dem GR-Impuls entspricht, können während des Impulses weitere
Signale empfangen werden. Dies kann für die gleiche Richtung
geschehen wie für den vorherigen Impuls und trägt somit dazu
bei, das Signalrauschverhältnis zu verbessern.
Nach der umgekehrten Impulsfolge zeigen die Spinmomente
als Folge der durch die Spin-Spin-Kopplung verursachten Phasenverteilung
noch eine geringe Abweichung von der z-Achse. Dies
kann nicht durch diese Impulsfolge und auch nicht durch irgendeine
andere umgekehrt werden. Die Periode GA erlaubt deshalb eine
gewisse Relaxation zum Wärmegleichgewicht (Zeitkonstante T₁) hin,
welches die Wirkung der Phasenverteilung eliminiert und auch die
Wirkungen jeglicher Fehlanpassung zwischen den einzelnen Impulsen
reduziert. Obwohl die Regenerierungs-Periode GA noch erforderlich
ist, hat die Anwendung der umgekehrten Impulsfolge D bis G diese
Periode stark reduziert und erlaubt eine schnellere Wiederholung
der gesamten Folge für andere Richtungen. Die Länge der Signalmeßperiode
CE wird durch die Phasenverteilung, die durch die
Hzo-Feldhomogenität verursacht wird, und auch durch die Verteilung
bestimmt, welche durch die Spin-Spin-Kopplung verursacht
wird. Wenn die Wirkung der Hzo-Feldinhomogenität als Hauptursache
für die übermäßige Verkürzung der Periode CE angesehen wird,
sollte der Impuls FG eher ein 180°-HF-Impuls als ein 90°-HF-Impuls
sein. Die Drehung des Spinmoments um 180° erzeugt ein sogenanntes
"Spin-Echo", und der GR-Impuls kann wiederholt werden, um
eine weitere Signalmeßperiode zu erhalten Das Spin-Echo-Verfahren
wird angewandt, um die von der Feldinhomogenität herrührende
Dephasierung der Spins umzukehren; es kann einige Male wiederholt
werden, bis man ausreichend Signale erhalten hat oder bis die
Dephasierung der Spins, welche nicht rückgängig gemacht werden
kann, übermäßig wird. Wie in der Folge gemäß Fig. 3a sollte eine
Spin-Echofolge mit den Impulsen EF, FG und der Regenerierungsperiode
GA enden.
Das Verhältnis der Periode GA zur Periode AG sollte für
maximale Empfindlichkeit vorzugsweise ungefähr gleich dem Verhältnis
von T₁ zu T₂ sein. Typischerweise dauert die genannte
Periode AGA 40 ms, AG ist angenähert 5,5 ms, AB ist 300 µsec und
CD ist 2 ms. Der H₁-Impuls hat typischerweise eine Amplitude von
0,6 Oe (Oerstedt) und eine Frequenz von 4,26 MHz für ein statisches
Magnetfeld Hzo der Stärke 1000 Oe. Alle anderen Impulse besitzen
vergleichbare Frequenzen; für Gz sind +30 Oe bis -30 Oe
typisch; GR beträgt +15 Oe bis -15 Oe.
In dem bevorzugten Ausführungsbeispiel ist G′z kleiner
als Gz; typischerweise wird gefordert, daß gilt:
∫G′zdt = 0,55 ∫Gzdt bis 0,6 ∫Gzdt
In Fig. 4 ist das Blockschaltbild eines Systems dargestellt,
welches geeignet ist, die Impulsfolge in der zuvor erörterten
Weise zu steuern. Ein Taktgeber 8 erzeugt Taktimpulse zur
Steuerung des Systems und führt - wie gezeigt - anderen Einheiten
Impulse zu. Vier Profilspeicher 9 x, 9 y, 9 z und 9 H speisen jeweils
die Impulsformen der Gx-, Gy-, Gz- und H1-Impulse. Diese Impulse
sind als eine Folge von Stromamplituden in digitaler Form gespeichert
und jeder Amplitude zugeordnet, und ebenfalls in digitaler
Form ist die durch eine Anzahl von Taktimpulsen ausgedrückte
Dauer gespeichert, während der jede Amplitude vorhanden sein
soll.
Der Betrieb der vier Profilspeicher 9 wird durch einen
Impulsfolgespeicher 10 gesteuert ,welcher in gleicher Weise eine
Befehlsfolge für den Betrieb der Profilspeicher 9 und die Dauer
(Anzahl von Taktimpulsen) der Arbeit jeder Stufe der Folge speichert,
einschließlich der Pausen in der Folge. Als Speicher 9 und
10 werden herkömmliche ROM-Speicher verwendet.
