JPH0241967B2 - - Google Patents
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- JPH0241967B2 JPH0241967B2 JP60116180A JP11618085A JPH0241967B2 JP H0241967 B2 JPH0241967 B2 JP H0241967B2 JP 60116180 A JP60116180 A JP 60116180A JP 11618085 A JP11618085 A JP 11618085A JP H0241967 B2 JPH0241967 B2 JP H0241967B2
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Classifications
-
- 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
-
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- G01R33/561—Image enhancement or correction, e.g. subtraction or averaging techniques, e.g. improvement of signal-to-noise ratio and resolution by reduction of the scanning time, i.e. fast acquiring systems, e.g. using echo-planar pulse sequences
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- Radiology & Medical Imaging (AREA)
- Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)
Description
【発明の詳細な説明】
（産業上の利用分野）
本発明は、核磁気共鳴（nuclear magnetic
resonance：以下これをNMRと略称する）現象
を利用して被検体内における特定原子核分布等を
被検体外部より知るようにしたNMR装置に関
し、特にＳ／Ｎ比を高めるためのパルスシーケン
スおよびデータ処理方式の改良に関する。
resonance：以下これをNMRと略称する）現象
を利用して被検体内における特定原子核分布等を
被検体外部より知るようにしたNMR装置に関
し、特にＳ／Ｎ比を高めるためのパルスシーケン
スおよびデータ処理方式の改良に関する。
（従来の技術）
プラナー法における一手法であるフーリエ変換
法（FT法）により被検体の断層画像を得る
NMR装置はよく知られている。この装置には、
FID信号を測定してこれをフーリエ変換するいわ
ゆるFID法と、スピンエコー信号を測定しこれを
フーリエ変換するいわゆるスピンエコー法とがあ
る。FID法は第６図に示すようなパルスシーケン
スによりFID信号を得る。すなわち、Ｚ勾配磁場
Gz-（同図のニ）を与えた状態で90゜パルス（RFパ
ルス）を印加し、被検体の一面を励起する。次
に、Ｚ勾配磁場Gz+及びＹ勾配磁場Gy（同図ハ）
を印加し、その後Gz及びGyの印加をやめてＸ勾
配磁場Gx（同図のロ）を印加する。この時点より
FID信号（同図のホ）の測定が始まり、このよう
にしてFID信号を得る。
法（FT法）により被検体の断層画像を得る
NMR装置はよく知られている。この装置には、
FID信号を測定してこれをフーリエ変換するいわ
ゆるFID法と、スピンエコー信号を測定しこれを
フーリエ変換するいわゆるスピンエコー法とがあ
る。FID法は第６図に示すようなパルスシーケン
スによりFID信号を得る。すなわち、Ｚ勾配磁場
Gz-（同図のニ）を与えた状態で90゜パルス（RFパ
ルス）を印加し、被検体の一面を励起する。次
に、Ｚ勾配磁場Gz+及びＹ勾配磁場Gy（同図ハ）
を印加し、その後Gz及びGyの印加をやめてＸ勾
配磁場Gx（同図のロ）を印加する。この時点より
FID信号（同図のホ）の測定が始まり、このよう
にしてFID信号を得る。
スピンエコー法は第７図は示すようなパルスシ
ーケンスによりエコー信号を得る。すなわち、
