JPS58140628A - 核磁気共鳴を用いた検査装置 - Google Patents
核磁気共鳴を用いた検査装置Info
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- JPS58140628A JPS58140628A JP57022749A JP2274982A JPS58140628A JP S58140628 A JPS58140628 A JP S58140628A JP 57022749 A JP57022749 A JP 57022749A JP 2274982 A JP2274982 A JP 2274982A JP S58140628 A JPS58140628 A JP S58140628A
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- coil
- magnetic field
- magnetic fields
- gradient magnetic
- projection
- Prior art date
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- Granted
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-
- F—MECHANICAL ENGINEERING; LIGHTING; HEATING; WEAPONS; BLASTING
- F16—ENGINEERING ELEMENTS AND UNITS; GENERAL MEASURES FOR PRODUCING AND MAINTAINING EFFECTIVE FUNCTIONING OF MACHINES OR INSTALLATIONS; THERMAL INSULATION IN GENERAL
- F16L—PIPES; JOINTS OR FITTINGS FOR PIPES; SUPPORTS FOR PIPES, CABLES OR PROTECTIVE TUBING; MEANS FOR THERMAL INSULATION IN GENERAL
- F16L27/00—Adjustable joints, Joints allowing movement
- F16L27/12—Adjustable joints, Joints allowing movement allowing substantial longitudinal adjustment or movement
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
- G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
- G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
- G01R33/28—Details of apparatus provided for in groups G01R33/44 - G01R33/64
- G01R33/38—Systems for generation, homogenisation or stabilisation of the main or gradient magnetic field
- G01R33/387—Compensation of inhomogeneities
- G01R33/3875—Compensation of inhomogeneities using correction coil assemblies, e.g. active shimming
Landscapes
- Engineering & Computer Science (AREA)
- General Engineering & Computer Science (AREA)
- Mechanical Engineering (AREA)
- Physics & Mathematics (AREA)
- Condensed Matter Physics & Semiconductors (AREA)
- General Physics & Mathematics (AREA)
- Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)
Abstract
(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。
め要約のデータは記録されません。
Description