Auf Befehl von einer zentralen Steuerung (in Fig. 7
nicht dargestellt) aktiviert der Impulsfolgespeicher 10 den ersten
Profilspeicher, der - wie der Beschreibung der Impulsfolge
zu entnehmen ist - für die H1- und Gz-Impulse vorgesehen ist. Die
geeigneten Speicher 9 liefern die Amplituden- und Dauer-Signale,
die mittels Digital/Analog-Wandlern 11 in eine analoge Form gebracht
und den jeweiligen Spulentreiberschaltungen 12 (x),
13 (y), 14 (H₁) und 15 (z) zugeführt werden. Die jeweiligen Treiberschaltungen,
die von an sich bekannter Art, wie bei Treiberfeldspulen
üblich, sein können, erzeugen den vorgeschriebenen
Strom in der jeweiligen Spule für die vorgeschriebene Zeitdauer.
Die soweit beschriebene NMR-Vorrichtung läßt sich ohne
Schwierigkeit realisieren, um die geforderten Daten einer
Scheibe eines menschlichen Körpers zu erhalten. Um für diagnostische
Informationen ausreichend genaue Ergebnisse zu erzielen, ist
es jedoch erwünscht und in bestimmten Fällen wichtig, daß gewisse
Faktoren, insbesondere das Magnetfeld, präzise gesteuert sind.
Beispielsweise ist es erwünscht, daß das Hzo-Feld über der untersuchten
Scheibe auf etw 0,0002% genau gleichförmig sein sollte.
Diese Gleichförmigkeit kann durch die Qualität der verwendeten
Spule und durch benachbarte ferromagnetische Materialien beeinträchtigt
werden.
Auch die Gradientenfelder, die in der zuvor erläuterten
Weise durch
Gx-(=GR sin R-)
und Gy-(=GR cos R-) Impulse gebildet sind,
und Gy-(=GR cos R-) Impulse gebildet sind,
erfordern eine große Präzision. Der GR-Gradientenvektor soll mit
dem geringstmöglichen Fehler in der gewünschten Richtung liegen.
Weiterhin soll der negative GR-Impuls den vorangehenden GR-Impuls
in umgekehrter Richtung wiedergeben. Die Erfindung befaßt sich
nun mit der geforderten Genauigkeit von GR. Zu diesem Zweck ist
ein fortlaufend arbeitendes Steuersystem vorgesehen, welches auf
die feldempfindlichen, innerhalb des Spulensystems angeordneten
Sonden anspricht, um auf Änderungen des gemessenen Feldes relativ
zu dem vorausberechneten Feld zu reagieren und geeignete Korrekturen
vorzunehmen.
Das System kann auf zwei Arten betrieben werden. Einer
der Gx- oder Gy-Impulse kann an den anderen angepaßt werden, um
den GR-Vektor wie gewünscht beizubehalten. Vorzugsweise ist derjenige
Impuls, für den das zeitliche Integral über die Feldstärke
größer ist, an denjenigen angepaßt, für den das Integral kleiner
ist. Alternativ können beide einer Standard-Kurvenform angepaßt
werden.
Wenn man ein Modell eines passenden Impulses benutzt,
können die Feldmessungen, die durch Abtasten zu gewählten Zeiten
erhalten werden sollen, berücksichtigt werden. In der Praxis ist
es ausreichend, Abtastzeiten so auszulegen, daß die Feldabtastungen
durch gleiche Zunahmen des Feldintegrals voneinander getrennt
sind. Die Zeiten, zu denen diese Abtastungen erwartet werden,
sind deshalb in der Steuerschaltung gespeichert.
Wenn zu diesen vorbestimmten Zeiten Abtastungen vorgenommen
werden, ergibt die Differenz zwischen dem geeigneten Wert
des Feldintegrals und dem tatsächlich abgetasteten Wert des Feldintegrals
ein Fehlersignal E. Alternativ kann es angebracht sein,
dann abzutasten, wenn die vorbestimmten Feldintegrale erreicht
sind um die Abtastzeit zu registrieren. In diesem Fall wird das
Fehlersignal durch die Diffenzen zwischen der Zeit, zu der eine
einzelne Abtastung zu erwarten war, und derjenigen Zeit, zu der
die Abtastung durch das Feldsondensystem bemessen wurde, bestimmt.
Es ist daran zu erinnern, daß der Strom, der die Felder
erzeugt, den produzierten Feldern vorangeht. Es ist deshalb nur
möglich, Korrekturen erst später in jedem Zyklus für die Fehler
vorzunehmen, die schon aufgetreten sind. Die Fehler können allerdings
gespeichert und für die Vor-Korrektur eines späteren Zyklus
verwendet werden.
GR-Impulse selbst können auch verschiedene andere Formen
annehmen als die, die hier bevorzugt zur Anwendung kommen. In
einer vorteilhaften Form könnten sie als Rechteckgradientenimpulse
ausgebildet sein, obwohl dies in der Praxis aus technischen
Gründen nicht möglich ist. Jedoch kann die Erfindung mit irgendeiner
Impulsform verwirklicht werden, die in der Praxis realisierbar
ist, indem Feldintegrale zu gewählten Zeiten berechnet
werden.
