JP2000237164A - Ｍｒｉ装置 - Google Patents
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Landscapes
- Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)
Abstract
(57)【要約】
【課題】 インターベンショナルＭＲＩに於いて、術者
が体内に挿入する手術用具が具備するマーカの位置を容
易に認識できるＭＲＩ装置を提供する。 【解決手段】 デジタルフィルタにより切り捨てている
周波数帯域４７中の共鳴周波数をもつ19Ｆを含む物質を
マーカ４１として用いて、視野の外に出現するマーカの
像４２から、マーカの実際の位置を計算して、マーカの
実際の位置をカラー表示する。 【効果】 19Ｆに専用のＲＦ送受信装置を用意すること
なく、マーカの位置が周囲の臓器に紛れてして表示され
ることがない。
が体内に挿入する手術用具が具備するマーカの位置を容
易に認識できるＭＲＩ装置を提供する。 【解決手段】 デジタルフィルタにより切り捨てている
周波数帯域４７中の共鳴周波数をもつ19Ｆを含む物質を
マーカ４１として用いて、視野の外に出現するマーカの
像４２から、マーカの実際の位置を計算して、マーカの
実際の位置をカラー表示する。 【効果】 19Ｆに専用のＲＦ送受信装置を用意すること
なく、マーカの位置が周囲の臓器に紛れてして表示され
ることがない。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明はＭＲＩ（Ｍａｇｎｅ
ｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ Ｉｍａｇｉｎｇ）装置に
係わり、特に手術中の術者を支援するＭＲＩ装置に係わ
る。
ｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ Ｉｍａｇｉｎｇ）装置に
係わり、特に手術中の術者を支援するＭＲＩ装置に係わ
る。
【０００２】
【従来の技術】ＭＲＩでは高い組織コントラスト分解能
で、任意の断層像が得られ、Ｘ線被爆がない等の特徴を
生かして、ＭＲＩを画像診断だけでなく、生検針のガイ
ドや治療のモニター、内視鏡やカテーテルのガイド等に
応用する試みがインターべンショナルＭＲＩとして注目
されている。インターベンショナルＭＲＩ（術中ＭＲ
Ｉ）では、術者（医師）は、ＭＲ画像で手術用具の位置
等を観察しながら手術用具を体内に挿入していく。即
ち、同じサイズの視野をもつＭＲ画像を連続して撮影し
ていき、複数枚のＭＲ画像を順にディスプレイに表示す
ることにより、医師は手術中の体内の様子を把握でき
る。
で、任意の断層像が得られ、Ｘ線被爆がない等の特徴を
生かして、ＭＲＩを画像診断だけでなく、生検針のガイ
ドや治療のモニター、内視鏡やカテーテルのガイド等に
応用する試みがインターべンショナルＭＲＩとして注目
されている。インターベンショナルＭＲＩ（術中ＭＲ
Ｉ）では、術者（医師）は、ＭＲ画像で手術用具の位置
等を観察しながら手術用具を体内に挿入していく。即
ち、同じサイズの視野をもつＭＲ画像を連続して撮影し
ていき、複数枚のＭＲ画像を順にディスプレイに表示す
ることにより、医師は手術中の体内の様子を把握でき
る。
【０００３】体内に挿入する手術用具の位置を、検査対
象（人体）の画像に重ねあわせて表示し、術者に示す技
術はトラッキング技術と呼ばれる。インターベンショナ
ルＭＲＩでは、体内に挿入する手術用具を監視するため
の撮影と、検査対象（人体）の撮影は、ほぼ同時に並行
して行なうことが望ましい。この理由は、体内に挿入す
る手術用具の位置も、手術の進行に伴って時々刻々と変
化していき、同時に検査対象（人体）の位置情報も呼吸
や体動に伴って時々刻々と変化していくためである。従
来技術として、このようにＭＲＩをガイドとして用いる
手術に於いて、体内に挿入する手術用具を監視するため
の撮影と、検査対象（人体）の撮影をほぼ同時に並行し
て行なう方法が提案されている。
象（人体）の画像に重ねあわせて表示し、術者に示す技
術はトラッキング技術と呼ばれる。インターベンショナ
ルＭＲＩでは、体内に挿入する手術用具を監視するため
の撮影と、検査対象（人体）の撮影は、ほぼ同時に並行
して行なうことが望ましい。この理由は、体内に挿入す
る手術用具の位置も、手術の進行に伴って時々刻々と変
化していき、同時に検査対象（人体）の位置情報も呼吸
や体動に伴って時々刻々と変化していくためである。従
来技術として、このようにＭＲＩをガイドとして用いる
手術に於いて、体内に挿入する手術用具を監視するため
の撮影と、検査対象（人体）の撮影をほぼ同時に並行し
て行なう方法が提案されている。
【０００４】第１の従来技術（特開平５−２９３０９４
号公報）では、体腔内に挿入する核磁気共鳴装置用体腔
内プローブの先端に水素原子核を含んだマーカを設け撮
影する。マーカには水素原子核が含まれているので、マ
ーカの形状を、例えば、十文字のような形にしておき、
検査対象とともに撮影すれば、撮影した画像の中にマー
カの形状が確認でき、体腔内プローブの先端位置を術者
は知ることができる。
号公報）では、体腔内に挿入する核磁気共鳴装置用体腔
内プローブの先端に水素原子核を含んだマーカを設け撮
影する。マーカには水素原子核が含まれているので、マ
ーカの形状を、例えば、十文字のような形にしておき、
検査対象とともに撮影すれば、撮影した画像の中にマー
カの形状が確認でき、体腔内プローブの先端位置を術者
は知ることができる。
【０００５】第２の従来技術（特開平１０−２７７００
９号公報）では、体腔内に挿入する挿入器具の先端に水
素原子核と異なる核種（例えば、19Ｆ）を含んだマーカ
を設け、水素原子核撮影用のＲＦ送受信装置に加えて、