90゜パルス印加及びその時点ないしその直後の勾
配磁場印加はFID法の場合と同じであるが、90゜
パルス印加後τ時間経過した時180゜パルスを印加
して緩和中のスピンを180゜回転させる。この180゜
パルス印加時（その前後わずかの時間を含む）に
はGxの印加を中止し、その後は再びGxを印加す
る。スピンは依然として緩和過程にあるが、スピ
ンエコー信号は180゜パルスからτ時間後に最大と
なり、同図のホに示すように、その後減衰してゆ
く。
ーケンスによりエコー信号を得る。すなわち、
90゜パルス印加及びその時点ないしその直後の勾
配磁場印加はFID法の場合と同じであるが、90゜
パルス印加後τ時間経過した時180゜パルスを印加
して緩和中のスピンを180゜回転させる。この180゜
パルス印加時（その前後わずかの時間を含む）に
はGxの印加を中止し、その後は再びGxを印加す
る。スピンは依然として緩和過程にあるが、スピ
ンエコー信号は180゜パルスからτ時間後に最大と
なり、同図のホに示すように、その後減衰してゆ
く。
（発明が解決しようとする問題点）
フーリエ変換処理を行うに際し、データとして
は信号の中心の時点を時間原点として正負の時刻
におけるデータが必要である。
は信号の中心の時点を時間原点として正負の時刻
におけるデータが必要である。
しかしながら、上記FID法の場合では時間原点
が不明であり（第６図のtFIDは時間原点ではな
い）、90゜パルス励起（90゜パルスの中央）からFID
信号が得られるまでの時刻ｔ＝tFIDまで磁場の不
均一分布による位相回転（場所により異なる）が
あり、負の時刻のデータ推定が困難であり、この
ため再構成像にボケや歪みを生ずる問題があつ
た。
が不明であり（第６図のtFIDは時間原点ではな
い）、90゜パルス励起（90゜パルスの中央）からFID
信号が得られるまでの時刻ｔ＝tFIDまで磁場の不
均一分布による位相回転（場所により異なる）が
あり、負の時刻のデータ推定が困難であり、この
ため再構成像にボケや歪みを生ずる問題があつ
た。
また、スピンエコー法では、エコー信号の中心
（90゜パルス印加より2τ時間後の時点）を時間原点
とするためデータの推定は不要であるが、2τ時間
後にもスピン本来の横緩和過程に基づく位相ずれ
は集束できず磁化の絶対量はT2減衰に応じて減
少し、信号が小さくなつているため、SN比が悪
いという問題があつた。
（90゜パルス印加より2τ時間後の時点）を時間原点
とするためデータの推定は不要であるが、2τ時間
後にもスピン本来の横緩和過程に基づく位相ずれ
は集束できず磁化の絶対量はT2減衰に応じて減
少し、信号が小さくなつているため、SN比が悪
いという問題があつた。
本発明の目的は、この様な点に鑑み、前二者の
方式を折衷したもので、FID方式におけると同等
のSN比で、データの推定が簡単で画像の劣化が
極めて小さいパルスシーケンスを採用した核磁気
共鳴撮像装置を提供することにある。
方式を折衷したもので、FID方式におけると同等
のSN比で、データの推定が簡単で画像の劣化が
極めて小さいパルスシーケンスを採用した核磁気
共鳴撮像装置を提供することにある。
この様な目的を達成するために本発明では、
90゜励起パルスから、読出し方向にデフエーズし
た後180゜パルスでスピンを反転せしめ、かつ180゜
パルス後90゜パルス−180゜パルス間と等しい時刻
でエコーピークを出現させるいわゆる180゜パルス
反転エコー法で、90゜パルス−180゜パルス間を極
めて短時間とし、かつ180゜パルス印加後スピンが
集合するまでと、集合した後分散するまでの時間
を非対称にサンプリングするスピンエコー法で、
フーリエ面上でのデータ不足分は推定して補間
し、そのようにして得たデータをフーリエ変換し
再構成画像を得るようにしたことを特徴とする。
90゜励起パルスから、読出し方向にデフエーズし
た後180゜パルスでスピンを反転せしめ、かつ180゜
パルス後90゜パルス−180゜パルス間と等しい時刻
でエコーピークを出現させるいわゆる180゜パルス
反転エコー法で、90゜パルス−180゜パルス間を極
めて短時間とし、かつ180゜パルス印加後スピンが
集合するまでと、集合した後分散するまでの時間
を非対称にサンプリングするスピンエコー法で、
フーリエ面上でのデータ不足分は推定して補間