Ein geeigneter Impuls ist eine Halbsinuswelle, I=
Io sin ωt, so wie er in Fig. 5 durch die ausgezogene Linie dargestellt
ist.
Die realen Gradientenimpulse haben in der Praxis jedoch
eine verzerrte Halbsinuswellenform, wie dies in Fig. 5 durch die
unterbrochene Linie dargestellt ist. Die verzerrte Form kann zufriedenstellend
verwendet werden, vorausgesetzt, daß jeder Impuls
an den anderen angepaßt ist oder beide an eine gewählte Form angepaßt
sind. Für die nachfolgende Beschreibung wird jedoch angenommen,
daß die Anpassung an eine ideale Halbsinuswelle vorliegt.
Es ist erwünscht, die Feldfehler zu korrigieren, so wie
sie auftreten und somit ihre Ansammlung zu verhindern. Daher
wird der gemessene Wert des Feldintegrals während des Intervalls
Δt zwischen dem Zeitpunkt tn, an dem die Abtastung erfolgte, und
tn+1, d. h. der nächsten Abtastzeit, auf den geeichten Wert des
Feldintegrals zurückgebracht. Der Fehler E hat die Dimension
Ampère · Sekunden, und die Korrektur erfolgt durch einen Strom Ic in
den Feldspulen während der Zeit Δt=tn+1-tn. Die gewünschte
Wirkung ist in Fig. 6 in einer Kurve dargestellt, wobei das Feldintegral
über t aufgetragen ist. Der Effekt dieser laufenden Korrektur
über den Feldimpuls ist in Fig. 5 durch die gepunktete
Linie verdeutlicht. Es wurde erwähnt, daß auch andere Feldimpulse
benutzt werden können, und in Fig. 7, in welcher die ausgezogenen,
die gestrichelten und die gepunkteten Linien die gleiche
Bedeutung wie in Fig. 5 haben, ist eine andere Impulsform dargestellt.
Es ist festzustellen, daß der zur Durchführung der Korrekturen
dienende Strom in der Induktivität nicht augenblicklich
geändert werden kann. Es ist daher notwendig, eine Spannung anzulegen,
derart, daß das Zeitintegral der Stromänderung den Fehler
korrigiert.
Für Δt«2 ms ist in der Praxis
und somit fast linear.
Der lineare Gradient, der erforderlich ist, um das
reale Φ auf das in Δt geeichte Φ zurückzubringen, ist
Der erforderliche Korrektorstrom während des Intervalls Δt ist
demnach gleich
Es gibt viele mögliche Fehler, die von dem Verfahren
der Impulserzeugung abhängen. Wenn bei dem Verfahren eine Hochleistungssinusquelle
verwendet wird, sind Fehler der Impulsdauer
und ein Ladespannungsfehler zwei der am häufigsten auftretenden
Fehlerquellen; der erste Fehler kann etwa 1% betragen; der Ladespannungsfehler
sollte nicht größer als 0,1% sein. Berechnungen
zeigen, daß die Fehler in der Größen von 1-2×10-6
Ampère · Sekunden liegen, wobei Δt≃50 µsec ist.
Eine typische Spule zur Erzeugung der Gradientenfehler
hat eine Induktivität von etwa 6 mH; Vc liegt dann in der Größenordnung
von 10 Volt.
Die Korrektur umfaßt drei Gesichtspunkte:
- 1. Korrektur der Wellenform auf ihre geeichte (nicht die ideale) Gestalt,
- 2. zumindest teilweise Korrektur der Fehler, sobald sie erscheinen, um eine Ansammlung zu vermeiden,
- 3. Anwendung einer festen Korrektur zwischen den Abtastzeiten.
Der akzeptable Fehler ist durch das Erfordernis gegeben,
die Spinphase um ±0,1 Radiant zu steuern. Die gesamte Phasenänderung
beträgt 128×2π Radianten oder 800 Radianten, so daß
der maximal akzeptable Fehler ist:
Fig. 8 zeigt in vereinfachter Form eine NMR-Vorrichtung,
die für medizinische Untersuchungen geeignet ist und die
Impulsfolge verwendet, welche unter Bezugnahme auf Fig. 3 erläutert
worden ist und welche die Feldsteuerung der Erfindung zur
Bestimmung der GR-Impulse umfaßt.
Die Spulen 3, 4, 5, 6 und 7, welche schematisch dargestellt
sind, werden jeweils durch die Gx-, Gy-, HF- (H1-) und
Gz-Treiberschaltungen 12, 13, 14 und 15 gemäß Fig. 4 und die
Hzo-Treiberschaltung 16 gespeist und jeweils durch die Gxy- (GR),
H1- Gz- und Hzo-Steuerschaltungen 17, 18, 19 und 20 gesteuert.
