JP2008212553A - Magnetic resonance imaging apparatus - Google Patents
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Abstract
Description
本発明は、フルオロスコピー機能を備えた磁気共鳴イメージング装置に関する。 The present invention relates to a magnetic resonance imaging apparatus having a fluoroscopy function.
磁気共鳴イメージング装置におけるフルオロスコピーにおいては、k空間についての磁気共鳴信号の収集を繰り返し行いつつ、この収集動作に同期して画像再構成を繰り返し行うことによって、被検体の構造をほぼリアルタイムに描出する。 In fluoroscopy in a magnetic resonance imaging apparatus, the structure of a subject is rendered almost in real time by repeatedly performing image reconstruction in synchronization with this collection operation while repeatedly collecting magnetic resonance signals for k-space. .
このフルオロスコピーにおいて、k空間の各ラインについての磁気共鳴信号の取得の順序(エンコードオーダ)は、撮像の計画段階で定められ、フルオロスコピーを継続する間は変更されない。
基本的なエンコードオーダは、k空間の全てのラインについての磁気共鳴信号の取得頻度を均一にするように定められる。このようなエンコードオーダでは、全ての周波成分の情報が均一に取得できるために画質を向上することができる反面、被検体の体動、臓器の運動、あるいは体液の流れなどの被検体の動きに追従できない恐れがある。そこで、特定の動きに追従できるように各ラインについての磁気共鳴信号の取得頻度を不均一にしたエンコードオーダでは、特定の動きに関する時間分解能を向上できる反面、上記の特定の動きとは異なる動きに関する時間分解能が低下してしまったり、画質が劣化してしまったりする恐れがある。 The basic encoding order is determined so as to make the acquisition frequency of magnetic resonance signals uniform for all lines in k-space. In such an encoding order, the information of all frequency components can be obtained uniformly, so that the image quality can be improved. On the other hand, the body movement of the subject, the movement of the organ, or the movement of the body fluid such as the flow of body fluid can be used. There is a risk of not being able to follow. Therefore, in the encoding order in which the acquisition frequency of the magnetic resonance signal for each line is made non-uniform so that it can follow a specific movement, the time resolution related to the specific movement can be improved, but it relates to a movement different from the above specific movement. There is a possibility that the temporal resolution is lowered and the image quality is deteriorated.
本発明はこのような事情を考慮してなされたものであり、その目的とするところは、被検体の動きの変化に適応して常に適正な画像を生成することができる磁気共鳴イメージング装置を提供することにある。 The present invention has been made in consideration of such circumstances, and an object of the present invention is to provide a magnetic resonance imaging apparatus that can always generate an appropriate image in response to a change in movement of a subject. There is to do.
本発明の第1の態様による磁気共鳴イメージング装置は、被検体からの磁気共鳴信号を取得する取得手段と、前記被検体の動きを検出する検出手段と、前記検出手段による検出結果に基づいて定まる取得順序で、撮像断面に対応したk空間の各ラインについての磁気共鳴信号の取得を連続的に行うように前記取得手段を制御する第1の制御手段と、前記k空間の各ラインのそれぞれについて前記取得手段により取得された最新の磁気共鳴信号に基づいて画像を再構成する再構成手段とを備える。 The magnetic resonance imaging apparatus according to the first aspect of the present invention is determined based on an acquisition unit that acquires a magnetic resonance signal from a subject, a detection unit that detects the movement of the subject, and a detection result by the detection unit. First acquisition means for controlling the acquisition means so as to continuously acquire magnetic resonance signals for each line in the k space corresponding to the imaging section in the acquisition order; and for each line in the k space Reconstructing means for reconstructing an image based on the latest magnetic resonance signal obtained by the obtaining means.
本発明によれば、被検体の動きの変化に適応して常に適正な画像を生成することが可能となる。 According to the present invention, it is possible to always generate an appropriate image while adapting to changes in the movement of the subject.
以下、図面を参照して本発明の一実施形態について説明する。 Hereinafter, an embodiment of the present invention will be described with reference to the drawings.