【発明の詳細な説明】
本発明は、核磁気共鳴現象を用いた検査装置に係り、特
に傾斜磁場の非線形性に起因する再生僧の劣化の補正を
容易にし逢検査装置に関するものである。
に傾斜磁場の非線形性に起因する再生僧の劣化の補正を
容易にし逢検査装置に関するものである。
従来、人体などの内部構造を非破壊的に検査する方法と
して、Ｘ１１ｉＣＴＪＰ超音波撮儂装置が広く利用され
て来ている。近年、これに更に、核磁気共鳴現象を利用
し同様の検査を行う試みが成功し、Ｘ線ＣＴや超音波撮
倫装置では得られない情報を取得できることが明らかに
なってきた。
して、Ｘ１１ｉＣＴＪＰ超音波撮儂装置が広く利用され
て来ている。近年、これに更に、核磁気共鳴現象を利用
し同様の検査を行う試みが成功し、Ｘ線ＣＴや超音波撮
倫装置では得られない情報を取得できることが明らかに
なってきた。
核磁気共鳴を用いた検査装置（以下、単に「検査装置」
という。）ハ、核磁気共鳴現象を利用して対象物体中の
核スピンの密度分布、緩和時間分布等を非破壊的に求め
ることにより、Ｘ線ＣＴと同様の手法で対象物体の所望
の検査部位の断面儂を購成・出力するものである。この
ような検査装置においてに、検査対象物体からの信号を
核物体各部に対応させて、分離・識別する必要がある。
という。）ハ、核磁気共鳴現象を利用して対象物体中の
核スピンの密度分布、緩和時間分布等を非破壊的に求め
ることにより、Ｘ線ＣＴと同様の手法で対象物体の所望
の検査部位の断面儂を購成・出力するものである。この
ような検査装置においてに、検査対象物体からの信号を
核物体各部に対応させて、分離・識別する必要がある。
その１つに、検査対象物体に傾斜磁場會印加し、物体各
部の置かれた静磁場を異ならせ、これにより各部の共鳴
周波数を異ならせることで位置の情報を得る方法がある
。第１図はその原理を説明する友めの図である。検査対
象物体ｌに傾斜磁場Ｇ、を印加すると、該傾斜磁場Ｇ、
に垂直な線上にある核スピンからの信号を積分した信号
強度分布２が、静磁場Ｈの関数として得られる。核磁気
共鳴においては、 ｆ＝ｒＨ／（２ｇ） の関係が成立するので、前記信号強度は共鳴周波数ｆの
関数であるとも言える。なお、上式において、ｒは核磁
気回転比であり、核スピンに固有の値である。次に、傾
斜磁場の印加方向を変えて傾斜磁場０＊’に印加すると
信号強度分布３が得られる。傾斜磁場の印加方向を種々
変化させて同様な信号強度分布、すなわち射影データを
求めｎば、Ｘ線ＣＴと同様のアルゴリズムを用いて検査
対象物体中の核スビ／の密度分布あるいは緩和時間分布
などを再構成することができる。
部の置かれた静磁場を異ならせ、これにより各部の共鳴
周波数を異ならせることで位置の情報を得る方法がある
。第１図はその原理を説明する友めの図である。検査対
象物体ｌに傾斜磁場Ｇ、を印加すると、該傾斜磁場Ｇ、
に垂直な線上にある核スピンからの信号を積分した信号
強度分布２が、静磁場Ｈの関数として得られる。核磁気
共鳴においては、 ｆ＝ｒＨ／（２ｇ） の関係が成立するので、前記信号強度は共鳴周波数ｆの
関数であるとも言える。なお、上式において、ｒは核磁
気回転比であり、核スピンに固有の値である。次に、傾
斜磁場の印加方向を変えて傾斜磁場０＊’に印加すると
信号強度分布３が得られる。傾斜磁場の印加方向を種々
変化させて同様な信号強度分布、すなわち射影データを
求めｎば、Ｘ線ＣＴと同様のアルゴリズムを用いて検査
対象物体中の核スビ／の密度分布あるいは緩和時間分布
などを再構成することができる。
ところで、射影データを得るために印加する前記傾斜磁
場は空間的に線形ではなく、非線形の領域を含んでいる
。
場は空間的に線形ではなく、非線形の領域を含んでいる
。
このように、非線形な傾斜磁場を用いて射影データを得
た場合、再構成さ扛る画像はポケたものとなり、１倫劣
化の大きな要因となっていた。この点につき、図面を用
いて、更に詳細に説明する。
た場合、再構成さ扛る画像はポケたものとなり、１倫劣
化の大きな要因となっていた。この点につき、図面を用
いて、更に詳細に説明する。
第２図中の実線４は空間的に線形な傾斜磁場を示し、そ
の時対象物体１′から得ら扛る射影データを実線５とす
る。これに対し、破線６のように空間的に非線形でおれ
ば、その射影データは破線７となり、歪んだ射影データ
が得られる。このような歪んだ射影データを再構成する
とボケた像になり、傾斜磁場の非線形性が大きな画質劣
化をも次らす。しかしながら、この非線形性が射影の角
度によらず常に一定であれば、傾斜磁場の空間分布をあ
らかじめ求めておくことで補正することが可能である。
の時対象物体１′から得ら扛る射影データを実線５とす
