JPH0763460B2 - 磁気共鳴イメージング装置 - Google Patents
磁気共鳴イメージング装置Info
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- JPH0763460B2 JPH0763460B2 JP4075728A JP7572892A JPH0763460B2 JP H0763460 B2 JPH0763460 B2 JP H0763460B2 JP 4075728 A JP4075728 A JP 4075728A JP 7572892 A JP7572892 A JP 7572892A JP H0763460 B2 JPH0763460 B2 JP H0763460B2
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- signal
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- gradient magnetic
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- 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
- G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
- G01R33/48—NMR imaging systems
- G01R33/54—Signal processing systems, e.g. using pulse sequences ; Generation or control of pulse sequences; Operator console
- G01R33/56—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution
- G01R33/5602—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution by filtering or weighting based on different relaxation times within the sample, e.g. T1 weighting using an inversion pulse
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- 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
- G01R33/44—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance using nuclear magnetic resonance [NMR]
- G01R33/48—NMR imaging systems
- G01R33/4818—MR characterised by data acquisition along a specific k-space trajectory or by the temporal order of k-space coverage, e.g. centric or segmented coverage of k-space
- G01R33/482—MR characterised by data acquisition along a specific k-space trajectory or by the temporal order of k-space coverage, e.g. centric or segmented coverage of k-space using a Cartesian trajectory
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- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
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Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、磁気共鳴を利用して被
検体の所望箇所を画像化する磁気共鳴イメージング装置
の撮像時間短縮および画質向上に関するものである。
検体の所望箇所を画像化する磁気共鳴イメージング装置
の撮像時間短縮および画質向上に関するものである。
【０００２】
【従来の技術】磁気共鳴イメージング装置（以下ＭＲＩ
装置と記す）は、核磁気共鳴現象を利用して被検体中の
所望の検査部位における原子核スピンの密度分布，緩和
時間分布等を計測して、その計測データから被検体の断
面を画像表示するものである。
装置と記す）は、核磁気共鳴現象を利用して被検体中の
所望の検査部位における原子核スピンの密度分布，緩和
時間分布等を計測して、その計測データから被検体の断
面を画像表示するものである。
【０００３】均一で強力な静磁場発生装置内に置かれた
被検体の原子核スピンは、静磁場の強さによって定まる
周波数（ラーモア周波数）で静磁場の方向を軸として歳
差運動を行なう。そこで、このラーモア周波数に等しい
周波数の高周波パルスを外部より照射すると、核スピン
が励起され高いエネルギー状態に遷移する（核磁気共鳴
現象）。この照射を打ち切ると、核スピンはそれぞれの
状態に応じた時定数でもとの低いエネルギー状態にもど
り、このときに外部に電磁波（ＮＭＲ信号）を放出す
る。これをその周波数に同調した高周波受信コイルで検
出する。ＭＲＩ装置では、検出される信号に位置情報を
付加する目的で、スライス方向，エンコード方向，リー
ドアウト方向に対応する３軸の傾斜磁場を静磁場空間に
印加する。この結果、被検体内の各位置からの信号を周
波数情報として分離，識別することが可能である。
被検体の原子核スピンは、静磁場の強さによって定まる
周波数（ラーモア周波数）で静磁場の方向を軸として歳
差運動を行なう。そこで、このラーモア周波数に等しい
周波数の高周波パルスを外部より照射すると、核スピン
が励起され高いエネルギー状態に遷移する（核磁気共鳴
現象）。この照射を打ち切ると、核スピンはそれぞれの
状態に応じた時定数でもとの低いエネルギー状態にもど
り、このときに外部に電磁波（ＮＭＲ信号）を放出す
る。これをその周波数に同調した高周波受信コイルで検
出する。ＭＲＩ装置では、検出される信号に位置情報を
付加する目的で、スライス方向，エンコード方向，リー
ドアウト方向に対応する３軸の傾斜磁場を静磁場空間に