図1は本実施形態に係る磁気共鳴イメージング装置(MRI装置)100の構成を示す図である。このMRI装置100は、静磁場磁石ユニット1、傾斜磁場コイル2、傾斜磁場電源3、寝台4、寝台制御部5、送信用RFコイル6、送信部7、受信用RFコイル8、受信部9および計算機システム10を具備する。
FIG. 1 is a diagram showing a configuration of a magnetic resonance imaging apparatus (MRI apparatus) 100 according to the present embodiment. The
静磁場磁石ユニット1は、中空の円筒形をなし、内部の空間に一様な静磁場を発生する。この静磁場磁石ユニット1は、静磁場磁石11と補正コイル12とを含む。静磁場磁石11は、例えば永久磁石または超伝導磁石等が使用される。補正コイル12は、複数のコイルが組み合わされている。補正コイル12は、静磁場磁石11が発生する静磁場の均一性を補正するための補正磁場を発生する。
The static magnetic
傾斜磁場コイル2は、中空の円筒形をなし、静磁場磁石ユニット1の内側に配置される。傾斜磁場コイル2は、互いに直交するX,Y,Zの各軸に対応する3つのコイルが組み合わされている。傾斜磁場コイル2は、上記の3つのコイルが傾斜磁場電源3から個別に電流供給を受けて、磁場強度がX,Y,Zの各軸に沿って変化する傾斜磁場を発生する。なお、Z軸方向は、例えば静磁場と同方向とする。X,Y,Z各軸の傾斜磁場は、例えば、スライス選択用傾斜磁場Gs、位相エンコード用傾斜磁場Geおよびリードアウト用傾斜磁場Grのそれぞれとして任意に使用される。スライス選択用傾斜磁場Gsは、任意に撮影断面を決めるために利用される。位相エンコード用傾斜磁場Geは、空間的位置に応じて磁気共鳴信号の位相を変化させるために利用される。リードアウト用傾斜磁場Grは、空間的位置に応じて磁気共鳴信号の周波数を変化させるために利用される。
The gradient
被検体200は、寝台4が有する天板41に載置された状態で傾斜磁場コイル2の空洞(撮影口)内に挿入される。天板41は寝台制御部5により駆動され、その長手方向および上下方向に移動する。通常、この長手方向が静磁場磁石ユニット1の中心軸と平行になるように寝台4が設置される。
The
送信用RFコイル6は、傾斜磁場コイル2の内側に配置される。送信用RFコイル6は、送信部7から高周波パルスの供給を受けて、高周波磁場を発生する。
The
送信部7は、ラーモア周波数に対応する高周波パルスを送信用RFコイル6に送信する。
The
受信用RFコイル8は、傾斜磁場コイル2の内側に配置される。受信用RFコイル8は、上記の高周波磁場の影響により被検体から放射される磁気共鳴信号を受信する。受信用RFコイル8からの出力信号は、受信部9に入力される。
The
受信部9は、受信用RFコイル8からの出力信号に基づいて磁気共鳴信号データを生成する。
The receiving
計算機システム10は、インタフェース部10a、データ収集部10b、再構成部10c、記憶部10d、表示部10e、入力部10fおよび主制御部10gを有している。
The
インタフェース部10aには、傾斜磁場電源3、寝台制御部5、送信部7、受信用RFコイル8および受信部9等が接続される。インタフェース部10aは、これらの接続された各部と計算機システム10との間で授受される信号の入出力を行う。
The
データ収集部10bは、受信部9から出力されるデジタル信号をインタフェース部10aを介して収集する。データ収集部10bは、収集したデジタル信号、すなわち磁気共鳴信号データを、記憶部10dに格納する。データ収集部10bは、静磁場の補正量を算出するためのデータを収集するべきときには、主制御部10gの制御の下に、ROIの内側に関する磁気共鳴信号データを収集する。かくして、データ収集部10bは、主制御部10gとともに収集手段を構成する。
The
再構成部10cは、記憶部10dに記憶された磁気共鳴信号データに対して、後処理、すなわちフーリエ変換等の再構成を実行し、被検体200内の所望核スピンのスペクトラムデータあるいは画像データを求める。
The
記憶部10dは、磁気共鳴信号データと、スペクトラムデータあるいは画像データとを、患者毎に記憶する。また記憶部10dは、過去の断面変換処理により生成した断面画像に関する切り出し断面について表した切り出し断面情報を記憶する
表示部10eは、スペクトラムデータあるいは画像データ等の各種の情報を主制御部10gの制御の下に表示する。表示部10eとしては、液晶表示器などの表示デバイスを利用可能である。
The
入力部10fは、オペレータの操作に応じて各種指令や情報を入力する。入力部10fとしては、マウスやトラックボールなどのポインティングデバイス、モード切替スイッチ等の選択デバイス、あるいはキーボード等の入力デバイスを適宜に備える。 The input unit 10f inputs various commands and information according to the operation of the operator. The input unit 10f appropriately includes a pointing device such as a mouse or a trackball, a selection device such as a mode change switch, or an input device such as a keyboard.