る。これに対し、破線６のように空間的に非線形でおれ
ば、その射影データは破線７となり、歪んだ射影データ
が得られる。このような歪んだ射影データを再構成する
とボケた像になり、傾斜磁場の非線形性が大きな画質劣
化をも次らす。しかしながら、この非線形性が射影の角
度によらず常に一定であれば、傾斜磁場の空間分布をあ
らかじめ求めておくことで補正することが可能である。
その場合、画像が例えば１２８Ｘ１２Ｂのマトリックス
からなるとすれば、少なく七も１６万点の補正データを
必要とする。ところが、従来のように傾斜磁場の回転を
、２組のコイルに流す電流により行なう方式では、各射
影毎に非線形性が変化するため、補正に要するデータは
％ １２８ ｘｌ ２８Ｘ （射影数）となり、射影
数も通常１２８程度必要であるためメモリーを始め演算
に要する時間も膨大なものとなってしまう欠点があった
。
からなるとすれば、少なく七も１６万点の補正データを
必要とする。ところが、従来のように傾斜磁場の回転を
、２組のコイルに流す電流により行なう方式では、各射
影毎に非線形性が変化するため、補正に要するデータは
％ １２８ ｘｌ ２８Ｘ （射影数）となり、射影
数も通常１２８程度必要であるためメモリーを始め演算
に要する時間も膨大なものとなってしまう欠点があった
。
為
本発明は、かかる点に鑑みてなされたもので、その目的
とするところは従来の検査装置の上述の如き欠点を除去
し、傾斜磁場の非線形体の補正を容易にした検査装置１
ｍ供することにある。
とするところは従来の検査装置の上述の如き欠点を除去
し、傾斜磁場の非線形体の補正を容易にした検査装置１
ｍ供することにある。
かかる目的を達成するために本発明は、傾斜磁場発生用
コイルを各射影ごとに回転させることにより、上記傾斜
磁場の印加方向を変えることを特徴とする。
コイルを各射影ごとに回転させることにより、上記傾斜
磁場の印加方向を変えることを特徴とする。
以下、本発明の実施例を図面に基づいて詳細に説明する
。
。
第３図は本発明の一実施例である検査装置の概略構成金
示すものである。制御装置８は各装置へ種々の命令を一
定のタイミングで出力する。高周波パルス発生器９の出
力は電力増幅器１０で増幅され、高周波磁場発生用コイ
ル１１を励振する。
示すものである。制御装置８は各装置へ種々の命令を一
定のタイミングで出力する。高周波パルス発生器９の出
力は電力増幅器１０で増幅され、高周波磁場発生用コイ
ル１１を励振する。
該コイル１１は同時に受信用コイルを兼ねており、咳コ
イル１１で検出された信号成分は増幅器１２を逼り、検
波器１３で検波後、信号処理装置１４で画像に変換、宍
示される。高周波パルス発生器９からの他の出力は、検
波器１３で直角位相検波を行うときの基準信号として用
いられる。２方向及びそれに垂直な方向の傾斜磁場の発
生は傾斜磁場発生用コイル１５で行ない、該コイルは電
源１６．１７で駆動される。電源１６はＺ方向の傾斜磁
場用、電源１７はＺ方向に垂直な方向の傾斜磁場用であ
る。検査対象である人体１８はベッド１９上に置かれ、
支持台２０上を移動する。静磁。
イル１１で検出された信号成分は増幅器１２を逼り、検
波器１３で検波後、信号処理装置１４で画像に変換、宍
示される。高周波パルス発生器９からの他の出力は、検
波器１３で直角位相検波を行うときの基準信号として用
いられる。２方向及びそれに垂直な方向の傾斜磁場の発
生は傾斜磁場発生用コイル１５で行ない、該コイルは電
源１６．１７で駆動される。電源１６はＺ方向の傾斜磁
場用、電源１７はＺ方向に垂直な方向の傾斜磁場用であ
る。検査対象である人体１８はベッド１９上に置かれ、
支持台２０上を移動する。静磁。
場は静磁場発生用コイル２１で発生させ、このコイルは
電源２２で駆動される。前記傾斜磁場発生用コイル１５
はベルト２４を通じてモータ２３によりｚｍｔ−中心に
回転させられる。ここで、傾斜磁場発生用コイル１５の
形状について詳細に説明する。第４図はＺ方向に垂直な
方向の傾斜磁場発生用コイルの１例を示しており、静磁
場ｈｚ軸に平行に印加されているものとする。なお、Ｚ
方向傾斜磁場用コイルは図が複雑になるので第５図に別
に示すこととする。コイルへの電流の供給はコイルのベ
ース２５上に巻いたスリップリング２６゜２７及びそれ
らに接触するブラシ２８．２９により行なう。このよう
にすれば、コイル１５を射影毎に回転させても電流の供
給は容易である。図中矢印は電流の向きｔ−表わしてお
り、第４図の位置にコイルが来た時には、Ｙ方向の傾斜
磁場が発生している。第５図は第４図に示したコイル１
５と同じものである。図を見易すくするためにＺ方向の
傾斜磁場を発生するコイルの与ヲ示している。