し、そのようにして得たデータをフーリエ変換し
再構成画像を得るようにしたことを特徴とする。
（実施例）
以下図面を用いて本発明を詳しく説明する。第
１図は本発明に係るNMR撮像装置の一実施例を
示す要部構成図である。図において、１はマグネ
ツトアセンブリで、内部には対象物を挿入するた
めの空間部分（孔）が設けられ、この空間部分を
取巻くようにして、対象物に一様静磁場Hoを印
加する主磁場コイル２と、勾配磁場を発生するた
めの勾配磁場コイル３（個別に勾配磁場を発生す
ることができるように構成されたＸ勾配磁場コイ
ル、Ｙ勾配磁場コイル、Ｚ勾配磁場コイルより構
成される）と、対象物内の原子核のスピンを励起
するための高周波パルスを与えるRF送信コイル
４と、対象物からのNMR信号を検出する受信用
コイル５等が配置されている。
１図は本発明に係るNMR撮像装置の一実施例を
示す要部構成図である。図において、１はマグネ
ツトアセンブリで、内部には対象物を挿入するた
めの空間部分（孔）が設けられ、この空間部分を
取巻くようにして、対象物に一様静磁場Hoを印
加する主磁場コイル２と、勾配磁場を発生するた
めの勾配磁場コイル３（個別に勾配磁場を発生す
ることができるように構成されたＸ勾配磁場コイ
ル、Ｙ勾配磁場コイル、Ｚ勾配磁場コイルより構
成される）と、対象物内の原子核のスピンを励起
するための高周波パルスを与えるRF送信コイル
４と、対象物からのNMR信号を検出する受信用
コイル５等が配置されている。
主磁場コイル２は静磁場制御回路１５に、Gx、
Gy、Gz各勾配磁場コイルは勾配磁場制御回路１
４に、RF送信コイルは電力増幅器１８に、そし
てNMR信号の受信用コイル５はプリアンプ１９
に、それぞれ接続されている。
Gy、Gz各勾配磁場コイルは勾配磁場制御回路１
４に、RF送信コイルは電力増幅器１８に、そし
てNMR信号の受信用コイル５はプリアンプ１９
に、それぞれ接続されている。
１３はコントローラで、勾配磁場や高周波磁場
の発生シーケンスを制御すると共に得られた
NMR信号を波形メモリ２１に取込むために必要
な制御を行う。
の発生シーケンスを制御すると共に得られた
NMR信号を波形メモリ２１に取込むために必要
な制御を行う。
１７はゲート変調回路、１６は高周波信号を発
生する高周波発振器である。ゲート変調回路１７
は、コントローラ１３からの制御信号により高周
波発振器１６が出力した高周波信号を適宜に変調
し、所定の位相の高周波パルスを生成する。この
高周波パルスはRF電力増幅器１８を通してRF送
信コイル４に加えられる。
生する高周波発振器である。ゲート変調回路１７
は、コントローラ１３からの制御信号により高周
波発振器１６が出力した高周波信号を適宜に変調
し、所定の位相の高周波パルスを生成する。この
高周波パルスはRF電力増幅器１８を通してRF送
信コイル４に加えられる。
１９は検出コイル５から得られるNMR信号を
増幅するプリアンプ、２０は高周波発振器の出力
信号を参照してNMR信号を位相検波する位相検
波回路、２１は位相検波されたプリアンプからの
波形信号を記憶する波形メモリで、ここにはＡ／
Ｄ変換器を含んでいる。
増幅するプリアンプ、２０は高周波発振器の出力
信号を参照してNMR信号を位相検波する位相検
波回路、２１は位相検波されたプリアンプからの
波形信号を記憶する波形メモリで、ここにはＡ／
Ｄ変換器を含んでいる。
１１は波形メモリ２１からの信号を受け、所定
の信号処理を施して断層像を得るコンピユータ、
１２は得られた断層像を表示するテレビジヨンモ
ニタのような表示器である。
の信号処理を施して断層像を得るコンピユータ、
１２は得られた断層像を表示するテレビジヨンモ
ニタのような表示器である。
なお、制御手段とは、コントローラ１３および
コンピユータ１１の所定の機能部分を含む構成部
分をいう。
コンピユータ１１の所定の機能部分を含む構成部
分をいう。
このような構成における動作を第２図のパルス
シーケンスを参照して次に説明する。コントロー
ラ１３の制御に基づきゲート変調回路１７を通し
て第２図イに示すような90゜パルスを発生し、こ
れを電力増幅器１８を介してRF送信コイル４に
与え、被検体を励起する。このとき同時に勾配磁
場Gz-も印加して（第２図のロ）、特定のスライ
ス面内にあるスピンのみを選択励起する。