主制御部10gは、図示していないCPUやメモリ等を有しており、MRI装置100の上記の各部を総括的に制御する。また主制御部10gは、周知のMRI装置が備えている周知の動作をMRI装置100にて実現するように各部を制御する機能に加えて、この実施形態に特有の次のような機能を備える。上記の機能の1つは、フルオロスコピーのための磁気共鳴信号の収集(以下、フルオロスコピースキャンと称する)を行うように傾斜磁場電源3、寝台制御部5、送信部7、受信部9およびデータ収集部10bなどを制御する。上記の機能の1つは、フルオロスコピースキャンよりも亭頻度で動き検出用の磁気共鳴信号の収集(以下、動き検出スキャンと称する)を行うように傾斜磁場電源3、寝台制御部5、送信部7、受信部9およびデータ収集部10bなどを制御する。上記の機能の1つは、動き検出スキャンにより収集された磁気共鳴信号に基づいて、磁気共鳴信号の変化として被検体200の動きを検出する。上記のフルオロスコピースキャンを制御する機能は、被検体200の動きに応じて、フルオロスコピースキャンにおけるエンコードオーダを変化させる機能を含む。
The
次に以上のように構成されたMRI装置100の動作について説明する。
Next, the operation of the
図2はフルオロスコピーを実行する際のフルオロスコピースキャン(図2ではフルオロスキャンと略記)、動き検出スキャン、画像再構成およびエンコードオーダ設定処理の実行タイミングの関係を示す図である。 FIG. 2 is a diagram showing the relationship between the execution timings of fluoroscopy scan (abbreviated as fluoroscan in FIG. 2), motion detection scan, image reconstruction, and encode order setting process when executing fluoroscopy.
主制御部10gは図2に示すように、主としてフルオロスコピースキャンを行わせ、フルオロスコピースキャンよりも低頻度で動き検出スキャンを行わせる。図2の例では、フルオロスコピースキャンを4ライン分行う毎に、動き検出スキャンを1ライン分行っている。なお図2においてフルオロスコピースキャンおよび動き検出スキャンに関して表してある数値は、位相エンコードステップの番号を示している。ただしここでは、フルオロスコピースキャンでは図3に示すように「−8」〜「7」までの16ステップの位相エンコードによりk空間の16ライン分の磁気共鳴信号を収集し、動き検出スキャンでは図4に示すように「−8」「−6」「−4」「−2」「0」「2」「4」「6」の8ステップの位相エンコードによりk空間の8ライン分の磁気共鳴信号を収集することとしている。
As shown in FIG. 2, the
このように動き検出スキャンは、フルオロスコピースキャンよりも粗い位相エンコードステップにより行われる。フルオロスコピースキャンおよび動き検出スキャンにそれぞれ適切なパルスシーケンスは、一般的には互いに異なる。例えば、フルオロスコピースキャン用のパルスシーケンスはFSE(fast spine echo)またはFFE(fast field echo)であり、動き検出スキャン用のパルスシーケンスはFE(field echo)である。主制御部10gは、フルオロスコピースキャンおよび動き検出スキャンをそれぞれに定められたパルスシーケンスにより行うように各部を制御する。また動き検出スキャンを行う断面は、フルオロスコピースキャンのために位置決めされた断面と同一であっても良いし、異なっても良い。動き検出スキャンを行う断面をフルオロスコピースキャンのために位置決めされた断面と異ならせるのは、例えば造影撮像を行う場合である。この場合、動き検出スキャンを行う断面を造影剤の動きが大きく現れる断面とする。なお、動き検出スキャンを、フルオロスコピースキャン用のパルスシーケンスにより同一断面について行うこともできる。この場合には、フルオロスコピースキャンにより取得された磁気共鳴信号を動き検出用にそのまま流用することも可能である。
Thus, the motion detection scan is performed by a coarser phase encoding step than the fluoroscopic scan. Appropriate pulse sequences for fluoroscopy scanning and motion detection scanning are generally different from each other. For example, the pulse sequence for fluoroscopy scan is FSE (fast spine echo) or FFE (fast field echo), and the pulse sequence for motion detection scan is FE (field echo). The
主制御部10gは、フルオロスコピースキャンのエンコードオーダを、初期状態においては標準エンコードオーダに設定している。標準エンコードオーダは、例えばシーケンシャルオーダである。図2における期間Paでは、標準エンコードオーダに従ってフルオロスコピースキャンが行われている。
The
さて主制御部10gは、1ライン分の動き検出スキャンが完了する毎に、図2に示すようにエンコードオーダ設定処理を実行する。図5にエンコードオーダ設定処理の手順を示す。
The