印加する。この結果、被検体内の各位置からの信号を周
波数情報として分離，識別することが可能である。
【０００４】ここで、ＭＲＩ装置における画像再構成方
法について説明する。先ず、一般的に用いられているス
ピンエコー法におけるパルスシーケンスについて説明す
る。照射パルスには９０度と１８０度の２種類があり、
スライス傾斜磁場と共に被検体に印加され、撮像する断
面内の核スピンを励起する。これは図３に示すようにＺ
軸方向にスライス傾斜磁場を印加して照射パルスを印加
した場合、Ｚ軸上の照射パルスの周波数部分のみの核ス
ピンが励起されることである。最初に、９０度照射パル
スを印加し、その直後にリードアウト傾斜磁場を印加し
て励起されたスピンの位相拡散を促進する。そして、次
に１８０度パルスを印加すると核スピンが１８０度励起
され、核スピンの拡散方向が反転する。そこで再びリー
ドアウト傾斜磁場を印加すると、核スピンが収束して９
０度−１８０度パルス間の２倍の時間で鋭いエコー信号
を生成する。この時間をエコー時間Ｔｅと呼ぶ。
法について説明する。先ず、一般的に用いられているス
ピンエコー法におけるパルスシーケンスについて説明す
る。照射パルスには９０度と１８０度の２種類があり、
スライス傾斜磁場と共に被検体に印加され、撮像する断
面内の核スピンを励起する。これは図３に示すようにＺ
軸方向にスライス傾斜磁場を印加して照射パルスを印加
した場合、Ｚ軸上の照射パルスの周波数部分のみの核ス
ピンが励起されることである。最初に、９０度照射パル
スを印加し、その直後にリードアウト傾斜磁場を印加し
て励起されたスピンの位相拡散を促進する。そして、次
に１８０度パルスを印加すると核スピンが１８０度励起
され、核スピンの拡散方向が反転する。そこで再びリー
ドアウト傾斜磁場を印加すると、核スピンが収束して９
０度−１８０度パルス間の２倍の時間で鋭いエコー信号
を生成する。この時間をエコー時間Ｔｅと呼ぶ。
【０００５】ここで得られるエコー信号はリードアウト
方向（図３のＸ軸方向）における一次元の投影像情報を
有しているが、これだけでは二次元画像は構成できな
い。そこで、９０度パルスと１８０度パルスとの間で位
相拡散を与えるリードアウト傾斜磁場印加中に、もう一
つの軸であるエンコード方向（Ｙ軸方向）に傾斜磁場を
印加し、核スピンへＹ軸方向の位置に応じた位相回転を
与え、エコー信号にエンコード方向の情報を位相情報と
して重畳させる。さらに、このエンコード傾斜磁場量を
変化させながら印加して繰り返しエコー信号の計測を行
なう。この繰り返し時間をＴｒと呼ぶ。また、エンコー
ド量に正負のナンバーを付け、エンコードＮｏゼロはエ
ンコード傾斜磁場量ゼロとし、正負のエンコード量を印
加する。なお、以下説明は±５の範囲のエンコード（全
体で１１エンコード）を使用したシーケンスについて行
なう。
方向（図３のＸ軸方向）における一次元の投影像情報を
有しているが、これだけでは二次元画像は構成できな
い。そこで、９０度パルスと１８０度パルスとの間で位
相拡散を与えるリードアウト傾斜磁場印加中に、もう一
つの軸であるエンコード方向（Ｙ軸方向）に傾斜磁場を
印加し、核スピンへＹ軸方向の位置に応じた位相回転を
与え、エコー信号にエンコード方向の情報を位相情報と
して重畳させる。さらに、このエンコード傾斜磁場量を
変化させながら印加して繰り返しエコー信号の計測を行
なう。この繰り返し時間をＴｒと呼ぶ。また、エンコー
ド量に正負のナンバーを付け、エンコードＮｏゼロはエ
ンコード傾斜磁場量ゼロとし、正負のエンコード量を印
加する。なお、以下説明は±５の範囲のエンコード（全
体で１１エンコード）を使用したシーケンスについて行
なう。
【０００６】この様にして得られたエコー信号列を二次
元フーリエ変換手段によって分析すると、二次元の画像
情報を得ることができる。この二次元フーリエ変換によ
る画像再構成方法を以下２ＤＦＴ法と記す。
元フーリエ変換手段によって分析すると、二次元の画像
情報を得ることができる。この二次元フーリエ変換によ
る画像再構成方法を以下２ＤＦＴ法と記す。
【０００７】次に、ＭＲＩ画像で臨床上に重要な画像強
調について説明する。プロトンのスピンには、その存在
環境によって変化する縦緩和と横緩和と呼ばれる２種の
緩和現象が存在する。この緩和現象によって信号強度Ｓ
は次式のごとく算出される。Ｓ＝ρ・(１−exp(−Ｔｒ
／Ｔ１))・(exp(−Ｔｅ／Ｔ２))ここに、ρは存在する
プロトンの密度、また、Ｔ１，Ｔ２はそれぞれの組織に
固有の定数であり、プロトンの存在環境によって決定さ
れる値である。この式の右辺で、第２項は繰り返し時間
Ｔｒに対する信号強度の回復過程を表しており、これが
縦緩和現象（Ｔ１値に依存）である。また、第３項はエ
コー計測時間Ｔｅに対する信号強度の減衰過程であり横
緩和現象（Ｔ２値に依存）によるものである。
調について説明する。プロトンのスピンには、その存在
環境によって変化する縦緩和と横緩和と呼ばれる２種の
緩和現象が存在する。この緩和現象によって信号強度Ｓ
は次式のごとく算出される。Ｓ＝ρ・(１−exp(−Ｔｒ
／Ｔ１))・(exp(−Ｔｅ／Ｔ２))ここに、ρは存在する
プロトンの密度、また、Ｔ１，Ｔ２はそれぞれの組織に
固有の定数であり、プロトンの存在環境によって決定さ
れる値である。この式の右辺で、第２項は繰り返し時間
Ｔｒに対する信号強度の回復過程を表しており、これが
縦緩和現象（Ｔ１値に依存）である。また、第３項はエ
コー計測時間Ｔｅに対する信号強度の減衰過程であり横
緩和現象（Ｔ２値に依存）によるものである。
【０００８】図４は計測されるエコー信号強度のＴｒお
よびＴｅによる関係を説明したものである。図４（ａ）
は縦緩和による信号の回復過程を、図４（ｂ）は横緩和
による信号の減衰過程を、また図４（ｃ）はＴｒとＴｅ
を各種組み合わせた場合の画像のコントラストを示して
いる。例として外側が組織Ａ，内側が組織Ｂの被検体を
考え、それぞれの緩和現象による信号強度を図４
（ａ），図４（ｂ）に示す特性であるとする。
よびＴｅによる関係を説明したものである。図４（ａ）
は縦緩和による信号の回復過程を、図４（ｂ）は横緩和
による信号の減衰過程を、また図４（ｃ）はＴｒとＴｅ
を各種組み合わせた場合の画像のコントラストを示して
いる。例として外側が組織Ａ，内側が組織Ｂの被検体を
考え、それぞれの緩和現象による信号強度を図４
（ａ），図４（ｂ）に示す特性であるとする。
【０００９】Ｔ１値を反映したＴ１強調画像を撮像する
際は、横緩和の影響を抑えるために、できるだけ短いＴ
ｅ（ショートＴｅ、図４中でＳと表示）を使用し、Ｔｒ
は組織によるＴ１差を抽出できるように比較的短い値