シーケンスを参照して次に説明する。コントロー
ラ１３の制御に基づきゲート変調回路１７を通し
て第２図イに示すような90゜パルスを発生し、こ
れを電力増幅器１８を介してRF送信コイル４に
与え、被検体を励起する。このとき同時に勾配磁
場Gz-も印加して（第２図のロ）、特定のスライ
ス面内にあるスピンのみを選択励起する。
次に勾配磁場Gyにより位相エンコードを行い、
それと同時に勾配磁場Gxを印加（第２図ニ）し
てエコー信号を観測する準備をする。
それと同時に勾配磁場Gxを印加（第２図ニ）し
てエコー信号を観測する準備をする。
続いて、勾配磁場の印加を停止し、180゜パルス
を印加しスピンを反転させる。その後同図ニに示
すようにGxを印加しておき、発生するエコー信
号（同図ホ）を受信コイル５で検出する。検出さ
れたスピンエコー信号は、プリアンプ１９及び位
相検波回路２０を経て波形メモリ２１に蓄えられ
る。
を印加しスピンを反転させる。その後同図ニに示
すようにGxを印加しておき、発生するエコー信
号（同図ホ）を受信コイル５で検出する。検出さ
れたスピンエコー信号は、プリアンプ１９及び位
相検波回路２０を経て波形メモリ２１に蓄えられ
る。
このようにして得たエコー信号はスライス面内
のスピン密度分布の２次元フーリエ変換の１ライ
ンに相当する。したがつて、各ビユーごとにGy
の大きさ、すなわち位相エンコード量を変えなが
ら一連のデータを採取すれば、これらのデータの
２次元フーリエ逆変換を行うことにより再構成画
像を得ることができる。
のスピン密度分布の２次元フーリエ変換の１ライ
ンに相当する。したがつて、各ビユーごとにGy
の大きさ、すなわち位相エンコード量を変えなが
ら一連のデータを採取すれば、これらのデータの
２次元フーリエ逆変換を行うことにより再構成画
像を得ることができる。
このような動作において、90゜パルスと180゜パ
ルス間を極力短くして90゜パルス励起から短い時
間経過2τ後にエコー信号のピークが出るようにす
る。この時エコー信号のピークから負の方向に向
かつて時間τ以前ではデータが次落しているが、
時間原点（スピンが総べて同位相となる時点）が
エコーピークであることを利用して、エコーピー
ク時点以後の正の時間のデータを利用し、位相連
続、振幅連続の条件より前記欠落部のデータを推
定する。このようなデータの推定及びそのデータ
を用いてフーリエ変換はコンピユータ１１により
行われる。
ルス間を極力短くして90゜パルス励起から短い時
間経過2τ後にエコー信号のピークが出るようにす
る。この時エコー信号のピークから負の方向に向
かつて時間τ以前ではデータが次落しているが、
時間原点（スピンが総べて同位相となる時点）が
エコーピークであることを利用して、エコーピー
ク時点以後の正の時間のデータを利用し、位相連
続、振幅連続の条件より前記欠落部のデータを推
定する。このようなデータの推定及びそのデータ
を用いてフーリエ変換はコンピユータ１１により
行われる。
第３図はエコー信号の測定から再構成像が得ら
れるまでの処理のフローを示すものである。すな
わち、上述のようなパルスシーケンスにより発生
したエコー信号を逐次AD変換しつつメモリに取
込む。次にそのエコー信号のピークを検出し、そ
の時点を時間原点とし、正の時間のデータをもと
に負の時間のデータについて位相歪みの検出を行
い欠落データを生成する。このようにして必要な
時間幅にわたる正負の時間領域のデータを生成
し、そのデータをもとにフーリエ変換を行つて実
空間画像を得る。
れるまでの処理のフローを示すものである。すな
わち、上述のようなパルスシーケンスにより発生
したエコー信号を逐次AD変換しつつメモリに取
込む。次にそのエコー信号のピークを検出し、そ
の時点を時間原点とし、正の時間のデータをもと
に負の時間のデータについて位相歪みの検出を行
い欠落データを生成する。このようにして必要な
時間幅にわたる正負の時間領域のデータを生成
し、そのデータをもとにフーリエ変換を行つて実
空間画像を得る。
以上述べたように、90゜パルス励起より余り時
間をおかないで、すなわちT2緩和の小さいうち
にデータを取込み、かつ完全な２次元フーリエ面
にデータを拡張（推定）して、歪みのない再構成
画像を得ることができる。
間をおかないで、すなわちT2緩和の小さいうち