ステップSa1において主制御部10gは、今回のエンコードオーダ設定処理の開始前の動き検出スキャンにより取得された磁気共鳴信号により該当ラインを更新した後のk空間の情報、すなわちこの時点において各ラインについて取得された最新の磁気共鳴信号から低周波、中周波および高周波の各周波成分を分離する。
In step Sa1, the
ステップSa2において主制御部10gは、今回のエンコードオーダ設定処理のステップSa1にて分離した現在の各周波成分と前回のエンコードオーダ設定処理のステップSa1にて分離した過去の各周波成分とに基づいて、各周波成分の変化量をそれぞれ算出する。変化量は、上記の現在の周波成分と過去の周波成分との差分として算出しても良いし、このようにして求まる差分の一定期間における積分値として算出しても良い。
In step Sa2, the
ステップSa3乃至ステップSa6において主制御部10gは、ステップSa2で算出した各成分の変化量に基づいて、大きな変化が生じているか否かと、大きな変化が生じているならばその変化の主体がどの周波成分であるかを判断する。この判断は例えば、各周波成分についての変化量のいずれが予め適切に定めた閾値を超えているかを分析することによって行うことができる。
In steps Sa3 to Sa6, the
全周波成分または低周波成分が主体となって大きな変化が生じているならば、主制御部10gはステップSa3またはステップSa4からステップSa7へ進む。ステップSa7において主制御部10gは、k空間の中心部分、すなわち低周波部分の収集密度を高めるエンコードオーダをフルオロスコピースキャンのエンコードオーダとして設定する。
If there is a large change mainly in all frequency components or low frequency components, the
中周波成分が主体となって大きな変化が生じているならば、主制御部10gはステップSa5からステップSa8へ進む。ステップSa8において主制御部10gは、k空間の中周波部分の収集密度を高めるエンコードオーダをフルオロスコピースキャンのエンコードオーダとして設定する。
If a large change has occurred mainly due to the medium frequency component, the
高周波成分が主体となって大きな変化が生じているならば、主制御部10gはステップSa6からステップSa9へ進む。ステップSa9において主制御部10gは、k空間の高周波部分の収集密度を高めるエンコードオーダをフルオロスコピースキャンのエンコードオーダとして設定する。
If a large change occurs mainly due to the high frequency component, the
いずれの周波成分とも大きな変化が生じていなければ、主制御部10gはステップSa6からステップSa10へ進む。ステップSa10において主制御部10gは、標準エンコードオーダをフルオロスコピースキャンのエンコードオーダとして設定する。
If no significant change has occurred in any of the frequency components, the
そして主制御部10gは、ステップSa7乃至ステップSa10のいずれかにおいてエンコーダオーダを設定し終えたら、エンコーダオーダ設定処理を終了する。
When the
なお、ステップSa7乃至ステップSa10にて設定するエンコードオーダは、それぞれMRI装置100のデフォルトであっても良いし、ユーザにより事前に指定されたものであっても良い。
Note that the encoding orders set in steps Sa7 to Sa10 may be defaults of the
図2では、時刻T1にて開始されたエンコードオーダ設定処理の結果、低周波成分主体の変化が検出されたことに応じて中心部分の収集密度を高めるエンコードオーダが設定された例を示している。すなわち図2に示す例では、時刻T1にて開始されたエンコードオーダ設定処理の結果、それ以降の期間Pbにおいては4回に1回の割合でステップ「0」のライン、すなわちk空間中央のラインについての磁気共鳴信号の取得が行われている。 FIG. 2 shows an example in which an encode order that increases the collection density of the central portion in response to the detection of a change in the main component of the low frequency component as a result of the encode order setting process started at time T1 is shown. . That is, in the example shown in FIG. 2, as a result of the encoding order setting process started at time T1, the line of step “0”, that is, the line in the center of the k space at a rate of once every four times in the subsequent period Pb The acquisition of the magnetic resonance signal is performed.
