JPH09117430A - 患者の脳の機能活動の時間及び局所分解表示方法及び装置 - Google Patents
患者の脳の機能活動の時間及び局所分解表示方法及び装置Info
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- JPH09117430A JPH09117430A JP8211658A JP21165896A JPH09117430A JP H09117430 A JPH09117430 A JP H09117430A JP 8211658 A JP8211658 A JP 8211658A JP 21165896 A JP21165896 A JP 21165896A JP H09117430 A JPH09117430 A JP H09117430A
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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
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Abstract
(57)【要約】
【課題】 相関に基づく機能的画像形成方法を改善し
て、従来技術の欠点を回避すること。 【解決手段】 刺激関数ｆ（ｔ）で、患者内に生理学的
過程を刺激し、前記刺激関数ｆ（ｔ）は、非周期的であ
り、該刺激関数の自己相関関数は、できる限り小さな二
次最大値を有しており、核磁気共鳴信号の励起及び読み
出し用のパルスシーケンスによって、時間及び局所分解
された核磁気共鳴信号を得て、画像情報に変換し、前述
の様にして得た情報の、前記刺激関数ｆ（ｔ）との時間
相関により、前記患者内の局所分解された活動の変化を
証明する。
て、従来技術の欠点を回避すること。 【解決手段】 刺激関数ｆ（ｔ）で、患者内に生理学的
過程を刺激し、前記刺激関数ｆ（ｔ）は、非周期的であ
り、該刺激関数の自己相関関数は、できる限り小さな二
次最大値を有しており、核磁気共鳴信号の励起及び読み
出し用のパルスシーケンスによって、時間及び局所分解
された核磁気共鳴信号を得て、画像情報に変換し、前述
の様にして得た情報の、前記刺激関数ｆ（ｔ）との時間
相関により、前記患者内の局所分解された活動の変化を
証明する。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、患者の脳の機能活
動の時間及び局所分解表示方法及び装置に関する。
動の時間及び局所分解表示方法及び装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】刺激により生じた、人間の大脳皮質での
脳活動を核スピントモグラフィを用いて証明することが
できる。その種の刺激実験は、例えば、可視的な刺激及
び指運動による第一運動皮質の周辺の刺激により行われ
る。機能的な脳検査は、他の技術、例えば、PET(Positr
on-Emissions-Tomographie)又はEEGを用いても行うこと
ができる。しかし、核スピントモグラフィを用いると、
著しく良好な局所分解能を達成することができる。
脳活動を核スピントモグラフィを用いて証明することが
できる。その種の刺激実験は、例えば、可視的な刺激及
び指運動による第一運動皮質の周辺の刺激により行われ
る。機能的な脳検査は、他の技術、例えば、PET(Positr
on-Emissions-Tomographie)又はEEGを用いても行うこと
ができる。しかし、核スピントモグラフィを用いると、
著しく良好な局所分解能を達成することができる。
【０００３】リアルタイムでのデータ収集により、核磁
気共鳴技術での制限された収集速度に基づいて、時間分
解能も制限される。従って、機能的画像形成用のデータ
取得を刺激によりトリガするということが提案されてい
る。その際、刺激に応じて、完全な画像データセットの
ために必要なローデータの一部分だけが得られる。
気共鳴技術での制限された収集速度に基づいて、時間分
解能も制限される。従って、機能的画像形成用のデータ
取得を刺激によりトリガするということが提案されてい
る。その際、刺激に応じて、完全な画像データセットの
ために必要なローデータの一部分だけが得られる。
【０００４】J. Frahm 他により、SMRM/SMRI Workshop:
Functional Imaging of the Brain,Arlington, 1993年