Diese Schaltungen können in geeigneter Form aufgebaut sein, wie
es bei NMR-Geräten und anderen Vorrichtungen mit durch Spulen induzierten
Magnetfeldern bekannt ist. Die Schaltung, welche die
Speicher 9 aus Fig. 4 umfaßt, wird durch die Schaltung 21 angesteuert,
welche den Speicher 10 aus Fig. 4 umfaßt, um die beschriebene
Impulsfolge oder irgendeine andere Impulsfolge zu erzeugen.
Das während des GR-Impulses abgefragte Signal wird in
den H₁-Spulen 6 empfangen und durch einen HF-Verstärker 22 verstärkt,
bevor es einer Signalbearbeitungsschaltung 23 zugeführt
wird. Die Schaltung 23 ist so aufgebaut, daß sie irgendwelche geeignete
Eichungen und Korrekturen durchführt. Vor allem aber gibt
die Schaltung 23 die Signale ab, welche nutzbaren Protonendichtewerte
für die Linien in dem Körper entsprechen, um in Schaltungen
verarbeitet zu werden und um die geforderte Darstellung zu erzeugen.
Diese Schaltungen können speziell aufgebaut sein, um das
Computer-Tomographie-Verfahren durchzuführen, wie in der deutschen
Patentanmeldung P 24 20 500 beschrieben. Es ist jedoch vorteilhaft,
das Verfahren mit einem geeignet programmierten Computer
durchzuführen. Dieser Computer kann dann auch bequem die
Impulsfolge steuern und somit auch die mit 21 bezeichnete Verarbeitungs-
und Steuerschaltung bilden. Das erhaltene Bild ist auf
einer Anzeigevorrichtung 24, die als Fernseh-Monitor ausgebildet
sein kann, sichtbar, welcher Eingänge und andere Peripherien 25
zur Bereitstellung von Befehlen und Instruktionen für das Gerät
oder andere Formen von Ausgängen umfaßt.
Soweit beschrieben, stellt das Gerät im wesentlichen
eine Abwandlung bekannter Typen von NMR-Vorrichtungen dar, und
das Gerät ist so aufgebaut, daß es mit der neuen, weiter oben beschriebenen
Impulsfolge arbeitet.
Darüber hinaus enthält das Gerät jedoch zur Durchführung
der Erfindung noch eine Feldmessung- und Fehlersignalschaltung
26, die über Verstärker 27 Signale von den gezeigten Feldsonden
X₁, X₂, Y₁, Y₂, N und M empfängt. Die Position der Sonden
in Relation zu der untersuchten Scheibe des Körpers 2 ist weiterhin
in Fig. 9 dargestellt. X₁, X₂ stellen die YIG-Sonden dar; es
sind dies Standard-Magnetfeldsonden, wie sie von R. M. Easson (The
Microwave Journal, Feb. 1971, pp. 53-58 und 68) oder von Zublin et al.
(The Microwave Journal, Sept. 1975, pp. 33-35 und 50) beschrieben
worden sind. Diese Sonden ermöglichen lokale Messungen der
Fehler, und zwar in Form von Schwingungen mit feld-proportionaler
Frequenz (2,8 MHz/Oe). Daher werden die gemessenen Werte durch
Zählen der Schwingungen in einer vorgegebenen Zeit erhalten. In
der Praxis können die YIG-Sonden in unterschiedlichen Betriebsarten
schwingen, und es ist erforderlich, die Betriebsart während
des Betriebes zu bestimmen. Zu diesem Zweck sind NMR-Sonden M und
N vorgesehen.
Diese Sonden sind einfache Miniaturzellen aus reinem
Wasser (z. B. in Form einer geschlossenen Proberöhre), die von
kleinen Spulen umgeben sind. Sie liefern eine zuverlässige Resonanz
von 4,26 kHz/Oe und können verwendet werden, um die Betriebsarten
der YIG-Sonden zu überprüfen. Sie besitzen jedoch
eine unzureichende räumliche und zeitliche Auflösung, um als Ersatz
für die YIG-Sonden für die Feldmessung verwendet zu werden.
Die im Raum ortsfest fixierte Sonde N dient als Bezugsnormal.
Eine bewegbare NMR-Sonde M kann benachbart zu den YIG-Sonden in
Drehungen bewegt werden.
In Fig. 10 ist ein Blockschaltbild der Schaltung zur
GR-Feldkorrektur dargestellt.
Das Sondensystem ist bei Bezugszeichensystem 28 so wie in den
Fig. 8 und 9 dargestellt. Jede Sonde liefert ein Ausgangssignal
an einen Sondenverstärker 27. Die YIG-Sondensignale der Frequenz
f (2,8 GHz für 1 kOe-Feld) werden in Mischern 29 gemischt, um sie
auf Frequenzen zu bringen, die zum Zählen geeignet sind. Gewöhnlich
wird fo so gewählt, daß die Differenzfrequenz Δf=f-fo in
dem Bereich von 150-200 MHz liegt. Das Signal der Frequenz fo
wird von einem Taktgeber 30 (ein Kristall-Referenz-Taktgeber, der
auch den Taktgeber 8 bilden kann) über einen Multiplizierer 31
erzeugt.