さて主制御部10gは、図2に示すようにk空間中央のラインについての磁気共鳴信号の取得が完了する毎に、画像再構成を行うように再構成部10cを制御する。かくして、期間Pbにおいて画像再構成が行われる間隔TBは、期間Paにおいて画像再構成が行われる間隔TAよりも短くなり、期間Pbにおいては期間Paよりも低周波部分に関わる時間分解能が向上する。なお主制御部10gは、中周波部分または高周波部分に関わる時間分解能を向上させるために、取得頻度を他より高めた位相エンコードステップについての磁気共鳴信号の取得が完了する毎に画像再構成を行わせるようにする。
Now, as shown in FIG. 2, the
かくして本実施形態によれば、被検体の動きに伴って変化が大きくなった周波部分の収集密度を高めるので、被検体の動きに追従して適応的に各周波部分の時間分解能を変更することができ、画質の劣化を最小限に抑えつつ被検体の動きに追従した画像を描出することができる。 Thus, according to the present embodiment, since the collection density of the frequency portion that has changed with the movement of the subject is increased, the time resolution of each frequency portion can be adaptively changed following the movement of the subject. It is possible to render an image that follows the movement of the subject while minimizing the degradation of the image quality.
また本実施形態によれば、いずれの周波成分ともに変化が小さい場合には、各位相エンコードステップについて均等な割合で磁気共鳴信号の取得を行う標準エンコードオーダを設定するので、高画質で被検体を描出することができる。 In addition, according to the present embodiment, when any change in both frequency components is small, the standard encode order for acquiring the magnetic resonance signal at an equal ratio is set for each phase encode step, so that the subject can be imaged with high image quality. Can be drawn.
この実施形態は、次のような種々の変形実施が可能である。 This embodiment can be variously modified as follows.
全周波成分が主体となって大きな変化が生じている場合には、標準エンコードオーダに設定するようにしても良い。 When a large change occurs mainly with all frequency components, the standard encoding order may be set.
k空間を連続する複数のライン毎に複数のセグメントに分割してセグメント毎に磁気共鳴信号の収集を行う場合には、セグメント毎の収集密度を変化させるようにしても良い。あるいは、セグメントの分割数(各セグメントに含まれるライン数)を変化させるようにしても良い。セグメントの分割数を変化させる場合には、例えば、低周波成分主体の変化の場合にはセグメント分割数を増やし、中周波成分や高周波成分主体の変化の場合にはセグメント分割数を減らし、全周波成分主体の変化あるいは各周波成分ともに大きな変化が無い場合にはセグメントの分割数を標準数に戻すことが考えられる。なお、標準の分割数、増加後の分割数、あるいは減少後の分割数は、それぞれデフォルト値を適用しても良いし、ユーザにより指定された値を使用しても良い。セグメントの分割数を増加するとコントラストが安定するが、時間分解能は低下する。セグメントの収集密度とセグメントの分割数とのいずれを変化させるかは、デフォルトでいずれか一方としても良いし、ユーザ指定に応じても良い。 When the magnetic resonance signal is collected for each segment by dividing the k space into a plurality of continuous lines, the collection density for each segment may be changed. Alternatively, the number of segment divisions (the number of lines included in each segment) may be changed. To change the number of segment divisions, for example, increase the number of segment divisions in the case of changes mainly in low frequency components, and decrease the number of segment divisions in the case of changes mainly in medium frequency components or high frequency components. In the case where there is no major change in the component main component or in each frequency component, it can be considered to return the segment division number to the standard number. Note that default values may be applied to the standard number of divisions, the number of divisions after increase, or the number of divisions after decrease, respectively, or values specified by the user may be used. Increasing the number of segment divisions stabilizes the contrast, but decreases the time resolution. Whether to change the collection density of the segments or the number of segment divisions may be one of the defaults or may be in accordance with user designation.