6月17日〜19日において、データ取得を、脳活動の周期
的な繰り返しをトリガするという課題と同期させること
が提案されている。比肩し得る方法は、既に、心臓運動
の「フィルム撮影」用に使用されている(例えば、Denni
s Atkinson 他の“Cineangiography of the Heart in a
Single Breath Hold with a Segmented Turbo FLASH S
equence”Radiology, 1991年、178、第357頁〜第360
頁)。
Functional Imaging of the Brain,Arlington, 1993年
6月17日〜19日において、データ取得を、脳活動の周期
的な繰り返しをトリガするという課題と同期させること
が提案されている。比肩し得る方法は、既に、心臓運動
の「フィルム撮影」用に使用されている(例えば、Denni
s Atkinson 他の“Cineangiography of the Heart in a
Single Breath Hold with a Segmented Turbo FLASH S
equence”Radiology, 1991年、178、第357頁〜第360
頁)。
【０００５】機能的画像形成の問題は、刺激乃至脳活動
により生じた信号変化を、他の信号変化、例えば、運動
により生じた信号変化から区別することにある。そのた
めに、論文P.A.Bandettini 他の“Processing Strategi
es for Time-Course Data Sets in Functional MRI of
the Human Brain”, Magnetic Resonance in Medicine,
30,第161頁〜第173頁(1993年)において、特に、各パイ
クセル毎に、刺激関数と得られた時間的信号経過特性と
の相関係数を算出することが提案されている。その提案
では、刺激関数として、ポーズによって分離された、周
期的に繰り返される刺激が使用されている。しかし、周
期的な刺激関数は、幾つかの欠点がある。即ち: −周期的な障害過程(例えば、心拍、呼吸)は、活動信号
から区別することができず、「生理的ノイズ」として現
れる。繰り返し周期の整数倍の遅れを示す過程は、同様
に、正確に検出することができない。この実験を長くす
ると、この場合には、障害を比較的良好に抑圧すること
ができなくなってしまう。
により生じた信号変化を、他の信号変化、例えば、運動
により生じた信号変化から区別することにある。そのた
めに、論文P.A.Bandettini 他の“Processing Strategi
es for Time-Course Data Sets in Functional MRI of
the Human Brain”, Magnetic Resonance in Medicine,
30,第161頁〜第173頁(1993年)において、特に、各パイ
クセル毎に、刺激関数と得られた時間的信号経過特性と
の相関係数を算出することが提案されている。その提案
では、刺激関数として、ポーズによって分離された、周
期的に繰り返される刺激が使用されている。しかし、周
期的な刺激関数は、幾つかの欠点がある。即ち: −周期的な障害過程(例えば、心拍、呼吸)は、活動信号
から区別することができず、「生理的ノイズ」として現
れる。繰り返し周期の整数倍の遅れを示す過程は、同様
に、正確に検出することができない。この実験を長くす
ると、この場合には、障害を比較的良好に抑圧すること
ができなくなってしまう。
【０００６】−更に、周期的な刺激関数は、不均一な周
波数スペクトルを有している。従って、所定のスペクト
ル成分は、刺激により、極めて僅かしか、又は、全く励
起されなくなってしまう。その結果、系に起因する誤差
が、系の識別、即ち、数学的モデルのパラメータの決定
の際に入り込んでしまう。
波数スペクトルを有している。従って、所定のスペクト
ル成分は、刺激により、極めて僅かしか、又は、全く励
起されなくなってしまう。その結果、系に起因する誤差
が、系の識別、即ち、数学的モデルのパラメータの決定
の際に入り込んでしまう。
【０００７】
【発明が解決しようとする課題】本発明の課題は、相関
に基づく機能的画像形成方法を改善して、上述の欠点を
回避することにある。
に基づく機能的画像形成方法を改善して、上述の欠点を
回避することにある。
【０００８】
【課題を解決するための手段】この課題は、本発明によ