Die Signale der Frequenz Δf in jedem Kanal werden mit
einem Faktor k in Multiplizierern 32 multipliziert. Der Faktor k
kann viele verschiedene gewünschte Korrekturen beinhalten. Für
den Augenblick besteht jedoch der bedeutendste Fehler darin, daß
die YIG-Sonden in unterschiedlichen Betriebsarten schwingen können.
Der Faktor k wird festgelegt, um die jeweilige Schwingungs-
Betriebsart zu korrigieren und ein Signal einer Frequenz zu erzeugen,
welche das gemessene Feld passend darstellt.
Die Frequenz kΔf wird in Zählern 33 über eine geeignete
Periode gezählt, um das Feldintegral zu erhalten.
Wie zuvor erörtert, sind die Feldfehler für die Gx- und
Gy-Impulse durch die Differenzen zwischen vorberechneten und gemessenen
Feldwerten zu den Abtastzeiten bestimmt. Die vorberechneten
Werte werden in einem RAM-Speicher 34 gehalten. Dieser
Speicher kann durch irgendwelche geeignete Mittel vorgeladen
werden. In der Praxis wird jedoch der zentrale Rechner, der die
Verarbeitungs- und Steuerschaltung 21 umfaßt, programmiert, um
die erforderlichen Werte zu berechnen, mit denen der RAM-Speicher
34 von der Verarbeitungs- und Steuerschaltung 21 her geladen
wird. Die Feldfehler werden dann durch Bildung der Differenzen in
Differenzschaltungen 35 erzeugt. Diese Differenzen werden für jede
Sonde berechnet und in Einheiten 36 gemittelt, um X- und
Y-Fehlersignale abzugeben. Wie zuvor erwähnt, erfolgt die Feldkorrektur
durch Injektion von zu X und Y proportionalen Strömen
in die GR-Feldspulen.
Die Zählung in den Zählern 33 erfolgt während Perioden,
die durch eine Zeitsteuereinheit 37 bestimmt werden. Diese Einheit
nimmt den Ausgang des System-Taktgebers 30 auf und bildet
Steuerimpulse, wie sie durch die Verarbeitungs- und Steuerschaltung
21 vorgegeben sind. Eine erforderliche Zählperiode für die
YIG-Sonden kann aus ihren gegebenen Charakteristiken bestimmt
werden. In typischer Weise bestehen die Zählsignale aus zwei eng
benachbart angeordneten Impulsen mit je einem Verhältnis 1 : 40.
Die Korrektur für die verschiedenen Betriebsarten der
YIG-Sonden erfolgt durch Verwendung der NMR-Sonde N mit der bewegbaren
Sonde M. In einem anfänglichen Verfahren, bevor die
Untersuchung beginnt, zählt der Zähler 38 den Ausgang der NMR-
Sonde N nur in Gegenwart des Hzo-Feldes.
Wie gezeigt, wird diese Periode durch die Verarbeitungs-
und Steuerschaltung 21 bestimmt, aber sie kann auch durch
die Zeitsteuereinheit 37 bestimmt werden. Eine YIG-Sonde wird zu
einer Zeit durch Bewegung der benachbarten M-Sonde auf die YIG-
Sonde zu geeicht, so daß sie dasselbe Feld so nahe wie möglich
"empfindet".
In der gleichen Periode, in der die Zählung einer Sonde
aufgenommen wird, werden auch die Zählungen der anderen Sonden
aufgenommen und in Speicher-Schaltungen 39 gehalten, die wie der
Zähler 38 über Tore 40 und 41 gesetzt werden. Die Zählungen von
29 und 38 werden einer Korrektureinheit zugeführt, wobei die
Zählungen von 38 über die Verarbeitungs- und Steuerschaltung 21
zugeführt werden. Die Korrektureinheit 42 bestimmt die Korrekturen,
die in den Addierern 43 zu den Zählungen der Zähleinheiten
39 addiert werden, um den Faktor k zu erhalten, welcher die YIG-
Sondenzählung auf die NMR-Zählung korrigiert. Der Faktor k ergibt
eine einfache Korrektur, so daß kΔf die Zählung ist, welche die
NMR-Sonde für das gleiche Feld ergeben sollte.
Das soweit beschriebene System ist geeignet, den GR-
Vektor zu steuern.
Es ist bereits erwähnt worden, daß die Gx- und Gy-Impulse
aneinander oder an ein Bezugssignal angepaßt werden können.
Jedoch steuert die Anpassung jedes Impulses an den anderen bloß
den R-Vektor für jeden GR-Impuls. Zurückkommend auf Fig. 3a sei
daran erinnert, daß der GR-Impuls umgekehrt zu dem negativen GR-
Impuls passen sollte, um die schnellstmögliche Erholung des
Systems in der Periode GA zu geben. Wenn diese Zeit kritisch ist,
ist es erwünscht, daß die Impulse an ein Bezugssignal angepaßt
sind, welches für GR und -GR gleich ist. So ist eine schnelle
Regenerierung möglich.