なお、本発明は上記実施形態そのままに限定されるものではなく、実施段階ではその要旨を逸脱しない範囲で構成要素を変形して具体化できる。また、上記実施形態に開示されている複数の構成要素の適宜な組み合わせにより、種々の発明を形成できる。例えば、実施形態に示される全構成要素から幾つかの構成要素を削除してもよい。 Note that the present invention is not limited to the above-described embodiment as it is, and can be embodied by modifying the constituent elements without departing from the scope of the invention in the implementation stage. In addition, various inventions can be formed by appropriately combining a plurality of constituent elements disclosed in the embodiment. For example, some components may be deleted from all the components shown in the embodiment.
1…静磁場磁石ユニット、2…傾斜磁場コイル、3…傾斜磁場電源、4…寝台、5…寝台制御部、6…送信RFコイル、7…送信部、8…受信RFコイル、9…受信部、10…計算機システム、10a…インタフェース部、10b…データ収集部、10c…再構成部、10d…記憶部、10e…表示部、10f…入力部、10g…主制御部、100…磁気共鳴イメージング装置(MRI装置)。
DESCRIPTION OF
Claims (11)
前記被検体の動きを検出する検出手段と、
前記検出手段による検出結果に基づいて定まる取得順序で、撮像断面に対応したk空間の各ラインについての磁気共鳴信号の取得を連続的に行うように前記取得手段を制御する第1の制御手段と、
前記k空間の各ラインのそれぞれについて前記取得手段により取得された最新の磁気共鳴信号に基づいて画像を再構成する再構成手段とを具備したことを特徴とする磁気共鳴イメージング装置。 An acquisition means for acquiring a magnetic resonance signal from the subject;
Detecting means for detecting movement of the subject;
First control means for controlling the acquisition means so as to continuously acquire magnetic resonance signals for each line of k-space corresponding to the imaging section in an acquisition order determined based on a detection result by the detection means; ,
A magnetic resonance imaging apparatus comprising: reconstruction means for reconstructing an image based on the latest magnetic resonance signal acquired by the acquisition means for each line in the k space.
前記検出手段は、前記動き検出用の磁気共鳴信号に基づいて前記被検体の動きを検出することを特徴とする請求項2に記載の磁気共鳴イメージング装置。 The apparatus further comprises second control means for controlling the acquisition means so as to acquire the magnetic resonance signal for motion detection at a lower frequency than acquisition of the magnetic resonance signal under the control of the first control means. ,
The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 2, wherein the detection unit detects a motion of the subject based on the magnetic resonance signal for motion detection.
前記検出手段は、前記動き検出用の磁気共鳴信号に基づいて前記被検体の動きを検出することを特徴とする請求項1に記載の磁気共鳴イメージング装置。 The acquisition unit is configured to acquire a magnetic resonance signal for motion detection on a motion detection cross section different from the imaging cross section at a frequency lower than the acquisition of the magnetic resonance signal under the control of the first control unit. Further comprising second control means for controlling
The magnetic resonance imaging apparatus according to claim 1, wherein the detection unit detects a movement of the subject based on the magnetic resonance signal for motion detection.
前記第1の制御手段は、より低い周波成分に関する変化の度合いが大きいほど前記セグメントの分割数を増加させることを特徴とする請求項3乃至請求項5のいずれか1項に記載の磁気共鳴イメージング装置。 The detection means detects the movement of the subject as a degree of change with respect to each of a plurality of frequency components included in the magnetic resonance signal for movement detection,
6. The magnetic resonance imaging according to claim 3, wherein the first control unit increases the number of divisions of the segment as the degree of change with respect to a lower frequency component increases. apparatus.
前記第1の制御手段は、前記変化の度合いが大きな周波成分に関する情報の収集密度を向上するように前記取得順序を設定することを特徴とする請求項3乃至請求項5のいずれか1項に記載の磁気共鳴イメージング装置。 The detection means detects the movement of the subject as a degree of change with respect to each of a plurality of frequency components included in the magnetic resonance signal for movement detection,
The said 1st control means sets the said acquisition order so that the collection density of the information regarding the frequency component with a large degree of the said change may be improved, The any one of Claim 3 thru | or 5 characterized by the above-mentioned. The magnetic resonance imaging apparatus described.
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JP4505041B1 (en) * | 2009-11-30 | 2010-07-14 | 健 木村 | Carbon dioxide recovery device |
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Legal Events
Date | Code | Title | Description |
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A300 | Withdrawal of application because of no request for examination |
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