（Ｓと表示，人体では通常500ｍｓ以下）を使用する。
この例の場合、組織Ｂの方がＴ１値が短いため、縦緩和
による信号回復が早く高信号となった画像が得られる。
Ｔ２強調画像の撮像の際は、縦緩和による影響を抑える
ために、十分に長いＴｒ（ロングＴｒ，Ｌと表示，通常
１５００ｍｓ以上）を使用して各組織の信号を回復し、
Ｔｅを長めに（表示Ｌ，１００ｍｓ程度）設定して撮像
を行なう。この例では組織Ａの方がＴ２値が長いため、
Ｔ１強調画像とはコントラストが反転した画像が得られ
る。Ｔｒを長く，Ｔｅを短く設定すると、各組織のＴ１
値，Ｔ２値に影響されない画像が得られる。これは組織
のプロトン密度による画像となるため、プロトン密度画
像と呼ばれる。Ｔ１値，Ｔ２値は同一組織でも、その状
態（例えば腫瘍など）によっても異なるため、病変部位
の特定に利用されている。
際は、横緩和の影響を抑えるために、できるだけ短いＴ
ｅ（ショートＴｅ、図４中でＳと表示）を使用し、Ｔｒ
は組織によるＴ１差を抽出できるように比較的短い値
（Ｓと表示，人体では通常500ｍｓ以下）を使用する。
この例の場合、組織Ｂの方がＴ１値が短いため、縦緩和
による信号回復が早く高信号となった画像が得られる。
Ｔ２強調画像の撮像の際は、縦緩和による影響を抑える
ために、十分に長いＴｒ（ロングＴｒ，Ｌと表示，通常
１５００ｍｓ以上）を使用して各組織の信号を回復し、
Ｔｅを長めに（表示Ｌ，１００ｍｓ程度）設定して撮像
を行なう。この例では組織Ａの方がＴ２値が長いため、
Ｔ１強調画像とはコントラストが反転した画像が得られ
る。Ｔｒを長く，Ｔｅを短く設定すると、各組織のＴ１
値，Ｔ２値に影響されない画像が得られる。これは組織
のプロトン密度による画像となるため、プロトン密度画
像と呼ばれる。Ｔ１値，Ｔ２値は同一組織でも、その状
態（例えば腫瘍など）によっても異なるため、病変部位
の特定に利用されている。
【００１０】以上、ＭＲＩの概要を述べたが、詳細は
「ＮＭＲ医学」（基礎と臨床）（核磁気共鳴医学研究会
偏，丸善(株)発行・昭和５９年１月２０日発行）を参照
されたい。
「ＮＭＲ医学」（基礎と臨床）（核磁気共鳴医学研究会
偏，丸善(株)発行・昭和５９年１月２０日発行）を参照
されたい。
【００１１】
【発明が解決しようとする課題】臨床上有効な各種強調
画像を得るためには、撮像組織に応じてパルスシーケン
スに最適なＴｒ，Ｔｅの組み合わせを設定する必要があ
る。しかし、Ｔ２強調画像を撮像する場合は長いＴｒを
設定しなければならず、撮像時間はこのＴｒとエンコー
ド数の積となるため、短時間に撮像を終了することがで
きないという問題が存在する。また、Ｔ１強調撮像では
Ｔｅを短くしなければならないが、このために信号計測
の受信帯域を広げなければならず、ＳＮ比が低下してし
まうという問題がある。本発明はこのような撮像シーケ
ンスに起因する撮像時間の延長やＳＮ比低下の問題を解
決し、良好なＭＲＩ画像が得られる装置を提供すること
を目的とする。
画像を得るためには、撮像組織に応じてパルスシーケン
スに最適なＴｒ，Ｔｅの組み合わせを設定する必要があ
る。しかし、Ｔ２強調画像を撮像する場合は長いＴｒを
設定しなければならず、撮像時間はこのＴｒとエンコー
ド数の積となるため、短時間に撮像を終了することがで
きないという問題が存在する。また、Ｔ１強調撮像では
Ｔｅを短くしなければならないが、このために信号計測
の受信帯域を広げなければならず、ＳＮ比が低下してし
まうという問題がある。本発明はこのような撮像シーケ
ンスに起因する撮像時間の延長やＳＮ比低下の問題を解
決し、良好なＭＲＩ画像が得られる装置を提供すること
を目的とする。
【００１２】
【課題を解決するための手段】２ＤＦＴ法による信号計
測では、エンコード傾斜磁場を強く印加するほど、エン
コード方向のより詳細な情報を採取することが可能であ
る。この様子を図６を用いて説明する。通常、エンコー
ド回数は、画像の分解能を確保するために128〜２５６
回行なわれるが、ここでは説明を簡単にするために信号
データ計測をエンコードＮｏ＋５から−５まで１１回行
ない、全データを使用して再構成処理をすると正常な画
像が得られるものとする。ここで、中央部の±２以下の
５つのエンコードにする情報だけを使用して再構成処理
をすると、エンコード方向の粗い情報だけ（低い周波数
成分に相当する）を利用することになるため、画像の明
暗のコントラストは得られるが、輪郭などの細かい細分
情報が得られず、不鮮明な画像となる。これに対して周
辺部である＋３から＋５及び−３から−５エンコード
（高周波データに対応）に、中央部エンコードをゼロデ
ータとして挿入して再構成処理を行なうと輪郭情報を抽
出した画像が得られる。このことから、使用エンコード
範囲に応じて、再構成画像のデータはコントラスト成分
と輪郭成分にほぼ分離することが可能であることが分か
る。
測では、エンコード傾斜磁場を強く印加するほど、エン
コード方向のより詳細な情報を採取することが可能であ
る。この様子を図６を用いて説明する。通常、エンコー
ド回数は、画像の分解能を確保するために128〜２５６
回行なわれるが、ここでは説明を簡単にするために信号
データ計測をエンコードＮｏ＋５から−５まで１１回行
ない、全データを使用して再構成処理をすると正常な画
像が得られるものとする。ここで、中央部の±２以下の
５つのエンコードにする情報だけを使用して再構成処理
をすると、エンコード方向の粗い情報だけ（低い周波数
成分に相当する）を利用することになるため、画像の明
暗のコントラストは得られるが、輪郭などの細かい細分
情報が得られず、不鮮明な画像となる。これに対して周
辺部である＋３から＋５及び−３から−５エンコード
（高周波データに対応）に、中央部エンコードをゼロデ
ータとして挿入して再構成処理を行なうと輪郭情報を抽
出した画像が得られる。このことから、使用エンコード
範囲に応じて、再構成画像のデータはコントラスト成分
と輪郭成分にほぼ分離することが可能であることが分か
る。
【００１３】そこで、画像の分解能を決定する周辺部エ
ンコード時にはＴｒを短く、ＳＮ比の十分に確保しうる
Ｔｅに設定してできる限り短時間でデータを計測し、画
像の強調状態に寄与する中央部エンコード時には正規の
Ｔｒ，Ｔｅを設定して計測すれば、撮像時間を短縮し
て、高いＳＮ比で画像を得ることが可能となる。この場
合、異なったシーケンスでのデータを合成して再構成す
ることになるため、信号量を補正して処理する必要があ
る。
ンコード時にはＴｒを短く、ＳＮ比の十分に確保しうる
Ｔｅに設定してできる限り短時間でデータを計測し、画
像の強調状態に寄与する中央部エンコード時には正規の
Ｔｒ，Ｔｅを設定して計測すれば、撮像時間を短縮し
て、高いＳＮ比で画像を得ることが可能となる。この場