水素原子核と異なる核種（例えば、19Ｆ）撮影用のＲＦ
送受信装置を用意し、２種類の核種を撮影する。
９号公報）では、体腔内に挿入する挿入器具の先端に水
素原子核と異なる核種（例えば、19Ｆ）を含んだマーカ
を設け、水素原子核撮影用のＲＦ送受信装置に加えて、
水素原子核と異なる核種（例えば、19Ｆ）撮影用のＲＦ
送受信装置を用意し、２種類の核種を撮影する。
【０００６】
【発明が解決しようとする課題】第１の従来技術に記載
される方法では、マーカに含まれている水素原子核とほ
ぼ同じ緩和時間を持つ臓器内にマーカが位置する場合、
画像の輝度がほぼ同じになるため、術者がマーカの位
置、形状を認識することが困難であるという問題があっ
た。また、スライス厚を、例えば、１０ｃｍ程度に厚く
して撮影を行なうと、画像内の臓器等の他の陰影にマー
カが紛れてしまい、術者がマーカの位置、形状を認識す
ることが困難になるという問題があった。
される方法では、マーカに含まれている水素原子核とほ
ぼ同じ緩和時間を持つ臓器内にマーカが位置する場合、
画像の輝度がほぼ同じになるため、術者がマーカの位
置、形状を認識することが困難であるという問題があっ
た。また、スライス厚を、例えば、１０ｃｍ程度に厚く
して撮影を行なうと、画像内の臓器等の他の陰影にマー
カが紛れてしまい、術者がマーカの位置、形状を認識す
ることが困難になるという問題があった。
【０００７】一方、第２の従来技術に記載された方法で
は、水素原子核と異なる核種（例えば、19Ｆ）をマーカ
として用いるため、画像内の臓器等の他の陰影にマーカ
が紛れてししまい、術者がマーカの位置、形状を認識す
ることが困難になるという上記の問題は克服できる。し
かし、水素原子核撮影用のＲＦ送受信装置に加えて、も
う１つ別系統のＲＦ送受信装置を用意する必要があるた
め、装置のコストが増大するという問題があった。
は、水素原子核と異なる核種（例えば、19Ｆ）をマーカ
として用いるため、画像内の臓器等の他の陰影にマーカ
が紛れてししまい、術者がマーカの位置、形状を認識す
ることが困難になるという上記の問題は克服できる。し
かし、水素原子核撮影用のＲＦ送受信装置に加えて、も
う１つ別系統のＲＦ送受信装置を用意する必要があるた
め、装置のコストが増大するという問題があった。
【０００８】本発明の目的は、上記の問題を解消し、新
たにＲＦ送受信装置を用意することなく、画像内の周囲
の臓器等の陰影にマーカが紛れてしまい、術者がマーカ
の位置、形状を認識できなくなるという従来技術の問題
を克服するＭＲＩ装置を提供することにある。
たにＲＦ送受信装置を用意することなく、画像内の周囲
の臓器等の陰影にマーカが紛れてしまい、術者がマーカ
の位置、形状を認識できなくなるという従来技術の問題
を克服するＭＲＩ装置を提供することにある。
【０００９】
【課題を解決するための手段】以下の説明では、サンプ
リングされたデータに対して視野の外の周波数領域を切
り捨てるデジタルフィルタリング処理をリサンプリング
処理と呼ぶ。
リングされたデータに対して視野の外の周波数領域を切
り捨てるデジタルフィルタリング処理をリサンプリング
処理と呼ぶ。
【００１０】本発明のＭＲＩ装置の特徴は、核磁気共鳴
信号の高速Ａ／Ｄ変換、リサンプリング処理等の信号処
理を行なっている周知のデジタルＲＦシステムに於ける
リサンプリング処理に於いて、デジタルフィルタにより
切り捨てている周波数帯域中の共鳴周波数をもつ物質
（例えば、19Ｆ）をマーカとして用い、視野の外に出現
するマーカの像からマーカの実際の位置を計算し、トラ
ッキングに利用する点にある。本発明のＭＲＩ装置の特
徴を詳細に説明すると以下の通りである。
信号の高速Ａ／Ｄ変換、リサンプリング処理等の信号処
理を行なっている周知のデジタルＲＦシステムに於ける
リサンプリング処理に於いて、デジタルフィルタにより
切り捨てている周波数帯域中の共鳴周波数をもつ物質
（例えば、19Ｆ）をマーカとして用い、視野の外に出現
するマーカの像からマーカの実際の位置を計算し、トラ
ッキングに利用する点にある。本発明のＭＲＩ装置の特
徴を詳細に説明すると以下の通りである。
【００１１】本発明のＭＲＩ装置は、静磁場空間に置か
れた検査対象に、励起ＲＦパルスと傾斜磁場とを印加す
る手段と、検査対象から生じる核磁気共鳴信号をサンプ
リングする手段と、励起ＲＦパルスと傾斜磁場の印加の
パルスシーケンス制御を行なうシーケンス制御手段と、
サンプリングされた核磁気共鳴信号を演算処理する演算
手段とを、演算処理の結果を表示する表示手段とを具備
し、シーケンス制御手段は、側面又は内部にマーカを具
備する手術用具を検査対象の内部に挿入した状態で、同
じサイズの視野をもつ複数の画像を少なくとも一定期間
連続して撮影するためのパルスシーケンス制御を行な
い、演算手段は、サンプリングされた核磁気共鳴信号の
データに対して、視野の外部の周波数領域の核磁気共鳴
信号のデータを切り捨てるデジタルフィルタリング処理
を行ない、デジタルフィルタリング処理を行なった後の
核磁気共鳴信号のデータに基づいて画像を再構成する画
像再構成を行ない、デジタルフィルタリング処理を行な
う前の核磁気共鳴信号のデータを２次元逆フーリエ変換
して得た画像の視野の外部に出現するマーカを含む画像
から、マーカの検査対象に於ける実際の位置を求める演
算を行ない、求められた実際の位置が、デジタルフィル
タリング処理後の核磁気共鳴信号のデータを２次元逆フ
ーリエ変換した画像に重ねて、複数の画像を連続して表
示手段に表示されるＭＲＩ装置であって、デジタルフィ
ルタリング処理により切り捨てている周波数帯域中の核
磁気共鳴周波数をもつ原子核を含む物質をマーカとして
使用する。 上記ＭＲＩ装置の構成において、手術用具
が手術用カテーテルであること、手術用具が内視鏡であ
ること、手術用具が生検の道具あることに特徴を有し、
マーカがフッ素（19Ｆ）を含むこと、演算手段は、デジ