電源２２で駆動される。前記傾斜磁場発生用コイル１５
はベルト２４を通じてモータ２３によりｚｍｔ−中心に
回転させられる。ここで、傾斜磁場発生用コイル１５の
形状について詳細に説明する。第４図はＺ方向に垂直な
方向の傾斜磁場発生用コイルの１例を示しており、静磁
場ｈｚ軸に平行に印加されているものとする。なお、Ｚ
方向傾斜磁場用コイルは図が複雑になるので第５図に別
に示すこととする。コイルへの電流の供給はコイルのベ
ース２５上に巻いたスリップリング２６゜２７及びそれ
らに接触するブラシ２８．２９により行なう。このよう
にすれば、コイル１５を射影毎に回転させても電流の供
給は容易である。図中矢印は電流の向きｔ−表わしてお
り、第４図の位置にコイルが来た時には、Ｙ方向の傾斜
磁場が発生している。第５図は第４図に示したコイル１
５と同じものである。図を見易すくするためにＺ方向の
傾斜磁場を発生するコイルの与ヲ示している。
なおベルト２４とモーター２３は第４図と同じなので省
略しである。スリップリング２６’、２７’へ接触する
ブラシ２８’ 、２９’により電流を供給する機構も第
４図の場合と同様である。
略しである。スリップリング２６’、２７’へ接触する
ブラシ２８’ 、２９’により電流を供給する機構も第
４図の場合と同様である。
第６図にコイルの回転と射影データの取り込みのタイミ
ングを示す。モータ２３としてパルスモータを用い制御
装置８からのパルス（ａ）により１射影毎に１８０／Ｎ
度回転する。ここでＮｆｌ射影の数となる。回転後１時
間経過し、コイルが完全に停止した時点で、制御装置８
からのパルス（ｂ）により信号検出が開始さ扛る。
ングを示す。モータ２３としてパルスモータを用い制御
装置８からのパルス（ａ）により１射影毎に１８０／Ｎ
度回転する。ここでＮｆｌ射影の数となる。回転後１時
間経過し、コイルが完全に停止した時点で、制御装置８
からのパルス（ｂ）により信号検出が開始さ扛る。
ここでコイル１５を回転させる理由について少し詳しく
述べる。先に述べたように、傾斜磁場を対象物体に印加
し、その射影データから対象物体中の核スビ／の密度分
布などを精度よく得るには、傾斜磁場として線形性の優
れたものが必要である。
述べる。先に述べたように、傾斜磁場を対象物体に印加
し、その射影データから対象物体中の核スビ／の密度分
布などを精度よく得るには、傾斜磁場として線形性の優
れたものが必要である。
第７図（１４は第４図に示すコイルにより発生する傾斜
磁場の一例を示す等高線図であるが、コイルの中心から
離れるに従い線形からのずれが大きくなっている。この
ような傾斜磁場を用いた場合の射影３２は第７図（ｂ）
に示すが、周波数ｆ１の信号成分は等高線３０に対応す
る対射物体３１中の核スピンからの信号の積分値となる
。このように積分経路がわん曲している場合、あらかじ
めその経路が知られていれば、射影データから元の核ス
ピン密度分布を再生することは可能である。例えば、バ
ックプロジェクション法により再生する場合、通常行な
われている直線経路ではなくわん曲した経路にデータを
分配すｎばよい。いまｘｙ面を１２８Ｘ１２８に分割し
て儂再生を行うとする。
磁場の一例を示す等高線図であるが、コイルの中心から
離れるに従い線形からのずれが大きくなっている。この
ような傾斜磁場を用いた場合の射影３２は第７図（ｂ）
に示すが、周波数ｆ１の信号成分は等高線３０に対応す
る対射物体３１中の核スピンからの信号の積分値となる
。このように積分経路がわん曲している場合、あらかじ
めその経路が知られていれば、射影データから元の核ス
ピン密度分布を再生することは可能である。例えば、バ
ックプロジェクション法により再生する場合、通常行な
われている直線経路ではなくわん曲した経路にデータを
分配すｎばよい。いまｘｙ面を１２８Ｘ１２８に分割し
て儂再生を行うとする。
それに必要な傾斜ａ場分布データは約１６，０００点と
なる。これらのデータは１つの射影に必要な補正データ
であるが、従来のように傾斜磁場の回転を電気的に行な
おうとすると、各射影毎にこれらの補正データか必要と
なり、メモリーや演算時間が膨大となる゛。傾斜磁場を
電気的に回転させるためには、第４図に示すコイルの他
に、それをＺ軸全中心に９０ 回転させたコイルを用い
、両者の電流値ｔＬ−Ｉｔ とした時、次式を満足する
ようにすればよい。
なる。これらのデータは１つの射影に必要な補正データ
であるが、従来のように傾斜磁場の回転を電気的に行な
おうとすると、各射影毎にこれらの補正データか必要と
なり、メモリーや演算時間が膨大となる゛。傾斜磁場を
電気的に回転させるためには、第４図に示すコイルの他
に、それをＺ軸全中心に９０ 回転させたコイルを用い