合、異なったシーケンスでのデータを合成して再構成す
ることになるため、信号量を補正して処理する必要があ
る。
【００１４】
【作用】本発明によれば、撮像の途中でエンコードＮｏ
に応じてＴｒ，Ｔｅを変更してデータ計測を行ない、こ
れを合成して再構成処理するため、変更の組み合わせに
よって、従来方法よりも短時間に希望の強調画像を得る
ことができ、また、画像のＳＮ比を向上することも可能
である。
に応じてＴｒ，Ｔｅを変更してデータ計測を行ない、こ
れを合成して再構成処理するため、変更の組み合わせに
よって、従来方法よりも短時間に希望の強調画像を得る
ことができ、また、画像のＳＮ比を向上することも可能
である。
【００１５】
【実施例】以下、本発明の実施例を添付図面に基づいて
詳細に説明する。図５は本発明に係るＭＲＩ装置の全体
構成例を示す構成図である。このＭＲＩ装置は、核磁気
共鳴（ＮＭＲ）現象を利用して被検体６の断層画像を得
るもので、静磁場発生磁石１０と、中央処理装置（以下
ＣＰＵという）１１と、シーケンサ１２と、送信系１３
と、傾斜磁場発生系１４と、受信系１５と、信号処理系
１６とからなる。上記静磁場発生磁石１０は、被検体６
に強く均一な静磁場を発生させるもので、上記被検体６
の周りのある広がりをもった空間に永久磁石方式又は常
電導方式あるいは超電導方式の磁場発生手段が配置され
ている。
詳細に説明する。図５は本発明に係るＭＲＩ装置の全体
構成例を示す構成図である。このＭＲＩ装置は、核磁気
共鳴（ＮＭＲ）現象を利用して被検体６の断層画像を得
るもので、静磁場発生磁石１０と、中央処理装置（以下
ＣＰＵという）１１と、シーケンサ１２と、送信系１３
と、傾斜磁場発生系１４と、受信系１５と、信号処理系
１６とからなる。上記静磁場発生磁石１０は、被検体６
に強く均一な静磁場を発生させるもので、上記被検体６
の周りのある広がりをもった空間に永久磁石方式又は常
電導方式あるいは超電導方式の磁場発生手段が配置され
ている。
【００１６】上記シーケンス１２は、ＣＰＵ１１の制御
で動作し、被検体６の断層画像のデータ収集に必要な種
々の命令を送信系１３及び傾斜磁場発生系１４並びに受
信系１５に送るものである。上記送信系１３は、高周波
発振器１７と変調器１８とパワーアンプ１９と送信側の
照射コイル２０とからなり、上記高周波発振器１７から
出力された高周波パルスをシーケンサ１２の命令に従っ
て変調器１８で変調し、この変調された照射パルスをパ
ワーアンプ１９で増幅した後に被検体６に近接して配置
された照射コイル２０に供給することにより、電磁波が
被検体６に照射されるようになっている。
で動作し、被検体６の断層画像のデータ収集に必要な種
々の命令を送信系１３及び傾斜磁場発生系１４並びに受
信系１５に送るものである。上記送信系１３は、高周波
発振器１７と変調器１８とパワーアンプ１９と送信側の
照射コイル２０とからなり、上記高周波発振器１７から
出力された高周波パルスをシーケンサ１２の命令に従っ
て変調器１８で変調し、この変調された照射パルスをパ
ワーアンプ１９で増幅した後に被検体６に近接して配置
された照射コイル２０に供給することにより、電磁波が
被検体６に照射されるようになっている。
【００１７】上記傾斜磁場発生系１４は、Ｘ，Ｙ，Ｚの
三軸方向に巻かれた傾斜磁場コイル２１と、それぞれの
コイルを駆動する傾斜磁場電源２２とからなり、上記シ
ーケンサ１２からの命令に従ってそれぞれのコイルの傾
斜磁場電源２２を駆動することにより、Ｘ，Ｙ，Ｚの三
軸方向の傾斜磁場Ｇｘ，Ｇｙ，Ｇｚを被検体６に印加す
るようになっている。この傾斜磁場の加え方により、被
検体６に対するスライス面を設定することができる。
三軸方向に巻かれた傾斜磁場コイル２１と、それぞれの
コイルを駆動する傾斜磁場電源２２とからなり、上記シ
ーケンサ１２からの命令に従ってそれぞれのコイルの傾
斜磁場電源２２を駆動することにより、Ｘ，Ｙ，Ｚの三
軸方向の傾斜磁場Ｇｘ，Ｇｙ，Ｇｚを被検体６に印加す
るようになっている。この傾斜磁場の加え方により、被
検体６に対するスライス面を設定することができる。
【００１８】上記受信系１５は、受信コイル２と受信回
路２３と直交位相検波器２４とＡ／Ｄ変換器２５とから
なり、上記送信側の照射コイル２０から照射された電磁
波による被検体６の応答の電磁波（ＮＭＲ信号）は被検
体６に近接して配置された受信コイル２で検出され、受
信回路２３で増幅され直交位相検波器２４で高周波発振
器１７が出力する基準周波数信号により直交検波され、
二系統の収集データとされ、次いでそれらの信号はシー
ケンサ１２の命令によるタイミングでＡ／Ｄ変換器２５
によりディジタル信号に変換されて処理系１６に送られ
るようになっている。この信号処理系１６は、ＣＰＵ１
１と、磁気ディスク２６及び光ディスク２７等の記録装
置と、ＣＲＴ等のディスプレイ２８とからなり、上記Ｃ
ＰＵ１１でフーリエ変換，補正係数計算，画像再構成等
の処理を行ない、スライス面である任意断面の信号強度
分布あるいは複数の信号に適当な演算を行なって得られ
た分布を画像化してディスプレイ２８に表示するように
なっている。なお、本図において、照射コイル２０と受
信コイル２及び傾斜磁場コイル２１は、被検体６の周り
の空間に配置された静磁場発生磁石１０の磁場空間内に
配置されている。
路２３と直交位相検波器２４とＡ／Ｄ変換器２５とから
なり、上記送信側の照射コイル２０から照射された電磁
波による被検体６の応答の電磁波（ＮＭＲ信号）は被検
体６に近接して配置された受信コイル２で検出され、受
信回路２３で増幅され直交位相検波器２４で高周波発振
器１７が出力する基準周波数信号により直交検波され、
二系統の収集データとされ、次いでそれらの信号はシー
ケンサ１２の命令によるタイミングでＡ／Ｄ変換器２５
によりディジタル信号に変換されて処理系１６に送られ
るようになっている。この信号処理系１６は、ＣＰＵ１
１と、磁気ディスク２６及び光ディスク２７等の記録装
置と、ＣＲＴ等のディスプレイ２８とからなり、上記Ｃ
ＰＵ１１でフーリエ変換，補正係数計算，画像再構成等
の処理を行ない、スライス面である任意断面の信号強度
分布あるいは複数の信号に適当な演算を行なって得られ
た分布を画像化してディスプレイ２８に表示するように
なっている。なお、本図において、照射コイル２０と受
信コイル２及び傾斜磁場コイル２１は、被検体６の周り
の空間に配置された静磁場発生磁石１０の磁場空間内に
配置されている。
【００１９】ここで、本発明によるパルスシーケンスを
図１を用いて説明する。パルスシーケンスはＣＰＵ１１
の制御により、シーケンサ１２がＸ，Ｙ，Ｚの傾斜磁場
電源２２および変調器１８に印加タイミングとレベルを