タルフィルタリング処理を行なう前の核磁気共鳴信号の
データを２次元逆フーリエ変換した画像の視野外の領域
で輝度の高いポイントを抽出する演算を行ない、水素原
子核の磁気共鳴周波数とマーカを構成する物質の原子核
の磁気共鳴周波数との差だけ、リードアウト方向に上記
のポイントを平行移動して表示手段に表示するこ、マー
カの位置の実際の位置が表示手段にカラー表示されるこ
とに特徴を有し、更に、マーカを含み直交する２つの断
面を撮影して２つの画像を得て、それぞれの画像からマ
ーカの３次元空間座標の２座標を求めることにより、マ
ーカの３次元空間での位置を特定することにも特徴があ
る。
れた検査対象に、励起ＲＦパルスと傾斜磁場とを印加す
る手段と、検査対象から生じる核磁気共鳴信号をサンプ
リングする手段と、励起ＲＦパルスと傾斜磁場の印加の
パルスシーケンス制御を行なうシーケンス制御手段と、
サンプリングされた核磁気共鳴信号を演算処理する演算
手段とを、演算処理の結果を表示する表示手段とを具備
し、シーケンス制御手段は、側面又は内部にマーカを具
備する手術用具を検査対象の内部に挿入した状態で、同
じサイズの視野をもつ複数の画像を少なくとも一定期間
連続して撮影するためのパルスシーケンス制御を行な
い、演算手段は、サンプリングされた核磁気共鳴信号の
データに対して、視野の外部の周波数領域の核磁気共鳴
信号のデータを切り捨てるデジタルフィルタリング処理
を行ない、デジタルフィルタリング処理を行なった後の
核磁気共鳴信号のデータに基づいて画像を再構成する画
像再構成を行ない、デジタルフィルタリング処理を行な
う前の核磁気共鳴信号のデータを２次元逆フーリエ変換
して得た画像の視野の外部に出現するマーカを含む画像
から、マーカの検査対象に於ける実際の位置を求める演
算を行ない、求められた実際の位置が、デジタルフィル
タリング処理後の核磁気共鳴信号のデータを２次元逆フ
ーリエ変換した画像に重ねて、複数の画像を連続して表
示手段に表示されるＭＲＩ装置であって、デジタルフィ
ルタリング処理により切り捨てている周波数帯域中の核
磁気共鳴周波数をもつ原子核を含む物質をマーカとして
使用する。 上記ＭＲＩ装置の構成において、手術用具
が手術用カテーテルであること、手術用具が内視鏡であ
ること、手術用具が生検の道具あることに特徴を有し、
マーカがフッ素（19Ｆ）を含むこと、演算手段は、デジ
タルフィルタリング処理を行なう前の核磁気共鳴信号の
データを２次元逆フーリエ変換した画像の視野外の領域
で輝度の高いポイントを抽出する演算を行ない、水素原
子核の磁気共鳴周波数とマーカを構成する物質の原子核
の磁気共鳴周波数との差だけ、リードアウト方向に上記
のポイントを平行移動して表示手段に表示するこ、マー
カの位置の実際の位置が表示手段にカラー表示されるこ
とに特徴を有し、更に、マーカを含み直交する２つの断
面を撮影して２つの画像を得て、それぞれの画像からマ
ーカの３次元空間座標の２座標を求めることにより、マ
ーカの３次元空間での位置を特定することにも特徴があ
る。
【００１２】本発明では、インターベンショナルＭＲＩ
に於いて、デジタルフィルタにより切り捨てている周波
数帯域中の共鳴周波数をもつ19Ｆを含む物質をマーカと
して具備する手術用具を体内に挿入して撮影を行ない、
視野の外に出現するマーカの像を検出して、マーカの実
際の位置を計算して、マーカの実際の位置を表示手段に
カラー表示する。この結果、19Ｆに専用のＲＦ送受信装
置を用意することなく、マーカの位置が周囲の臓器に紛
れてして表示されることがなく、術者は、体内に挿入す
る手術用具が具備するマーカの位置を容易に認識でき
る。
に於いて、デジタルフィルタにより切り捨てている周波
数帯域中の共鳴周波数をもつ19Ｆを含む物質をマーカと
して具備する手術用具を体内に挿入して撮影を行ない、
視野の外に出現するマーカの像を検出して、マーカの実
際の位置を計算して、マーカの実際の位置を表示手段に
カラー表示する。この結果、19Ｆに専用のＲＦ送受信装
置を用意することなく、マーカの位置が周囲の臓器に紛
れてして表示されることがなく、術者は、体内に挿入す
る手術用具が具備するマーカの位置を容易に認識でき
る。
【００１３】
【発明の実施の形態】図３にデジタルＲＦシステムを備
えたＭＲＩ装置の構成の一例を示す。ＭＲＩ装置は、核
磁気共鳴を利用して検査対象の断層像を計測する装置で
ある。図３に於いて、検査対象１０３は、静磁場を発生
するマグネット１０１、及び傾斜磁場を発生するコイル
１０２内に置かれる。傾斜磁場発生コイル１０２は、互
いに直交するの３軸の傾斜磁場コイルから構成される。
シーケンサ１０４は傾斜磁場電源１０５とＲＦパルス
（高周波磁場）発生器１０６に命令を送り、傾斜磁場を
傾斜磁場コイル１０２より発生し、ＲＦパルスをプロー
ブ１０７より発生する。
えたＭＲＩ装置の構成の一例を示す。ＭＲＩ装置は、核
磁気共鳴を利用して検査対象の断層像を計測する装置で
ある。図３に於いて、検査対象１０３は、静磁場を発生
するマグネット１０１、及び傾斜磁場を発生するコイル
１０２内に置かれる。傾斜磁場発生コイル１０２は、互
いに直交するの３軸の傾斜磁場コイルから構成される。
シーケンサ１０４は傾斜磁場電源１０５とＲＦパルス
（高周波磁場）発生器１０６に命令を送り、傾斜磁場を
傾斜磁場コイル１０２より発生し、ＲＦパルスをプロー
ブ１０７より発生する。
【００１４】ＲＦパルスはＲＦパルス発生器１０６の出
力をＲＦアンプ１１５により増幅しプローブ１０７を通
じて検査対象１０３に印加される。検査対象１０３から
発生した核磁気共鳴信号はプローブ１０７により受波さ
れる。プローブ１０７は検査対象１０３の内部に挿入さ
れる場合もある。プローブ１０７により受波された信号
は、受信器１０８でＡ／Ｄ変換（サンプリング）され、
検波が実行される。検波の基準とする中心周波数（磁気