にデータを取込み、かつ完全な２次元フーリエ面
にデータを拡張（推定）して、歪みのない再構成
画像を得ることができる。
なお、負の時間のデータは必ずしも上記のよう
に推定する必要はなく、データの連続性を補償す
る処理をすれば負の時間のデータがＯであつても
何等差支えない。データの連続性を補償する処理
としては、例えば第４図に示すようにイの原波形
（１ビユー分）にロに示すような関数のハニング
窓をデータ不連続点にかけることにより、連続性
の補償されたハのような波形を得る処理等があ
る。
に推定する必要はなく、データの連続性を補償す
る処理をすれば負の時間のデータがＯであつても
何等差支えない。データの連続性を補償する処理
としては、例えば第４図に示すようにイの原波形
（１ビユー分）にロに示すような関数のハニング
窓をデータ不連続点にかけることにより、連続性
の補償されたハのような波形を得る処理等があ
る。
第５図は、本発明によるエコー信号と従来の
FID法、SE法、マルチエコー法でのエコー信号
とを対比するための略示的波形図で、特にロない
しホではエコー信号と励起パルスとを同一軸上に
描き、互いに時間関係をも示している。
FID法、SE法、マルチエコー法でのエコー信号
とを対比するための略示的波形図で、特にロない
しホではエコー信号と励起パルスとを同一軸上に
描き、互いに時間関係をも示している。
この場合のＳ／Ｎ比は
ここに、T2は被検体のT2緩和時間
であり、本発明におけるＳ／Ｎ比は従来のFID法
とほぼ同じであるが、マルチエコー法やSE法よ
りははるかに優れており、一方画質の方は従来の
SE法やマルチエコー法にほぼ同等であるが、
FID法よりも優れているという特徴がある。
とほぼ同じであるが、マルチエコー法やSE法よ
りははるかに優れており、一方画質の方は従来の
SE法やマルチエコー法にほぼ同等であるが、
FID法よりも優れているという特徴がある。
（発明の効果）
以上説明したように、本発明によれば、FID方
式におけると同等のSN比で、データの推定が簡
単で画像の劣化が極めて小さいパルスシーケンス
を採用した核磁気共鳴撮像装置を実現することが
でき、次のような効果がある。
式におけると同等のSN比で、データの推定が簡
単で画像の劣化が極めて小さいパルスシーケンス
を採用した核磁気共鳴撮像装置を実現することが
でき、次のような効果がある。
時間原点がはつきりしており、位相歪みの補
正が可能であるため、FID方式よりも使い易
い。
正が可能であるため、FID方式よりも使い易
い。
エコーを出すまでの無駄時間及びマルチエコ
ーに必要な反転パルスをかけている無駄時間が
なく、T2緩和による信号減衰が少ないため、
スピンエコー法やマルチエコー法よりＳ／Ｎ比
が良い。
ーに必要な反転パルスをかけている無駄時間が
なく、T2緩和による信号減衰が少ないため、
スピンエコー法やマルチエコー法よりＳ／Ｎ比
が良い。
第１図は本発明に係る核磁気共鳴撮像装置の一
実施例を示す構成図、第２図はパルスシーケンス
を示す図、第３図は画像データの処理のフローを
示すフローチヤート、第４図はデータの不連続性
を補償する処理方法の一例を説明するための図、
第５図は本発明において得られるエコー信号と従
来のパルスシーケンスにおいて得られるエコー信
号とを対比するための説明図、第６図はFID法の
パルスシーケンスを示す図、第７図はスピンエコ
ー法のパルスシーケンスを示す図である。１…マ
グネツトアセンブリ、２…主磁場コイル、３…勾
配磁場コイル、４…RF送信コイル、５…受信用
コイル、１１…コンピユータ、１２…表示器、１
３…コントローラ、１４…勾配磁場制御回路、１
５…静磁場制御回路、１６…高周波発振器、１７
…ゲート変調回路、１８…電力増幅器、１９…プ
リアンプ、２０…位相検波回路、２１…波形メモ
リ。
実施例を示す構成図、第２図はパルスシーケンス
を示す図、第３図は画像データの処理のフローを
示すフローチヤート、第４図はデータの不連続性
を補償する処理方法の一例を説明するための図、
第５図は本発明において得られるエコー信号と従
来のパルスシーケンスにおいて得られるエコー信
号とを対比するための説明図、第６図はFID法の
パルスシーケンスを示す図、第７図はスピンエコ
ー法のパルスシーケンスを示す図である。１…マ
グネツトアセンブリ、２…主磁場コイル、３…勾