与えてある繰り返し時間Ｔｒで行なわれるが、従来の方
法では撮像中にこの繰り返し時間Ｔｒが一定であった。
図１を用いて説明する。パルスシーケンスはＣＰＵ１１
の制御により、シーケンサ１２がＸ，Ｙ，Ｚの傾斜磁場
電源２２および変調器１８に印加タイミングとレベルを
与えてある繰り返し時間Ｔｒで行なわれるが、従来の方
法では撮像中にこの繰り返し時間Ｔｒが一定であった。
【００２０】図２はエンコード傾斜磁場を＋５から−５
まで全体で１１回変化させて計測する場合の＋２と＋３
のエンコードを示しているが、実際の撮像では２５６回
程度行なわれる。全計測時間はこのエンコード回数と繰
り返し時間Ｔｒの積となる。勿論、加算平均をとってＳ
Ｎ比を改善する場合はこの分増加する。Ｔ２強調画像を
撮像する際には長いＴｒが必要なため、Ｔｒを２０００
ｍｓに設定すると、２０００×２５６＝８分３２秒の計
測時間がかかる。
まで全体で１１回変化させて計測する場合の＋２と＋３
のエンコードを示しているが、実際の撮像では２５６回
程度行なわれる。全計測時間はこのエンコード回数と繰
り返し時間Ｔｒの積となる。勿論、加算平均をとってＳ
Ｎ比を改善する場合はこの分増加する。Ｔ２強調画像を
撮像する際には長いＴｒが必要なため、Ｔｒを２０００
ｍｓに設定すると、２０００×２５６＝８分３２秒の計
測時間がかかる。
【００２１】そこで、本発明では画像のコントラストに
影響する中央部エンコード部分（＋２から−２）を従来
の方法と同じ繰り返し時間で計測し、画像の輪郭成分情
報をもたらす周辺エンコード部分はそれより短い繰り返
し時間に変更して計測することによって撮像時間を短縮
する。図では明らかではないが、繰り返し時間を短縮す
るために＋２エンコードにおけるｔ１に対し、＋３エン
コードのｔ２を小さくする。図１（ｂ）では±２エンコ
ードの範囲を正規の繰り返し時間（これをＴｒ１とす
る）として、これ以外の範囲の繰り返し時間Ｔｒ２をＴ
ｒ１の１／２にしてあるが、全計測時間が短縮されてい
ることが分かる。先のＴ２強調画像の例で現実的に検討
すると、中央部１２８エンコード部分（エンコードＮｏ
＋６３〜−６４）をＴｒ１＝２０００ｍｓとし、周辺エ
ンコード部分をＴｒ２＝５００ｍｓにすることによっ
て、全撮像時間は(２０００×１２８)＋(５００×１２
８)＝５分２０秒となり、ほぼ同様の画質で４０％程度
の撮像時間短縮を計ることができる。また、このとき、
エンコードの中央部と周辺部とでＴｅも変えることによ
ってＳＮ比を改善する効果が期待できる。Ｔｅを短くす
るには、図２における時間Ｔｅ間の間隔ｔ３に対してｔ
４を短くする。これは図４に示すように信号強度が横緩
和のために指数関数的に低下するので、Ｔｅを短くする
ほど信号強度が高くなることによる。
影響する中央部エンコード部分（＋２から−２）を従来
の方法と同じ繰り返し時間で計測し、画像の輪郭成分情
報をもたらす周辺エンコード部分はそれより短い繰り返
し時間に変更して計測することによって撮像時間を短縮
する。図では明らかではないが、繰り返し時間を短縮す
るために＋２エンコードにおけるｔ１に対し、＋３エン
コードのｔ２を小さくする。図１（ｂ）では±２エンコ
ードの範囲を正規の繰り返し時間（これをＴｒ１とす
る）として、これ以外の範囲の繰り返し時間Ｔｒ２をＴ
ｒ１の１／２にしてあるが、全計測時間が短縮されてい
ることが分かる。先のＴ２強調画像の例で現実的に検討
すると、中央部１２８エンコード部分（エンコードＮｏ
＋６３〜−６４）をＴｒ１＝２０００ｍｓとし、周辺エ
ンコード部分をＴｒ２＝５００ｍｓにすることによっ
て、全撮像時間は(２０００×１２８)＋(５００×１２
８)＝５分２０秒となり、ほぼ同様の画質で４０％程度
の撮像時間短縮を計ることができる。また、このとき、
エンコードの中央部と周辺部とでＴｅも変えることによ
ってＳＮ比を改善する効果が期待できる。Ｔｅを短くす
るには、図２における時間Ｔｅ間の間隔ｔ３に対してｔ
４を短くする。これは図４に示すように信号強度が横緩
和のために指数関数的に低下するので、Ｔｅを短くする
ほど信号強度が高くなることによる。
【００２２】このようにして得られた全エンコードの計
測データを用いて、ＣＰＵ１１により画像再構成処理を
行なうが、このとき、途中でパルスシーケンスを変化さ
せたために生じるデータのレベル補正を行なう。なお、
正規のＴｒ，Ｔｅを使用する中央部のエンコード範囲は
少ないほど撮像時間を短縮しうるが、従来方法と比較し
て画質の変化が大きくなるため、適当な範囲を設定する
必要がある。この撮像方法はＴ２強調画像に限らずＴ１
強調画像やプロトン密度画像など、その他の撮像におい
ても、撮像時間短縮あるいはＳＮ比向上といった効果を
期待できる。
測データを用いて、ＣＰＵ１１により画像再構成処理を
行なうが、このとき、途中でパルスシーケンスを変化さ
せたために生じるデータのレベル補正を行なう。なお、
正規のＴｒ，Ｔｅを使用する中央部のエンコード範囲は
少ないほど撮像時間を短縮しうるが、従来方法と比較し
て画質の変化が大きくなるため、適当な範囲を設定する
必要がある。この撮像方法はＴ２強調画像に限らずＴ１
強調画像やプロトン密度画像など、その他の撮像におい
ても、撮像時間短縮あるいはＳＮ比向上といった効果を
期待できる。
【００２３】図７は周辺エンコード部分を短時間でＳＮ
比の高くなるパルスシーケンスで計測しておき、その後
で、中央のエンコード部分を幾つかのパルスケーケンス
に変更して連続計測し、周辺部に対してこの中央部の計
測データを入れ替えて再構成処理を行ない、各種の強調
画像を短時間で撮像する方法である。臨床的にはＴ１，
Ｔ２，プロトン密度画像をそれぞれ撮像する必要があ
り、これを効率的に行なえるので大変有効である。
比の高くなるパルスシーケンスで計測しておき、その後
で、中央のエンコード部分を幾つかのパルスケーケンス
に変更して連続計測し、周辺部に対してこの中央部の計
測データを入れ替えて再構成処理を行ない、各種の強調
画像を短時間で撮像する方法である。臨床的にはＴ１，
Ｔ２，プロトン密度画像をそれぞれ撮像する必要があ
り、これを効率的に行なえるので大変有効である。
【００２４】Ｔ２強調画像とプロトン密度画像の中央部
データはＴｒが長いことを利用してよく知られたマルチ
エコー計測を行なうと、より効率的に撮像できる。マル
チエコー法シーケンスは図８に示すように１つめのエコ
ー信号採取後に１８０度パルス以降の一連のシーケンス
を繰り返し、核スピンの反転を繰り返して収集すること
によって、幾つかのエコー信号をＴｒ間隔内に同時に計
測するものである。図では３エコーの例を示すが、この
ようにマルチエコー法では１，２，３エコーのＴｅの異
なった信号を同時に得られるという利点がある。この方