共鳴周波数）は、シーケンサ１０４によりセットされ
る。検波された信号は計算機（演算処理手段）１０９に
送られ、計算機１０９でリサンプリング処理された後、
画像再構成等の信号処理が実行される。信号処理の結果
はディスプレイ１１０に表示される。
力をＲＦアンプ１１５により増幅しプローブ１０７を通
じて検査対象１０３に印加される。検査対象１０３から
発生した核磁気共鳴信号はプローブ１０７により受波さ
れる。プローブ１０７は検査対象１０３の内部に挿入さ
れる場合もある。プローブ１０７により受波された信号
は、受信器１０８でＡ／Ｄ変換（サンプリング）され、
検波が実行される。検波の基準とする中心周波数（磁気
共鳴周波数）は、シーケンサ１０４によりセットされ
る。検波された信号は計算機（演算処理手段）１０９に
送られ、計算機１０９でリサンプリング処理された後、
画像再構成等の信号処理が実行される。信号処理の結果
はディスプレイ１１０に表示される。
【００１５】必要に応じて、記憶媒体１１１に検波され
た信号や測定条件を記憶させることもできる。静磁場均
一度を調整する必要がある時は、シムコイル１１２を使
う。シムコイル１１２は複数のチャネルからなり、シム
電源１１３により電流が供給される。静磁場均一度調整
時には、複数のチャネルの各コイルに流れる電流をシー
ケンサ１０４により制御する。シーケンサ１０４はシム
電源１１３に命令を送り、静磁場不均一を補正するよう
な付加的な磁場をシムコイル１１２より発生させる。な
お、シーケンサ１０４は、ＭＲＩ装置を構成する各部が
プログラムされたタイミング、強度で動作するように制
御を行なう。このプログラムのうち、特にＲＦパルスの
印加、傾斜磁場の印加、核磁気共鳴信号の受信のタイミ
ングや、ＲＦパルスと傾斜磁場の強度を記述したものは
撮影シーケンスと呼ばれている。
た信号や測定条件を記憶させることもできる。静磁場均
一度を調整する必要がある時は、シムコイル１１２を使
う。シムコイル１１２は複数のチャネルからなり、シム
電源１１３により電流が供給される。静磁場均一度調整
時には、複数のチャネルの各コイルに流れる電流をシー
ケンサ１０４により制御する。シーケンサ１０４はシム
電源１１３に命令を送り、静磁場不均一を補正するよう
な付加的な磁場をシムコイル１１２より発生させる。な
お、シーケンサ１０４は、ＭＲＩ装置を構成する各部が
プログラムされたタイミング、強度で動作するように制
御を行なう。このプログラムのうち、特にＲＦパルスの
印加、傾斜磁場の印加、核磁気共鳴信号の受信のタイミ
ングや、ＲＦパルスと傾斜磁場の強度を記述したものは
撮影シーケンスと呼ばれている。
【００１６】図１は、本発明が適用される撮影シーケン
スの具体例を示す。図１に於いて、横軸は時間を、縦軸
はＲＦパルスや傾斜磁場等の強度を表す。図１に於い
て、スライス方向の傾斜磁場４と同時にＲＦパルス１を
印加し、所望のスライス内部の原子核を励起する。次
に、リードアウト方向の傾斜磁場２の極性を負から正に
反転させると、エコー（磁気共鳴信号）６が発生する。
エコー６の波形をＡ／Ｄ変換（サンプリング）する。３
は位相エンコード方向の傾斜磁場である。
スの具体例を示す。図１に於いて、横軸は時間を、縦軸
はＲＦパルスや傾斜磁場等の強度を表す。図１に於い
て、スライス方向の傾斜磁場４と同時にＲＦパルス１を
印加し、所望のスライス内部の原子核を励起する。次
に、リードアウト方向の傾斜磁場２の極性を負から正に
反転させると、エコー（磁気共鳴信号）６が発生する。
エコー６の波形をＡ／Ｄ変換（サンプリング）する。３
は位相エンコード方向の傾斜磁場である。
【００１７】ここで、リードアウト傾斜磁場２の強度が
１４．５ｍＴ／ｍで、視野を４０ｃｍに設定するとき、
デジタルＲＦシステムを用いない場合はサンプリングレ
ートを１／（４２．５７５９×０．０１４５×０．４）
＝４マイクロ秒に設定する。視野は、リードアウト傾斜
磁場の強度とサンプリングレートの積に反比例するた
め、サンプリングレートを速くすると、リードアウト方
向の視野は大きくなる。一方、デジタルＲＦシステムを
用いる場合は、視野と無関係に１マイクロ秒等の十分高
速なレートでサンプリングを行なう。ここで、デジタル
ＲＦシステムのサンプリングレートを１マイクロ秒と
し、リードアウト傾斜磁場の強度が１４．５ｍＴ／ｍ
で、視野を４０ｃｍとする場合を考えると、デジタルＲ
Ｆシステムを用いない場合に対して、４倍のポイント数
でサンプリングを行ない、４倍の視野のデータを取得す
ることになる。デジタルＲＦシステムに於いては、サン
プリング後、メモリに格納されたデータに対してデジタ
ルフィルタリング処理を施し、視野（４０ｃｍ）の外の
周波数領域を切り捨てるリサンプリング処理を行なう。
１４．５ｍＴ／ｍで、視野を４０ｃｍに設定するとき、
デジタルＲＦシステムを用いない場合はサンプリングレ
ートを１／（４２．５７５９×０．０１４５×０．４）
＝４マイクロ秒に設定する。視野は、リードアウト傾斜
磁場の強度とサンプリングレートの積に反比例するた
め、サンプリングレートを速くすると、リードアウト方
向の視野は大きくなる。一方、デジタルＲＦシステムを
用いる場合は、視野と無関係に１マイクロ秒等の十分高
速なレートでサンプリングを行なう。ここで、デジタル
ＲＦシステムのサンプリングレートを１マイクロ秒と
し、リードアウト傾斜磁場の強度が１４．５ｍＴ／ｍ
で、視野を４０ｃｍとする場合を考えると、デジタルＲ
Ｆシステムを用いない場合に対して、４倍のポイント数
でサンプリングを行ない、４倍の視野のデータを取得す
ることになる。デジタルＲＦシステムに於いては、サン
プリング後、メモリに格納されたデータに対してデジタ
ルフィルタリング処理を施し、視野（４０ｃｍ）の外の
周波数領域を切り捨てるリサンプリング処理を行なう。
【００１８】図１に示す計測を、位相エンコード傾斜磁