配磁場コイル、４…RF送信コイル、５…受信用
コイル、１１…コンピユータ、１２…表示器、１
３…コントローラ、１４…勾配磁場制御回路、１
５…静磁場制御回路、１６…高周波発振器、１７
…ゲート変調回路、１８…電力増幅器、１９…プ
リアンプ、２０…位相検波回路、２１…波形メモ
リ。
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 １ 核磁気共鳴信号を測定しその信号を用いてフ
ーリエ変換法により被検体の断層像を再構成する
ようにした核磁気共鳴撮像装置において、 下記の機能を有する制御手段を具備し、Ｓ／Ｎ
比および画質の向上を図り得るようにしたことを
特徴とする核磁気共鳴撮像装置。 記 (イ) 90゜励起パルスを印加した後極めて短時間に
スピン反転用の180゜パルスを印加する。 (ロ) 発生するスピンエコー信号について、前記
180゜パルス印加後スピンが集合するまでと、集
合後分散するまでの時間を非対称にサンプリン
グする。 (ハ) フーリエ面上でのデータ不足分は推定して補
間し、そのデータを用いてフーリエ変換処理を
行い再構成像を得る。
Priority Applications (4)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP60116180A JPS61272644A (ja) | 1985-05-29 | 1985-05-29 | 核磁気共鳴撮像装置 |
| US06/864,000 US4713616A (en) | 1985-05-29 | 1986-05-16 | Nuclear magnetic resonance imaging apparatus |
| GB8612146A GB2176012B (en) | 1985-05-29 | 1986-05-19 | Nuclear magnetic resonance imaging apparatus |
| DE19863617659 DE3617659A1 (de) | 1985-05-29 | 1986-05-26 | Nmr-abbildungsgeraet |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP60116180A JPS61272644A (ja) | 1985-05-29 | 1985-05-29 | 核磁気共鳴撮像装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS61272644A JPS61272644A (ja) | 1986-12-02 |
| JPH0241967B2 true JPH0241967B2 (ja) | 1990-09-20 |
Family
ID=14680781
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP60116180A Granted JPS61272644A (ja) | 1985-05-29 | 1985-05-29 | 核磁気共鳴撮像装置 |
Country Status (4)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US4713616A (ja) |
| JP (1) | JPS61272644A (ja) |
| DE (1) | DE3617659A1 (ja) |
| GB (1) | GB2176012B (ja) |
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-
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-
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- 1986-05-26 DE DE19863617659 patent/DE3617659A1/de not_active Withdrawn
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|---|---|---|---|
| EXPY | Cancellation because of completion of term |