Die Art der Benutzung der bei 36 erzeugten X- und
Y-Fehlersignale zur Steuerung der Korrektur der Impulsfolge ist
in Fig. 11 dargestellt. Diese Figur zeigt Schaltkreise zur Steuerung
der Korrektur des Gx-Impulses. Die entsprechenden Schaltkreise
für Gy sind identisch, und deshalb ist in der Fig. 11 das Y
in Klammern gesetzt.
Das X- (oder Y-)Korrektursignal, welches von der Einheit
36 abgeleitet wird, ist während der zuvor erklärten Abtastdauer
Δt einer Teilerschaltung 44 zugeführt, um den erforderlichen Korrekturstrom
abzuleiten. Dieser wird in einem Summierer 45 zu dem
erforderlichen, vom Profilspeicher 9 abgeleiteten Strom und dem
wie zuvor benutzten korrigierten Stromwert addiert. Da die Korrektur
und Δt herkömmlicherweise in digitaler Form vorliegen, erfolgt
die Addition der Korrektur vor dem Digital/Analog-Wandler
11.
Wenn gewünscht, kann die Korrektur von 44 auch benutzt
werden, die Form in dem Speicher 9 zu korrigieren, wenn die Art
des Speichers dies zuläßt.
Der Wert von Δt ist in diesem Beispiel in einem Speicher
46 vorgespeichert. Wenn die benutzte Impulsgestalt unkompliziert
ist, können die Abtastzeiten vorberechnet werden.
Wenn die Abtastung komplizierter ist, kann die Abtastzeit
bestimmt werden. In jenem Fall kann Δt in den Speicher 46
während eines Impulszyklus als beste Schätzung für den nächsten
eingegeben werden.
Claims (2)
1. Verfahren zur Untersuchung mindestens einer Scheibe
eines Körpers durch kernmagnetische Resonanz mit folgenden Verfahrensschritten:
- - Anlegen eines gleichförmigen statischen Magnetfeldes längs einer Achse des Körpers,
- - Anlegen eines Gradientenfeldes, welches in Verbindung mit dem gleichförmigen statischen Magnetfeld ein vorbestimmtes Feld in der zu untersuchenden Scheibe des Körpers ergibt,
- - Anlegen eines Hochfrequenzfeldes, um eine kernmagnetische Resonanz in der Scheibe zu verursachen,
- - Anlegen eines Gradientenfeldimpulses, der ein Gradientenfeld über die Scheibe hinweg in einer bestimmten Richtung erzeugt, um eine Phasenverteilung der Resonanz zu bewirken,
- - wobei das gepulste Gradientenfeld so beeinflußt wird, daß es zu verschiedenen Zeiten Gradienten in verschiedenen gewünschten Richtungen in der Scheibe aufweist, indem zwei orthogonale Feldkomponenten variiert werden, die zusammen das gepulste Gradientenfeld formen, und
- - Abfragen des von der Scheibe herrührenden Kernresonanzsignals, gekennzeichnet durch die weiteren Schritte:
- - wiederholtes Messen des gepulsten Gradientenfeldes an einer Vielzahl von Positionen in der Ebene der Scheibe,
- - Ableiten von Fehlersignalen für jede dieser Messungen, die ein Maß für die Differenz zwischen den orthogonalen Feldkomponenten und jenen Feldern sind, die erforderlich sind, um das gepulste Gradientenfeld mit einer gewünschten Größe in der gewünschten Richtung zu erzeugen, und
- - Verwendung der Fehlersignale, um für jede Messung die orthogonalen Feldkomponenten ihren jeweils geforderten Werten anzunähern.
2. Kernmagnetisches Resonanzgerät zur Durchführung des
Verfahrens nach Anspruch 1
- - mit Mitteln zum Anlegen eines gleichförmigen statischen Magnetfeldes längs einer Achse des Körpers,
- - mit Mitteln zum Anlegen eines Gradientenfeldes, welches in Verbindung mit dem gleichförmigen statischen Magnetfeld ein vorbestimmtes Feld in der zu untersuchenden Scheibe des Körpers ergibt,
- - mit Mitteln zum Anlegen eines Hochfrequenzfeldes, um eine kernmagnetische Resonanz in der Scheibe zu verursachen,
- - mit Mitteln zum Anlegen eines Gradientenfeldimpulses, der ein Gradientenfeld über die Scheibe hinweg in einer bestimmten Richtung erzeugt, um eine Phasenverteilung der Resonanz zu bewirken,
- - wobei das gepulste Gradientenfeld so beeinflußt wird, daß es zu verschiedenen Zeiten Gradienten in verschiedenen gewünschten Richtungen der Scheibe aufweist, indem zwei orthogonale Feldkomponenten variiert werden, die zusammen das gepulste Gradientenfeld formen, und
- - mit Mitteln zum Abfragen des von der Scheibe herrührenden Kernresonanzsignals, dadurch gekennzeichnet,
- - daß Mittel vorgesehen sind, um das gepulste Gradientenfeld an einer Vielzahl von Positionen in der Ebene der Scheibe wiederholt zu messen,
- - daß ferner Mittel vorgesehen sind, um für jede dieser Messungen Fehlersignale abzuleiten, die ein Maß für die Differenz zwischen den orthogonalen Feldkomponenten und jenen Feldern sind, die erforderlich sind, um das gepulste Gradientenfeld mit einer gewünschten Größe in der gewünschten Richtung zu erzeugen, und
- - daß Mittel vorgesehen sind, um anhand der Fehlersignale die orthogonalen Feldkomponenten in ihren jeweils geforderten Werten anzunähern.