場３の強度を一定値だけ変化させながら、位相エンコー
ド方向の画素数と同じ回数だけ繰り返す。この繰り返し
の間隔はＴｒと呼ばれる。例えば、Ｔｒ＝２０ミリ秒
で、位相エンコード方向の画素数が１２８の場合、撮影
に要する時間は０．０２×１２８＝約２．５秒となる。
位相エンコードの数に等しい個数の得られたエコーのデ
ータにリサンプリング処理を施した後、２次元逆フーリ
エ変換を実行すると、所望のスライスの視野４０ｃｍの
２次元像が得られる。以上が、本発明が適用されるデジ
タルＲＦシステムを備えたＭＲＩ装置の構成および撮影
シーケンスの説明である。
場３の強度を一定値だけ変化させながら、位相エンコー
ド方向の画素数と同じ回数だけ繰り返す。この繰り返し
の間隔はＴｒと呼ばれる。例えば、Ｔｒ＝２０ミリ秒
で、位相エンコード方向の画素数が１２８の場合、撮影
に要する時間は０．０２×１２８＝約２．５秒となる。
位相エンコードの数に等しい個数の得られたエコーのデ
ータにリサンプリング処理を施した後、２次元逆フーリ
エ変換を実行すると、所望のスライスの視野４０ｃｍの
２次元像が得られる。以上が、本発明が適用されるデジ
タルＲＦシステムを備えたＭＲＩ装置の構成および撮影
シーケンスの説明である。
【００１９】本発明の実施の形態として、静磁場強度
０．２ＴのＭＲＩ装置を用い、カテーテルの先端に19Ｆ
を含む物質で構成されるマーカを取り付けた実施例につ
いて、以下説明する。マーカはカテーテルの先端付近の
外周側面に接着剤等で取り付ければ良い。０．２Ｔにお
ける水素原子核の磁気共鳴周波数は約８．５２ＭＨｚ、
19Ｆの磁気共鳴周波数は約８．０２ＭＨｚであり、５０
０ｋＨｚ異なっている。ここで、リードアウト傾斜磁場
強度が１４．５ｍＴ／ｍとし、視野を４０ｃｍに設定す
るとき、デジタルＲＦシステムを用いない場合はサンプ
リングレートを１／（４２．５７５９×０．０１４５×
０．４）＝４マイクロ秒に設定する。このとき、図４に
示すように、４０ｃｍの視野に割り当てられる周波数帯
域は２５０ｋＨｚである。一方、本実施例ではデジタル
ＲＦシステムを用い、デジタルＲＦシステムのサンプリ
ングレートを１マイクロ秒とする。即ち、デジタルＲＦ
システムを用いない場合に対して、４倍のポイント数サ
ンプリングを行ない、４倍の視野（周波数帯域で１ＭＨ
ｚ）のデータを取得する。図４に於いて、横軸はリード
アウト方向、縦軸は位相エンコード方向を示す。
０．２ＴのＭＲＩ装置を用い、カテーテルの先端に19Ｆ
を含む物質で構成されるマーカを取り付けた実施例につ
いて、以下説明する。マーカはカテーテルの先端付近の
外周側面に接着剤等で取り付ければ良い。０．２Ｔにお
ける水素原子核の磁気共鳴周波数は約８．５２ＭＨｚ、
19Ｆの磁気共鳴周波数は約８．０２ＭＨｚであり、５０
０ｋＨｚ異なっている。ここで、リードアウト傾斜磁場
強度が１４．５ｍＴ／ｍとし、視野を４０ｃｍに設定す
るとき、デジタルＲＦシステムを用いない場合はサンプ
リングレートを１／（４２．５７５９×０．０１４５×
０．４）＝４マイクロ秒に設定する。このとき、図４に
示すように、４０ｃｍの視野に割り当てられる周波数帯
域は２５０ｋＨｚである。一方、本実施例ではデジタル
ＲＦシステムを用い、デジタルＲＦシステムのサンプリ
ングレートを１マイクロ秒とする。即ち、デジタルＲＦ
システムを用いない場合に対して、４倍のポイント数サ
ンプリングを行ない、４倍の視野（周波数帯域で１ＭＨ
ｚ）のデータを取得する。図４に於いて、横軸はリード
アウト方向、縦軸は位相エンコード方向を示す。
【００２０】デジタルＲＦシステムに於いてはサンプリ
ング後、メモリに格納されたデータに対してデジタルフ
ィルタリング処理を施し、視野４６（４０ｃｍ）の外の
周波数領域４７を切り捨てる処理（リサンプリング処
理）を行なう。リサンプリング処理後のデータを２次元
逆フーリエ変換すると視野４０ｃｍ（周波数帯域２５０
ｋＨｚ）の画像が得られる。ここで、リサンプリング処
理前のデータを２次元逆フーリエ変換すると、水素原子
核と19Ｆの磁気共鳴周波数が５００ｋＨｚ異なっている
ため、リードアウト方向に周波数にして５００ｋＨｚだ
け平行移動した位置にマーカ４１の像４２が出現する。
像４２が出現する領域４７には人体像４４が存在しない
ため、背景の輝度は十分暗く、像４２を見つけることは
容易であるため、コンピュータによる自動抽出も簡単に
できる。抽出した像４２の位置を５００ｋＨｚだけリー
ドアウト方向に平行移動し、リサンプリング処理後のデ
ータを２次元逆フーリエ変換した画像を、例えば、赤色
等の目立つ色でカラー表示すると、術者は容易にカテー
テル４５の先端位置を認識出来る。
ング後、メモリに格納されたデータに対してデジタルフ
ィルタリング処理を施し、視野４６（４０ｃｍ）の外の
周波数領域４７を切り捨てる処理（リサンプリング処
理）を行なう。リサンプリング処理後のデータを２次元
逆フーリエ変換すると視野４０ｃｍ（周波数帯域２５０
ｋＨｚ）の画像が得られる。ここで、リサンプリング処
理前のデータを２次元逆フーリエ変換すると、水素原子
核と19Ｆの磁気共鳴周波数が５００ｋＨｚ異なっている
ため、リードアウト方向に周波数にして５００ｋＨｚだ
け平行移動した位置にマーカ４１の像４２が出現する。
像４２が出現する領域４７には人体像４４が存在しない
ため、背景の輝度は十分暗く、像４２を見つけることは
容易であるため、コンピュータによる自動抽出も簡単に
できる。抽出した像４２の位置を５００ｋＨｚだけリー
ドアウト方向に平行移動し、リサンプリング処理後のデ
ータを２次元逆フーリエ変換した画像を、例えば、赤色
等の目立つ色でカラー表示すると、術者は容易にカテー
テル４５の先端位置を認識出来る。
【００２１】本実施例では、このようにして、19Ｆに専
用のＲＦ送受信装置を用意することなく、且つ、マーカ
の位置が周囲の臓器に紛れてして表示されることなく、