、両者の電流値ｔＬ−Ｉｔ とした時、次式を満足する
ようにすればよい。
ｌ８＝ＩｏｃｏＳθ
Ｉ鵞＝Ｉ６ｓｉｎθ
ここでθは傾斜磁場の回転角度である。各々のコイルに
より発生する傾斜磁場ｔＧｔ −Ｇｔ とし、ｘ、ｙ方
向の単位ベクトルｅｉｓ ｊとすると、両者の合成磁場
Ｇは Ｇ ” Ｇｔ Ｊ ＋ Ｇ＠ １ ＝ Ｋ （Ｉ Ｉ
Ｊ ＋ Ｉ ｔ １）＝ＫＩ６ （ｃｏｓｉ９ ｊ＋ｓ
ｉｎ＃ ｉ）となる。ここでＫｉ比例定数であり、コイ
ルの形状と巻数により決まる値である。従って、ＩＧＩ
＝ＫＩ。
より発生する傾斜磁場ｔＧｔ −Ｇｔ とし、ｘ、ｙ方
向の単位ベクトルｅｉｓ ｊとすると、両者の合成磁場
Ｇは Ｇ ” Ｇｔ Ｊ ＋ Ｇ＠ １ ＝ Ｋ （Ｉ Ｉ
Ｊ ＋ Ｉ ｔ １）＝ＫＩ６ （ｃｏｓｉ９ ｊ＋ｓ
ｉｎ＃ ｉ）となる。ここでＫｉ比例定数であり、コイ
ルの形状と巻数により決まる値である。従って、ＩＧＩ
＝ＫＩ。
となり、傾斜の大きさは常に一定で、その向きだけが変
わる磁場が得られる。ところが第７図（ａ）に示すよう
に各々のコイルにより発生する傾斜磁場は非線形である
ため、θが変われば合成磁場の等高線も変化することに
なる。償再生を行なう時にわん曲した経路を補正データ
として用いるためには、以上の理由により各射影毎のデ
ータが必要となるのである。しかし、本発明のように射
影角度と対応させて傾斜磁場発生用コイルを回転させれ
ば、その補正データは１つの射影だけのものでよく、２
桁程度に減少するという利点が生じる。それ放電気的な
回転に比べより精度の高い補正も可能となり、良質な再
生傷が得られるわけである。
わる磁場が得られる。ところが第７図（ａ）に示すよう
に各々のコイルにより発生する傾斜磁場は非線形である
ため、θが変われば合成磁場の等高線も変化することに
なる。償再生を行なう時にわん曲した経路を補正データ
として用いるためには、以上の理由により各射影毎のデ
ータが必要となるのである。しかし、本発明のように射
影角度と対応させて傾斜磁場発生用コイルを回転させれ
ば、その補正データは１つの射影だけのものでよく、２
桁程度に減少するという利点が生じる。それ放電気的な
回転に比べより精度の高い補正も可能となり、良質な再
生傷が得られるわけである。
以上説明し之如く本発明によれば、傾斜磁場の空間的非
線形性に起因する再生像の劣化を、１つの射影角度にお
ける補正データだけで全射影データを補正することが可
能となり、著しく再生僧ヲ向上させる効果がある。さら
に、電気的に傾斜ｉ場を回転させる場合に比ベコイル数
が１組成るので、コイルの製作も高精度で行なえるとい
う利点もある。
線形性に起因する再生像の劣化を、１つの射影角度にお
ける補正データだけで全射影データを補正することが可
能となり、著しく再生僧ヲ向上させる効果がある。さら
に、電気的に傾斜ｉ場を回転させる場合に比ベコイル数
が１組成るので、コイルの製作も高精度で行なえるとい
う利点もある。
なお、実施例には示さなかったが、コイルを回転させる
機構としては、コイルボビンに歯車で力を伝達させるこ
とも可能なことは勿論である。いずれの場合にも伝達機
構には非磁性体管用いることが必要である。
機構としては、コイルボビンに歯車で力を伝達させるこ
とも可能なことは勿論である。いずれの場合にも伝達機
構には非磁性体管用いることが必要である。
また、第３図の実施例では２方向の傾斜磁場を発生する
コイルも回転させていたが、このコイルは２方向のスラ
イスを決めるためのものでｌ）、必ずしも回転させる必
要はない。
コイルも回転させていたが、このコイルは２方向のスラ
イスを決めるためのものでｌ）、必ずしも回転させる必
要はない。
第１図は射影データを得るための原理を説明するための
図、第２図は傾斜磁場の非線形性と射影データとの関係
を示す図、第３図は本発明の一実施例を示すブロック図
、第４．に傾斜磁場発生用コイルの構造を示す図、第６
図はコイルの回転と信号検出の関係を示すタイムチャー
ト、第７図（ａ）、 （ｂ）は傾斜磁場の等高融と射影
データとの関係第１ 口 ｖＪ２ 図 ！Ａ３ 口 ｚ５ Ｚｊ第
６図
図、第２図は傾斜磁場の非線形性と射影データとの関係
を示す図、第３図は本発明の一実施例を示すブロック図
、第４．に傾斜磁場発生用コイルの構造を示す図、第６
図はコイルの回転と信号検出の関係を示すタイムチャー
ト、第７図（ａ）、 （ｂ）は傾斜磁場の等高融と射影
データとの関係第１ 口 ｖＪ２ 図 ！Ａ３ 口 ｚ５ Ｚｊ第
６図
Claims (1)
- １、検査対象に静磁場、傾斜磁場および高周波磁場の各
磁場を印加して、上記検査対象からの核磁気共鳴信号を