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---|---|
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Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
NL7904986A (nl) * | 1979-06-27 | 1980-12-30 | Philips Nv | Werkwijze en inrichting voor het bepalen van een kernspindichtheidsverdeling in een deel van een lichaam. |
US4384255A (en) * | 1979-08-10 | 1983-05-17 | Picker International Limited | Nuclear magnetic resonance systems |
CA1147807A (en) * | 1980-03-14 | 1983-06-07 | William A. Edelstein | Methods of producing image information from objects |
JPS574541A (en) * | 1980-06-12 | 1982-01-11 | Toshiba Corp | Nuclear magnetic resonance apparatus |
DE3044396A1 (de) * | 1980-11-25 | 1982-06-24 | Siemens AG, 1000 Berlin und 8000 München | Verfahren und vorrichtung zur erstellung von kernresonanzbildern |
DE3122686A1 (de) * | 1981-06-06 | 1983-02-03 | Licentia Patent-Verwaltungs-Gmbh, 6000 Frankfurt | Anordnung zur kompensation magnetischer eigenfelder von beweglichen koerpern |
DE3131946A1 (de) * | 1981-08-12 | 1983-03-17 | Siemens AG, 1000 Berlin und 8000 München | "hochfrequenz-magnetsystem in einer einrichtung der kernspinresonanz-technik" |
DE3135335A1 (de) * | 1981-09-07 | 1983-08-18 | Siemens AG, 1000 Berlin und 8000 München | Kernspin-tomographie-verfahren |
DE3209264A1 (de) * | 1982-03-13 | 1983-09-22 | Bruker Medizintechnik Gmbh, 7512 Rheinstetten | Verfahren zum messen der magnetischen kernresonanz fuer die nmr-tomographie |
JPS5946546A (ja) * | 1982-09-09 | 1984-03-15 | Yokogawa Hokushin Electric Corp | 核磁気共鳴による検査方法及び検査装置 |
NL8203519A (nl) * | 1982-09-10 | 1984-04-02 | Philips Nv | Werkwijze en inrichting voor het bepalen van een kernmagnetisatieverdeling in een deel van een lichaam. |
DE3378654D1 (en) * | 1982-10-13 | 1989-01-12 | Picker Int Ltd | Nuclear magnetic resonance method |
JPS5985651A (ja) * | 1982-11-08 | 1984-05-17 | 株式会社東芝 | 診断用核磁気共鳴装置 |
US4577152A (en) * | 1983-04-11 | 1986-03-18 | Albert Macovski | Selective material projection imaging system using nuclear magnetic resonance |
JPS59190643A (ja) * | 1983-04-14 | 1984-10-29 | Hitachi Ltd | 核磁気共鳴を用いた検査装置 |
US4549140A (en) * | 1983-06-03 | 1985-10-22 | General Electric Company | Method utilizing combined, interleaved pulse sequences for reducing motion artifacts in computed T1,T2 and M0 NMR imaging |
US4549139A (en) * | 1983-06-03 | 1985-10-22 | General Electric Company | Method of accurate and rapid NMR imaging of computed T1 and spin density |
US4689562A (en) * | 1983-10-11 | 1987-08-25 | Elscint Ltd. | NMR Imaging method and system |
JPS6082841A (ja) * | 1983-10-12 | 1985-05-11 | Yokogawa Hokushin Electric Corp | 核磁気共鳴による検査装置 |
US4573014A (en) * | 1983-11-09 | 1986-02-25 | Duke University | NMR Imaging method and apparatus |
US4585992A (en) * | 1984-02-03 | 1986-04-29 | Philips Medical Systems, Inc. | NMR imaging methods |
JPS60222043A (ja) * | 1984-04-20 | 1985-11-06 | 横河電機株式会社 | 核磁気共鳴による診断装置 |
FR2574945B1 (fr) * | 1984-12-14 | 1987-01-16 | Thomson Cgr | Procede de regulation du champ magnetique delivre par un aimant resistif, systeme d'aimant resistif mettant en oeuvre ce procede et installation d'imagerie par resonance magnetique nucleaire incorporant un tel systeme |
DE3511303A1 (de) * | 1985-03-28 | 1986-10-02 | Spectrospin AG, Fällanden, Zürich | Verfahren und vorrichtung zum homogenisieren des feldes einer magnetspule |
US4678996A (en) * | 1985-05-07 | 1987-07-07 | Picker International, Inc. | Magnetic resonance imaging method |
US4703275A (en) * | 1985-07-25 | 1987-10-27 | Picker International, Inc. | Method and apparatus to compensate for eddy currents in magnetic resonance imaging |