術者がマーカの位置を容易に認識できるという効果があ
る。
用のＲＦ送受信装置を用意することなく、且つ、マーカ
の位置が周囲の臓器に紛れてして表示されることなく、
術者がマーカの位置を容易に認識できるという効果があ
る。
【００２２】即ち、本実施例では、マーカの像は、デジ
タルフィルタリングにより切り捨てられる視野の外部に
出現し、一方、実空間でマーカの周囲に存在する臓器の
像は視野内に出現し、リサンプリング処理後のデータを
２次元逆フーリエ変換した画像を目立つ色でカラー表示
することから、マーカの像が周囲の臓器の像に紛れてし
て表示されることがない。本実施例の方法を用いれば、
ＭＲＩ装置本体のハードウェアの仕様変更を行なう必要
は何もなく、デジタルフィルタリングにより情報を捨て
ていた周波数成分の有効活用ができる。
タルフィルタリングにより切り捨てられる視野の外部に
出現し、一方、実空間でマーカの周囲に存在する臓器の
像は視野内に出現し、リサンプリング処理後のデータを
２次元逆フーリエ変換した画像を目立つ色でカラー表示
することから、マーカの像が周囲の臓器の像に紛れてし
て表示されることがない。本実施例の方法を用いれば、
ＭＲＩ装置本体のハードウェアの仕様変更を行なう必要
は何もなく、デジタルフィルタリングにより情報を捨て
ていた周波数成分の有効活用ができる。
【００２３】図２は、本実施例を説明するフローチャー
トを示す。図１に示した撮影シーケンスにより撮影を行
ない、核磁気共鳴信号のサンプリングを行ない、データ
を第１のメモリに格納する（処理２１−２）。第１のメ
モリに格納されたデータにリサンプリング処理を施して
視野外の周波数領域を切り捨てたデータを第２のメモリ
に格納する（処理２１−３）。処理２１−２と処理２１
−３の２つの処理を、位相エンコード量を変えながら
（処理２１−１）、画像の位相エンコード数だけ繰り返
す（処理２０）。第１のメモリに格納された２次元デー
タを逆フーリエ変換して得られた画像を第３のメモリに
格納し、第２のメモリに格納された２次元データを逆フ
ーリエ変換して得られた画像を第４のメモリに格納する
（処理２２−１、処理２３）。第３のメモリに格納され
た画像は４倍の視野（周波数帯域で１ＭＨｚ）をもつ画
像（以下、４倍視野画像という）である。第４のメモリ
に格納された画像は視野４０ｃｍ（周波数帯域２５０ｋ
Ｈｚ）の画像である。第３のメモリに格納された４倍視
野画像の中で視野外の領域４７から高輝度のポイント４
２を抽出する（処理２２−２）。処理２２−２で抽出し
た高輝度のポイント４２を＋５００ｋＨｚだけリードア
ウト方向に平行移動したポイント４１を計算する（処理
２２−３）。処理２２−３で計算したポイント４１を、
第４のメモリに格納した画像に赤色で表示する。
トを示す。図１に示した撮影シーケンスにより撮影を行
ない、核磁気共鳴信号のサンプリングを行ない、データ
を第１のメモリに格納する（処理２１−２）。第１のメ
モリに格納されたデータにリサンプリング処理を施して
視野外の周波数領域を切り捨てたデータを第２のメモリ
に格納する（処理２１−３）。処理２１−２と処理２１
−３の２つの処理を、位相エンコード量を変えながら
（処理２１−１）、画像の位相エンコード数だけ繰り返
す（処理２０）。第１のメモリに格納された２次元デー
タを逆フーリエ変換して得られた画像を第３のメモリに
格納し、第２のメモリに格納された２次元データを逆フ
ーリエ変換して得られた画像を第４のメモリに格納する
（処理２２−１、処理２３）。第３のメモリに格納され
た画像は４倍の視野（周波数帯域で１ＭＨｚ）をもつ画
像（以下、４倍視野画像という）である。第４のメモリ
に格納された画像は視野４０ｃｍ（周波数帯域２５０ｋ
Ｈｚ）の画像である。第３のメモリに格納された４倍視
野画像の中で視野外の領域４７から高輝度のポイント４
２を抽出する（処理２２−２）。処理２２−２で抽出し
た高輝度のポイント４２を＋５００ｋＨｚだけリードア
ウト方向に平行移動したポイント４１を計算する（処理
２２−３）。処理２２−３で計算したポイント４１を、
第４のメモリに格納した画像に赤色で表示する。
【００２４】また、図７に示すように、マーカ４１が、
周波数の中心（リードアウト方向での視野中心）４８よ
りもｄｋＨｚだけ周波数が低いリードアウト方向の位置
に位置する場合、マーカ４１の像４２は折り返して、４
倍視野画像の右端からｄｋＨｚ周波数が低いところに平
行移動した位置に出現する。このような場合、像４２の
位置からマーカの位置を計算する方法について述べる。
像４２の位置から４倍視野画像の右端までの周波数の差
がｄｋＨｚのとき、４倍視野画像の左端から（５００−
ｄ）ｋＨｚだけ平行移動したポイントを計算する。この
場合、リードアウト方向で、４倍視野画像の右端と、周
波数帯域で２５０ｋＨｚの視野の左端とがつながってい
るものと考えると、像４２を＋５００ｋＨｚだけ平行移
動したポイントを計算することと等価となる。
周波数の中心（リードアウト方向での視野中心）４８よ
りもｄｋＨｚだけ周波数が低いリードアウト方向の位置
に位置する場合、マーカ４１の像４２は折り返して、４
倍視野画像の右端からｄｋＨｚ周波数が低いところに平
行移動した位置に出現する。このような場合、像４２の
位置からマーカの位置を計算する方法について述べる。
像４２の位置から４倍視野画像の右端までの周波数の差
がｄｋＨｚのとき、４倍視野画像の左端から（５００−
ｄ）ｋＨｚだけ平行移動したポイントを計算する。この
場合、リードアウト方向で、４倍視野画像の右端と、周
波数帯域で２５０ｋＨｚの視野の左端とがつながってい
るものと考えると、像４２を＋５００ｋＨｚだけ平行移
動したポイントを計算することと等価となる。
【００２５】また、図５に示すように、カテーテルの進
行方向に沿って、カテーテル４５の外周面上の複数点に
マーカ４１（４１−１、４１−２、…、４１−８）を取