法へ本発明を適応すると、中央部データにロングＴｒで
ショートＴｅ，ロングＴｅを同時に得られるため、各種
の強調状態の画像をさらに短時間に撮像することが可能
となる。勿論、このマルチエコー法の手段は周辺部の短
いＴｒでも実現可能である。
データはＴｒが長いことを利用してよく知られたマルチ
エコー計測を行なうと、より効率的に撮像できる。マル
チエコー法シーケンスは図８に示すように１つめのエコ
ー信号採取後に１８０度パルス以降の一連のシーケンス
を繰り返し、核スピンの反転を繰り返して収集すること
によって、幾つかのエコー信号をＴｒ間隔内に同時に計
測するものである。図では３エコーの例を示すが、この
ようにマルチエコー法では１，２，３エコーのＴｅの異
なった信号を同時に得られるという利点がある。この方
法へ本発明を適応すると、中央部データにロングＴｒで
ショートＴｅ，ロングＴｅを同時に得られるため、各種
の強調状態の画像をさらに短時間に撮像することが可能
となる。勿論、このマルチエコー法の手段は周辺部の短
いＴｒでも実現可能である。
【００２５】図９はマルチエンコード法（高速ＳＥ法と
も称される）シーケンスの一例である。これは先のマル
チエコー法で、エコー信号ごとに適宜なエンコード傾斜
磁場をパルス状に印加して、エンコード量の異なるエコ
ー信号を同時に得る方法である。図では３エコーを使用
して、−４エンコードと±１のエンコードにより＋５，
−４，＋３の３種類のエンコード計測を行なうマルチエ
ンコード法シーケンスであるが、図の様に１回のシーケ
ンスで３つのエンコードが行えるために、撮像時間は通
常（１１回計測）の約１／３とエコー数分だけ計測時間
を短縮することができる。この方法へ本発明を適用する
ことによって、さらに撮像時間を短縮することが可能で
ある。
も称される）シーケンスの一例である。これは先のマル
チエコー法で、エコー信号ごとに適宜なエンコード傾斜
磁場をパルス状に印加して、エンコード量の異なるエコ
ー信号を同時に得る方法である。図では３エコーを使用
して、−４エンコードと±１のエンコードにより＋５，
−４，＋３の３種類のエンコード計測を行なうマルチエ
ンコード法シーケンスであるが、図の様に１回のシーケ
ンスで３つのエンコードが行えるために、撮像時間は通
常（１１回計測）の約１／３とエコー数分だけ計測時間
を短縮することができる。この方法へ本発明を適用する
ことによって、さらに撮像時間を短縮することが可能で
ある。
【００２６】以上は長短の２種類のＴｒを切り替えて使
用するパルスシーケンスについて述べたが、図１０に示
すようにＴｒ，Ｔｅを連続的に各エンコードごとに変更
して撮像することも効果がある。エンコードの周辺部で
Ｔｒが小さくなるように制御すると、撮像時間を短縮す
ることができ、その変化曲線を適当に設定することによ
って強調状態の調整や任意の設定時間に計測を終了する
ように制御することも可能である。また、Ｔ２強調撮像
時に中央エンコード部のＴｒ，Ｔｅを長くするようにし
て、これによる計測時間の延長分を周辺エンコード部分
で抑えるように制御すれば、撮像時間を従来方法と変え
ずに、より強くＴ２強調のかかった画像を得ることがで
きる。
用するパルスシーケンスについて述べたが、図１０に示
すようにＴｒ，Ｔｅを連続的に各エンコードごとに変更
して撮像することも効果がある。エンコードの周辺部で
Ｔｒが小さくなるように制御すると、撮像時間を短縮す
ることができ、その変化曲線を適当に設定することによ
って強調状態の調整や任意の設定時間に計測を終了する
ように制御することも可能である。また、Ｔ２強調撮像
時に中央エンコード部のＴｒ，Ｔｅを長くするようにし
て、これによる計測時間の延長分を周辺エンコード部分
で抑えるように制御すれば、撮像時間を従来方法と変え
ずに、より強くＴ２強調のかかった画像を得ることがで
きる。
【００２７】このように本発明は各種の撮像手法と組み
合わせて、採取した画像データの全てを有効に活用する
ことが可能であり、撮像の効率化に顕著な効果を期待で
きるものである。
合わせて、採取した画像データの全てを有効に活用する
ことが可能であり、撮像の効率化に顕著な効果を期待で
きるものである。
【００２８】
【発明の効果】以上述べたように本発明によるパルスシ
ーケンスでは、全エンコードの途中でＴｒを変更して信
号を計測し、このエンコードの範囲によって異なった画
像情報を持つデータで画像を再構成して、撮像時間の短
縮，ＳＮ比の改善，画像強調状態の向上，撮像時間を任
意に設定しうるという効果があり、常に良好な画像を提
供することが可能となる。
ーケンスでは、全エンコードの途中でＴｒを変更して信
号を計測し、このエンコードの範囲によって異なった画
像情報を持つデータで画像を再構成して、撮像時間の短
縮，ＳＮ比の改善，画像強調状態の向上，撮像時間を任
意に設定しうるという効果があり、常に良好な画像を提
供することが可能となる。
【図１】本発明の可変タイミングシーケンスによる計測
時間の短縮を説明する図。
時間の短縮を説明する図。
【図２】本発明によるスピンエコー法シーケンス説明
図。
図。
【図３】２ＤＦＴ法による信号計測の説明図。
【図４】緩和時間による画像コントラストの説明図。
【図５】ＭＲＩ装置の全体構成図。
【図６】画像再構成の計測データ範囲による変化説明
図。
図。
【図７】部分データ計測による撮像時間短縮の説明図。
【図８】マルチエコー法シーケンス説明図。
【図９】マルチエンコード法シーケンス説明図。
【図１０】連続タイミング変更による撮像方法説明図。
１１ ＣＰＵ １２ シーケンサ １８ 変調器 ２２ 傾斜磁場電源
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (51)Int.Cl.6 識別記号 庁内整理番号 ＦＩ 技術表示箇所 Ｇ０１Ｎ 24/08 ５２０ Ｙ
Claims (4)
- 【請求項１】被検体に静磁場を与える静磁場発生手段
と、前記被検体にスライス傾斜磁場，リードアウト傾斜
磁場及びエンコード傾斜磁場を印加する傾斜磁場印加手
段と、前記被検体の組織を構成する原子の原子核に磁気
共鳴を起こさせる照射パルス及び前記各傾斜磁場をある
所定のパルスシーケンスに則って繰り返し印加するパル
ス印加手段と、磁気共鳴信号を検出する磁気共鳴信号検
出手段と、前記検出信号を用いて前記被検体の物理的性
質を表わす画像を得る画像再構成手段とを備えた磁気共
鳴イメージング装置において、繰り返して実行されるパ
ルスシーケンスについて繰返し時間とエコー時間を異ら
せた組合せを、印加されるエンコード傾斜磁場量の範囲
に応じて２種類設定する手段と、前記繰返し時間とエコ
ー時間とを異らせた組合せの信号群を合成して画像を再