US4761612A (en) * | 1985-07-25 | 1988-08-02 | Picker International, Inc. | Programmable eddy current correction |
US4743851A (en) * | 1985-08-27 | 1988-05-10 | Resonex, Inc. | Apparatus and method for creating non-orthogonal magnetic resonance imaging |
EP0216523A3 (de) * | 1985-08-27 | 1989-04-05 | Resonex, Inc. | Verfahren zur nichtorthogonalen Bilderzeugung mittels magnetischer Kernresonanz |
JPS62176442A (ja) * | 1986-01-29 | 1987-08-03 | 横河メディカルシステム株式会社 | 核磁気共鳴断層撮影装置用スキヤンコントロ−ラ |
DE3618432A1 (de) * | 1986-05-31 | 1987-12-03 | Philips Patentverwaltung | Kernspintomographieverfahren |
JPS63229039A (ja) * | 1987-03-18 | 1988-09-22 | 株式会社東芝 | 磁気共鳴イメ−ジング装置 |
US4928063A (en) * | 1987-11-09 | 1990-05-22 | Picker International, Inc. | Automatic eddy current correction |
US4837513A (en) * | 1988-04-14 | 1989-06-06 | The Regents Of The University Of California | MRI using asymmetric RF nutation pulses and asymmetric synthesis of complex conjugated SE data to reduce TE and T2 decay NMR spin echo responses |
IL86570A (en) * | 1988-05-31 | 1991-07-18 | Elscint Ltd | Reduction of truncation caused artifacts |
US4970457A (en) * | 1989-04-05 | 1990-11-13 | The Regents Of The University Of California | MRI compensated for spurious rapid variations in static magnetic field during a single MRI sequence |
NL9100138A (nl) * | 1991-01-28 | 1992-08-17 | Philips Nv | Magnetische resonantie werkwijze en inrichting ter reductie van beeldfouten in een magnetisch resonantiebeeld. |
US6272370B1 (en) | 1998-08-07 | 2001-08-07 | The Regents Of University Of Minnesota | MR-visible medical device for neurological interventions using nonlinear magnetic stereotaxis and a method imaging |
US6463317B1 (en) | 1998-05-19 | 2002-10-08 | Regents Of The University Of Minnesota | Device and method for the endovascular treatment of aneurysms |
US6266387B1 (en) * | 1999-09-16 | 2001-07-24 | Ge Medical Systems Global Technology Company Llc | Command sequencer for a CT imaging system |
US6952100B1 (en) * | 2004-04-29 | 2005-10-04 | Ge Medical Systems Global Technology, Inc. | Phase controlled surface coil magnetic resonance imaging |
JP5955768B2 (ja) | 2009-08-11 | 2016-07-20 | コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェKoninklijke Philips N.V. | 心臓刺激装置に用いられる非磁性高電圧充電システム |
Family Cites Families (8)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
GB1283915A (en) * | 1968-08-23 | 1972-08-02 | Emi Ltd | A method of and apparatus for examination of a body by radiation such as x or gamma radiation |
US3789832A (en) * | 1972-03-17 | 1974-02-05 | R Damadian | Apparatus and method for detecting cancer in tissue |
JPS49103693A (de) * | 1973-02-02 | 1974-10-01 | ||
GB1471531A (en) * | 1973-04-25 | 1977-04-27 | Emi Ltd | Radiography |
US4015196A (en) * | 1974-04-05 | 1977-03-29 | National Research Development Corporation | Analysis of materials |
US4021726A (en) * | 1974-09-11 | 1977-05-03 | National Research Development Corporation | Image formation using nuclear magnetic resonance |
CA1052861A (en) * | 1975-03-18 | 1979-04-17 | Varian Associates | Gyromagnetic resonance fourier transform zeugmatography |
JPS5857708B2 (ja) * | 1976-04-19 | 1983-12-21 | 新日本製鐵株式会社 | 熱間用超音波探触子 |
-
1978
- 1978-05-25 GB GB22295/78A patent/GB1584950A/en not_active Expired
-
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---|---|
GB1584950A (en) | 1981-02-18 |
JPS54156597A (en) | 1979-12-10 |
JPH0146145B2 (de) | 1989-10-06 |
DE2921253A1 (de) | 1979-12-13 |
US4300096A (en) | 1981-11-10 |
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