り付け、デジタルフィルタリングにより切り捨てられる
領域に出現する複数のマーカの像を抽出し、複数のマー
カの像を＋５００ｋＨｚだけ平行移動し、リサンプリン
グ処理後のデータを２次元フーリエ変換した画像に、赤
色等の目立つ色でカラー表示すると、術者は、容易にカ
テーテルの全体位置を認識出来る。
行方向に沿って、カテーテル４５の外周面上の複数点に
マーカ４１（４１−１、４１−２、…、４１−８）を取
り付け、デジタルフィルタリングにより切り捨てられる
領域に出現する複数のマーカの像を抽出し、複数のマー
カの像を＋５００ｋＨｚだけ平行移動し、リサンプリン
グ処理後のデータを２次元フーリエ変換した画像に、赤
色等の目立つ色でカラー表示すると、術者は、容易にカ
テーテルの全体位置を認識出来る。
【００２６】図６は、複数個のマーカを取り付けたカテ
ーテルを血管の内部に挿入した場合の表示画面を模式的
に示した図であり、血管６１の内側にポイント６０−
１、６０−２、…、６０−８がカラー表示されている。
ーテルを血管の内部に挿入した場合の表示画面を模式的
に示した図であり、血管６１の内側にポイント６０−
１、６０−２、…、６０−８がカラー表示されている。
【００２７】また、スライス厚を、例えば、１０ｃｍ程
度に厚くした２種類の断面を撮影することにより、マー
カの３次元空間の位置を特定できる。例えば、コロナル
断面を撮影することにより、３次元空間のマーカのｘ座
標とｚ座標が求まり、サジタル断面を撮影することによ
り、３次元空間のマーカのｙ座標とｚ座標が求まる。即
ち、マーカの３次元空間の位置を特定できる。
度に厚くした２種類の断面を撮影することにより、マー
カの３次元空間の位置を特定できる。例えば、コロナル
断面を撮影することにより、３次元空間のマーカのｘ座
標とｚ座標が求まり、サジタル断面を撮影することによ
り、３次元空間のマーカのｙ座標とｚ座標が求まる。即
ち、マーカの３次元空間の位置を特定できる。
【００２８】以上、本発明を特定の形態について説明し
たが、上記以外の形態についても同様に、デジタルＲＦ
システムのリサンプリング処理に於いてデジタルフィル
タにより切り捨てている周波数帯域中の共鳴周波数をも
つ原子核を含む物質をマーカとして用い、視野の外に出
現するマーカの像から、マーカの実際の位置を計算する
ことにより、インターベンショナルＭＲＩの術者は、マ
ーカの位置を容易に認識できる。即ち、マーカを構成す
る物質に専用のＲＦ送受信装置を用意することなく、且
つ、マーカの位置が周囲の臓器に紛れてして表示される
ことなく、術者が容易にマーカの位置を認識できるとい
う効果がある。マーカを構成する物質は、デジタルフィ
ルタにより切り捨てている周波数帯域中の共鳴周波数を
もつ原子核を含んでいれば、19Ｆ以外の原子核を含む物
質でも良い。また、体内に挿入する手術用具は、カテー
テル以外に、内視鏡、生検針でも良い。内視鏡にマーカ
を取り付ける場合、取り付ける場所は外周の側面に限ら
ず、例えば、図８に示すように、内視鏡の前面に取り付
けても良い。また、カテーテル等の体内に挿入する手術
用具へのマーカの取り付け方としては、体内に挿入する
手術用具を構成する部材の内部にマーカを埋め込んでも
良い。
たが、上記以外の形態についても同様に、デジタルＲＦ
システムのリサンプリング処理に於いてデジタルフィル
タにより切り捨てている周波数帯域中の共鳴周波数をも
つ原子核を含む物質をマーカとして用い、視野の外に出
現するマーカの像から、マーカの実際の位置を計算する
ことにより、インターベンショナルＭＲＩの術者は、マ
ーカの位置を容易に認識できる。即ち、マーカを構成す
る物質に専用のＲＦ送受信装置を用意することなく、且
つ、マーカの位置が周囲の臓器に紛れてして表示される
ことなく、術者が容易にマーカの位置を認識できるとい
う効果がある。マーカを構成する物質は、デジタルフィ
ルタにより切り捨てている周波数帯域中の共鳴周波数を
もつ原子核を含んでいれば、19Ｆ以外の原子核を含む物
質でも良い。また、体内に挿入する手術用具は、カテー
テル以外に、内視鏡、生検針でも良い。内視鏡にマーカ
を取り付ける場合、取り付ける場所は外周の側面に限ら
ず、例えば、図８に示すように、内視鏡の前面に取り付
けても良い。また、カテーテル等の体内に挿入する手術
用具へのマーカの取り付け方としては、体内に挿入する
手術用具を構成する部材の内部にマーカを埋め込んでも
良い。
【００２９】
【発明の効果】インターベンショナルＭＲＩに於いて、
19Ｆに専用のＲＦ送受信装置を用意することなく、且
つ、マーカの位置が周囲の臓器と紛れてして表示される
ことなく、術者がマーカの位置を容易に認識できるとい
う効果がある。
19Ｆに専用のＲＦ送受信装置を用意することなく、且
つ、マーカの位置が周囲の臓器と紛れてして表示される
ことなく、術者がマーカの位置を容易に認識できるとい
う効果がある。
【図１】本発明が適用される撮影シーケンスの具体例を
示す図。
示す図。
【図２】本発明の実施例を説明するフローチャートを示
す。
す。
【図３】本発明が適用されるデジタルＲＦシステムを備
えたＭＲＩ装置の構成の一例を示す図。
えたＭＲＩ装置の構成の一例を示す図。
【図４】本発明の実施例に於いてリサンプリング処理前
のデータをフーリエ変換した画像の例を示す図。
のデータをフーリエ変換した画像の例を示す図。
【図５】本発明の実施例に於いてマーカ付きカテーテル
を示す図。
を示す図。
【図６】本発明の実施例に於いて表示画面の例を模式的
に示す図。
に示す図。
【図７】本発明の実施例に於いてリサンプリング処理前
のデータをフーリエ変換した画像の例を示す図。
のデータをフーリエ変換した画像の例を示す図。
【図８】本発明の実施例に於いてマーカ付き内視鏡の例
を示す図。
を示す図。
１…励起ＲＦパルス、２…リードアウト方向の傾斜磁
場、３…位相エンコード方向の傾斜磁場、４…スライス