構成する手段を備えたことを特徴とする磁気共鳴イメー
ジング装置。 - 【請求項２】所定範囲内のエンコード傾斜磁場印加量に
ついての繰返し時間とエコー時間の組合せが異なる第１
の信号群及び第二の信号群と、前記所定範囲外のエンコ
ード傾斜磁場印加量の所定の繰返し時間とエコー時間の
組合せによる第三の信号群とを計測する手段と、前記第
三の信号群へ前記第一の信号群、及び第二の信号群を組
合せて各々強調状態の異なる画像を再構成する手段を備
えた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。 - 【請求項３】前記第一の信号群と第二の信号群とを単一
の励起にて複数のエコー信号を得るパルスシーケンスを
実行して同時に計測する手段を備えたことを特徴とする
請求項２に記載の磁気共鳴イメージング装置。 - 【請求項４】単一の励起にて複数のエコー信号を得るパ
ルスシーケンスは、各エコー信号に ついて異なる値のエ
ンコード傾斜磁場が印加されるものであることを特徴と
する請求項３に記載の磁気共鳴イメージング装置。
Priority Applications (3)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP4075728A JPH0763460B2 (ja) | 1992-02-28 | 1992-02-28 | 磁気共鳴イメージング装置 |
| DE4306012A DE4306012C2 (de) | 1992-02-28 | 1993-02-26 | Verfahren zur Kernspintomographie |
| US08/448,111 US5655532A (en) | 1992-02-28 | 1995-05-22 | Magnetic resonance imaging apparatus and its method |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP4075728A JPH0763460B2 (ja) | 1992-02-28 | 1992-02-28 | 磁気共鳴イメージング装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH0663029A JPH0663029A (ja) | 1994-03-08 |
| JPH0763460B2 true JPH0763460B2 (ja) | 1995-07-12 |
Family
ID=13584626
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP4075728A Expired - Lifetime JPH0763460B2 (ja) | 1992-02-28 | 1992-02-28 | 磁気共鳴イメージング装置 |
Country Status (3)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US5655532A (ja) |
| JP (1) | JPH0763460B2 (ja) |
| DE (1) | DE4306012C2 (ja) |
Families Citing this family (12)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US6578002B1 (en) * | 1998-11-25 | 2003-06-10 | Gregory John Derzay | Medical diagnostic system service platform |
| DE10219528A1 (de) * | 2002-05-02 | 2003-11-13 | Philips Intellectual Property | Schnelles Kernresonanz-Bildgebungsverfahren mit Gradienten-Echos |
| DE10254660B4 (de) * | 2002-11-22 | 2006-04-27 | Siemens Ag | Verfahren zur Korrektur des B 1- Felds bei MR-Messungen und Magnetresonanz-Messeinrichtung |
| SE0400731D0 (sv) * | 2004-03-22 | 2004-03-22 | Contextvision Ab | Method, computer program product and apparatus for enhancing a computerized tomography image |
| US7999543B2 (en) * | 2005-03-23 | 2011-08-16 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | MR method for spatially-resolved determination of relaxation parameters |
| DE102005044336A1 (de) * | 2005-09-16 | 2007-04-05 | Siemens Ag | Verfahren zur Aufnahme von Bilddaten des Herzens |
| US7253627B1 (en) | 2006-07-19 | 2007-08-07 | Univ King Fahd Pet & Minerals | Method for removing noise from nuclear magnetic resonance signals and images |
| JP2008000626A (ja) * | 2007-09-21 | 2008-01-10 | Toshiba Medical System Co Ltd | 磁気共鳴診断装置 |
| JP5591493B2 (ja) * | 2008-07-17 | 2014-09-17 | 株式会社東芝 | 磁気共鳴イメージング装置 |
| US10002423B2 (en) | 2015-09-04 | 2018-06-19 | Canon Kabushiki Kaisha | Medical image processing apparatus, medical image processing method, and medical image processing system |