検出してなる核磁気共鳴を用いた検査装置において、上
記傾斜磁場を発生するコイルを各射影ごとに回転させる
手段を設けてなることを特徴とする核磁気共鳴を用いた
検査装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP57022749A JPS58140628A (ja) | 1982-02-17 | 1982-02-17 | 核磁気共鳴を用いた検査装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP57022749A JPS58140628A (ja) | 1982-02-17 | 1982-02-17 | 核磁気共鳴を用いた検査装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS58140628A true JPS58140628A (ja) | 1983-08-20 |
| JPH0322171B2 JPH0322171B2 (ja) | 1991-03-26 |
Family
ID=12091335
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP57022749A Granted JPS58140628A (ja) | 1982-02-17 | 1982-02-17 | 核磁気共鳴を用いた検査装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPS58140628A (ja) |
Cited By (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS63209637A (ja) * | 1987-02-27 | 1988-08-31 | 株式会社東芝 | 磁気共鳴イメ−ジング装置 |
| JPH0282290A (ja) * | 1988-09-19 | 1990-03-22 | Toshiba Mach Co Ltd | 複数配列図形の描画方法 |
| DE10356219A1 (de) * | 2003-11-25 | 2005-06-30 | Rustemeyer, Peter, Dr. | Verfahren und Gerät zur fokussierten Energieübertragung mittels Kernmagnetresonanz zur mikrochirurgischen/radiologisch- interventionellen Therapie |
| EP3047292A4 (en) * | 2013-09-17 | 2017-03-15 | Synaptive Medical (Barbados) Inc. | Coil assembly for magnetic resonance imaging |
-
1982
- 1982-02-17 JP JP57022749A patent/JPS58140628A/ja active Granted
Cited By (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS63209637A (ja) * | 1987-02-27 | 1988-08-31 | 株式会社東芝 | 磁気共鳴イメ−ジング装置 |
| JPH0282290A (ja) * | 1988-09-19 | 1990-03-22 | Toshiba Mach Co Ltd | 複数配列図形の描画方法 |
| DE10356219A1 (de) * | 2003-11-25 | 2005-06-30 | Rustemeyer, Peter, Dr. | Verfahren und Gerät zur fokussierten Energieübertragung mittels Kernmagnetresonanz zur mikrochirurgischen/radiologisch- interventionellen Therapie |
| EP3047292A4 (en) * | 2013-09-17 | 2017-03-15 | Synaptive Medical (Barbados) Inc. | Coil assembly for magnetic resonance imaging |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH0322171B2 (ja) | 1991-03-26 |
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