方向の傾斜磁場、６…エコー、１０１…静磁場を発生す
るマグネット、１０２…傾斜磁場を発生するコイル、１
０３…検査対象、１０４…シーケンサ、１０５…傾斜磁
場電源、１０６…ＲＦパルス発生器、１０７…プロー
ブ、１１５…ＲＦパワーアンプ、１０８…受信器、１０
９…計算機、１１０…ディスプレイ、１１１…記憶媒
体、１１２…シムコイル、１１３…シム電源。
場、３…位相エンコード方向の傾斜磁場、４…スライス
方向の傾斜磁場、６…エコー、１０１…静磁場を発生す
るマグネット、１０２…傾斜磁場を発生するコイル、１
０３…検査対象、１０４…シーケンサ、１０５…傾斜磁
場電源、１０６…ＲＦパルス発生器、１０７…プロー
ブ、１１５…ＲＦパワーアンプ、１０８…受信器、１０
９…計算機、１１０…ディスプレイ、１１１…記憶媒
体、１１２…シムコイル、１１３…シム電源。
フロントページの続き (51)Int.Cl.7 識別記号 ＦＩ テーマコート゛(参考） Ｇ０１Ｎ 24/02 ５３０Ｙ (72)発明者 平田 智嗣 東京都国分寺市東恋ケ窪一丁目280番地 株式会社日立製作所中央研究所内 (72)発明者 板垣 博幸 東京都国分寺市東恋ケ窪一丁目280番地 株式会社日立製作所中央研究所内 (72)発明者 塚田 啓二 東京都国分寺市東恋ケ窪一丁目280番地 株式会社日立製作所中央研究所内 Ｆターム(参考） 4C060 FF27 FF38 4C096 AA01 AA18 AB37 AB50 AD02 AD13 AD14 AD15 BA04 DA01 DA02 DA09 DB02 DB10 DB19 DC27 DC33 DC35 DC40 DD01 DD07 DD13
Claims (8)
- 【請求項１】静磁場空間に置かれた検査対象に、励起Ｒ
Ｆパルスと傾斜磁場とを印加する手段と、前記検査対象
から生じる核磁気共鳴信号をサンプリングする手段と、
前記励起ＲＦパルスと前記傾斜磁場の印加のパルスシー
ケンス制御を行なうシーケンス制御手段と、サンプリン
グされた前記核磁気共鳴信号を演算処理する演算手段
と、演算処理の結果を表示する表示手段とを具備し、前
記シーケンス制御手段は、側面又は内部にマーカを具備
する手術用具を前記検査対象の内部に挿入した状態で、
同じサイズの視野をもつ複数の画像を少なくとも一定期
間連続して撮影するための前記パルスシーケンス制御を
行ない、前記演算手段は、前記サンプリングされた前記
核磁気共鳴信号のデータに対して、前記視野の外部の周
波数領域の前記核磁気共鳴信号のデータを切り捨てるデ
ジタルフィルタリング処理を行ない、前記デジタルフィ
ルタリング処理を行なった後の前記核磁気共鳴信号のデ
ータに基づいて画像を再構成する画像再構成を行ない、
前記デジタルフィルタリング処理を行なう前の前記核磁
気共鳴信号のデータを２次元逆フーリエ変換して得た画
像の視野の外部に出現する前記マーカを含む画像から、
前記マーカの前記検査対象に於ける実際の位置を求める
演算を行ない、求められた前記実際の位置が、前記デジ
タルフィルタリング処理後の前記核磁気共鳴信号のデー
タを２次元逆フーリエ変換した画像に重ねて、前記複数
の画像を連続して前記表示手段に表示されるＭＲＩ装置
であって、前記デジタルフィルタリング処理により切り
捨てている周波数帯域中の核磁気共鳴周波数をもつ原子
核を含む物質を前記マーカとして使用することを特徴と
するＭＲＩ装置。 - 【請求項２】前記手術用具が手術用カテーテルであるこ
とを特徴とする請求項１に記載のＭＲＩ装置。 - 【請求項３】前記手術用具が内視鏡であることを特徴と
する請求項１に記載のＭＲＩ装置。 - 【請求項４】前記手術用具が生検の道具あることを特徴
とする請求項１に記載のＭＲＩ装置。 - 【請求項５】前記マーカがフッ素（19Ｆ）を含むことを
特徴とする請求項１に記載のＭＲＩ装置。 - 【請求項６】前記演算手段は、前記デジタルフィルタリ
ング処理を行なう前の前記核磁気共鳴信号のデータを２
次元逆フーリエ変換した画像の視野外の領域で輝度の高
いポイントを抽出する演算を行ない、水素原子核の磁気
共鳴周波数と前記マーカを構成する物質の原子核の磁気
共鳴周波数との差だけ、リードアウト方向に前記ポイン
トを平行移動して前記表示手段に表示することを特徴と
する請求項１に記載のＭＲＩ装置。 - 【請求項７】前記マーカの位置の前記実際の位置が、表
示手段にカラー表示されることを特徴とする請求項１に
記載のＭＲＩ装置。 - 【請求項８】前記マーカを含み直交する２つの断面を撮
影して２つの画像を得て、それぞれの前記画像から前記
マーカの３次元空間座標の２座標を求めることにより、
前記マーカの３次元空間での位置を特定することを特徴
とする請求項１に記載のＭＲＩ装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP04593699A JP3817383B2 (ja) | 1999-02-24 | 1999-02-24 | Ｍｒｉ装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP04593699A JP3817383B2 (ja) | 1999-02-24 | 1999-02-24 | Ｍｒｉ装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JP2000237164A true JP2000237164A (ja) | 2000-09-05 |
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Family
ID=12733171
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
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