| KR101844514B1 (ko) * | 2016-09-02 | 2018-04-02 | 삼성전자주식회사 | 자기 공명 영상 장치 및 자기 공명 영상 획득 방법 |
| CN110495887B (zh) * | 2019-07-30 | 2022-02-15 | 哈尔滨医科大学 | 一种针对磁共振双信号纳米探针使用rarevtr序列同时获得t1加权成像方法 |
Family Cites Families (15)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4549139A (en) * | 1983-06-03 | 1985-10-22 | General Electric Company | Method of accurate and rapid NMR imaging of computed T1 and spin density |
| US4604579A (en) * | 1983-07-21 | 1986-08-05 | The Regents Of The University Of California | Method and apparatus for enhanced T1 NMR measurements using repetition intervals TR related to one another by integer multiples |
| US4587489A (en) * | 1983-10-07 | 1986-05-06 | General Electric Company | Method for rapid acquisition of NMR data |
| US4709212A (en) * | 1986-01-03 | 1987-11-24 | General Electric Company | Method of enhancing image signal-to-noise ratio by combining NMR images of differing pulse sequence timing |
| US4717879A (en) * | 1986-05-05 | 1988-01-05 | Duke University | Pulse sequence for NMR image acquisition |
| US4884029A (en) * | 1986-08-15 | 1989-11-28 | Picker International, Inc. | Quick imaging scheme utilizing differently phase encoded primary and stimulated echoes |
| FR2623907A1 (fr) * | 1987-11-27 | 1989-06-02 | Thomson Cgr | Procede d'acquisition rapide d'images tridimensionnelles par experimentation rmn |
| EP0351446B1 (de) * | 1988-07-22 | 1992-04-01 | Siemens Aktiengesellschaft | Pulssequenz für ein Kernspin-Tomographiegerät |
| JPH0277235A (ja) * | 1988-09-13 | 1990-03-16 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング方法 |
| US4851778A (en) * | 1988-12-15 | 1989-07-25 | The Regents Of The University Of California | Enhanced S/N MRI for short TR nutation sequences |
| US4986272A (en) * | 1989-08-09 | 1991-01-22 | Mayo Foundation For Medical Education And Research | NMR imaging with variable repetition |
| JP2957237B2 (ja) * | 1990-06-22 | 1999-10-04 | 株式会社東芝 | 磁気共鳴イメージング装置 |
| US5629624A (en) * | 1990-06-29 | 1997-05-13 | The Regents Of The University Of California | Switched field magnetic resonance imaging |
| US5239266A (en) * | 1990-08-03 | 1993-08-24 | The Regents Of The University Of California | MRI using variable imaging parameter(s) within a single image sequence |
| JPH05228124A (ja) * | 1992-02-26 | 1993-09-07 | Toshiba Corp | 磁気共鳴イメージング装置 |
-
1992
- 1992-02-28 JP JP4075728A patent/JPH0763460B2/ja not_active Expired - Lifetime
-
1993
- 1993-02-26 DE DE4306012A patent/DE4306012C2/de not_active Expired - Fee Related
-
1995
- 1995-05-22 US US08/448,111 patent/US5655532A/en not_active Expired - Lifetime
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| DE4306012A1 (en) | 1993-09-02 |
| DE4306012C2 (de) | 1999-11-18 |
| US5655532A (en) | 1997-08-12 |
| JPH0663029A (ja) | 1994-03-08 |
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Legal Events
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|---|---|---|---|
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