ると、 ａ） 刺激関数ｆ（ｔ）で、患者（１）内に生理学的過
程を刺激し、 ｃ） 前記刺激関数ｆ（ｔ）は、非周期的であり、該刺
激関数の自己相関関数は、できる限り小さな二次最大値
を有しており、 ｄ） 核磁気共鳴信号の励起及び読み出し用のパルスシ
ーケンスによって、時間及び局所分解された核磁気共鳴
信号を得て、画像情報に変換し、 ｅ） 前述の様にして得た情報の、前記刺激関数ｆ
（ｔ）との時間相関により、前記患者内の局所分解され
た活動の変化を証明するようにすることにより解決され
る。
ると、 ａ） 刺激関数ｆ（ｔ）で、患者（１）内に生理学的過
程を刺激し、 ｃ） 前記刺激関数ｆ（ｔ）は、非周期的であり、該刺
激関数の自己相関関数は、できる限り小さな二次最大値
を有しており、 ｄ） 核磁気共鳴信号の励起及び読み出し用のパルスシ
ーケンスによって、時間及び局所分解された核磁気共鳴
信号を得て、画像情報に変換し、 ｅ） 前述の様にして得た情報の、前記刺激関数ｆ
（ｔ）との時間相関により、前記患者内の局所分解され
た活動の変化を証明するようにすることにより解決され
る。
【０００９】
【発明の実施の形態】本発明の有利な実施例は、従属請
求項に記載されている。
求項に記載されている。
【００１０】
【実施例】以下、本発明の実施例について、図１〜図４
を用いて詳細に説明する。
を用いて詳細に説明する。
【００１１】図１の略図に応じて、患者１は、マグネッ
ト２内に挿入され、このマグネットは、基底磁場の形成
のために使用され、更に、分かり易くするために、図示
していない、グラジエント磁場形成用の構成部、並び
に、高周波パルスの送受信用の高周波アンテナを有して
いる。グラジエントコイル及び高周波アンテナは、プロ
セッサユニット４に接続されている。ＭＲ装置の機能に
関しては、その構成が従来装置に相応している限りで、
公知のものとして前提されている。
ト２内に挿入され、このマグネットは、基底磁場の形成
のために使用され、更に、分かり易くするために、図示
していない、グラジエント磁場形成用の構成部、並び
に、高周波パルスの送受信用の高周波アンテナを有して
いる。グラジエントコイル及び高周波アンテナは、プロ
セッサユニット４に接続されている。ＭＲ装置の機能に
関しては、その構成が従来装置に相応している限りで、
公知のものとして前提されている。
【００１２】パルス発生器５により、刺激関数が発生さ
れ、この刺激関数により、例えば、光送信機３が制御さ
れる。しかし、例えば、電気的に刺激することもでき、
又は、患者は、例えば、光学的信号により、刺激関数に
応じて運動を行うようにすることもできる。
れ、この刺激関数により、例えば、光送信機３が制御さ
れる。しかし、例えば、電気的に刺激することもでき、
又は、患者は、例えば、光学的信号により、刺激関数に
応じて運動を行うようにすることもできる。
【００１３】プロセッサユニット４で得られたＭＲデー
タ及びパルス発生器５で発生された刺激関数は、相関計
算ユニット６で相互に相関される。その様にして得られ
たデータは、モニター８で表示される。
タ及びパルス発生器５で発生された刺激関数は、相関計
算ユニット６で相互に相関される。その様にして得られ
たデータは、モニター８で表示される。
【００１４】プロセッサユニット４、相関計算ユニット
６及びパルス発生器５は、中央制御計算機７により制御
される。
６及びパルス発生器５は、中央制御計算機７により制御
される。
【００１５】必要なＭＲデータは、時間及び位置分解能
に関してできる限り速く得る必要がある。従って、第一
に、高速パルスシーケンスが使用される。今日の水準に
よるＭＲ画像形成シーケンスは、いわゆるＥＰＩ（エコ
ープラナー画像形成）シーケンスであり、例えば、図３
ａ〜ｅに略示されている。しかし、このシーケンスは、
一実施例に過ぎず、他の高速パルシーケンス、例えば、
ターボスピンエコーシーケンス、ＦＩＳＰ又はＦＬＡＳ
Ｈシーケンスも用いることができる。
に関してできる限り速く得る必要がある。従って、第一
に、高速パルスシーケンスが使用される。今日の水準に
よるＭＲ画像形成シーケンスは、いわゆるＥＰＩ（エコ
ープラナー画像形成）シーケンスであり、例えば、図３
ａ〜ｅに略示されている。しかし、このシーケンスは、
一実施例に過ぎず、他の高速パルシーケンス、例えば、
ターボスピンエコーシーケンス、ＦＩＳＰ又はＦＬＡＳ
Ｈシーケンスも用いることができる。
【００１６】ＥＰＩシーケンスの場合、先ず、図３に相
応して、高周波パルスＲＦが照射される。それと同時
に、図３ｂによると、スライス選択グラジエントＳＳが
作用し、従って、高周波パルスＲＦの周波数スペクトル
及びスライス選択グラジエントＳＳに依存して、被検対
象のスライスだけが励起される。スライス選択グラジエ
ントＳＳの正の部分パルスには、負の部分パルスが続
き、この負の部分パルスにより、正の部分パルスによっ
て生じたディフェージングが再び戻される。
応して、高周波パルスＲＦが照射される。それと同時
に、図３ｂによると、スライス選択グラジエントＳＳが
作用し、従って、高周波パルスＲＦの周波数スペクトル
及びスライス選択グラジエントＳＳに依存して、被検対
象のスライスだけが励起される。スライス選択グラジエ
ントＳＳの正の部分パルスには、負の部分パルスが続
き、この負の部分パルスにより、正の部分パルスによっ
て生じたディフェージングが再び戻される。
【００１７】スライス選択グラジエントＳＳの負の部分
パルスと同時に、図３ｃ、ｄによると、プリフェージン
グパルスＰＶＣ，ＲＯＶが位相エンコード方向乃至読み
出し方向に照射される。
パルスと同時に、図３ｃ、ｄによると、プリフェージン
グパルスＰＶＣ，ＲＯＶが位相エンコード方向乃至読み
出し方向に照射される。
【００１８】続いて、読み出しグラジエントＲＯが、交
互に切り替わる極性で照射される。読み出しグラジエン
トＲＯの、交互に切り替わる符号によって、核磁気共鳴
信号が繰り返しリフェージングされ、その際、読み出し
グラジエントＲＯの各部分パルス毎に信号Ｓが生じる。
互に切り替わる極性で照射される。読み出しグラジエン
トＲＯの、交互に切り替わる符号によって、核磁気共鳴
信号が繰り返しリフェージングされ、その際、読み出し
グラジエントＲＯの各部分パルス毎に信号Ｓが生じる。
【００１９】信号Ｓは、それぞれ種々異なって位相エン
コードされ、その際、信号毎の位相は、各信号間の小さ
な位相エンコードパルスＰＣによって続けて接続され
る。
コードされ、その際、信号毎の位相は、各信号間の小さ
な位相エンコードパルスＰＣによって続けて接続され
る。
【００２０】信号Ｓは、位相に応じて復調されて、走査
線でデジタル化される。信号毎に、得られたデジタル値
が、ローデータマトリックスの一ラインに記録される。
ＥＰＩ法の最も速い態様である、いわゆる「シングルシ
ョット−ＥＰＩ」では、一画像に対して完全なローデー
タセットを形成するために、個別励起毎に充分に多数の
信号Ｓが得られる。画像は、公知の様に、ローデータマ
トリックスから二次元フーリエ変換により得られる。
線でデジタル化される。信号毎に、得られたデジタル値
が、ローデータマトリックスの一ラインに記録される。
ＥＰＩ法の最も速い態様である、いわゆる「シングルシ
ョット−ＥＰＩ」では、一画像に対して完全なローデー
タセットを形成するために、個別励起毎に充分に多数の
信号Ｓが得られる。画像は、公知の様に、ローデータマ
トリックスから二次元フーリエ変換により得られる。
【００２１】機能的な画像形成のために、位置分解のみ
ならず、信号の時間分解も行わなければならない。その
ために、図示のシーケンスは、できる限り速く繰り返さ
れ、その結果、順次連続した種々異なる時点に配属され
た画像データが得られる。
ならず、信号の時間分解も行わなければならない。その
ために、図示のシーケンスは、できる限り速く繰り返さ
れ、その結果、順次連続した種々異なる時点に配属され
た画像データが得られる。
【００２２】一画像データセットの最も小さな要素は、
パイクセルと呼ばれる。機能的な画像形成では、一般
に、２５６×２５６パイクセルの典型的な分解能の慣用
の画像よりも粗の分解能で画像形成される。
パイクセルと呼ばれる。機能的な画像形成では、一般
に、２５６×２５６パイクセルの典型的な分解能の慣用
の画像よりも粗の分解能で画像形成される。
【００２３】図２には、この方法の流れ図が示されてい
る。その際、核磁気共鳴信号の励起及び読み出しのパル
スシーケンスと、刺激関数とが相互に独立して行われ
る。両方とも、中央制御計算機７により、クロック制御
されるが、例えば、刺激関数によるパルスシーケンスの
トリガ制御は、行われない。このパルスシーケンスに基
づいて、ローデータセット、及び、このローデータセッ
トから再び二次元フーリエ変換によって画像データセッ
トが得られる。画像データマトリックス内のローデータ
マトリックス乃至各パイクセル内の各データに対して、
時間的な信号経過特性が得られる。続いて、この信号経
過特性と刺激関数との相互相関が行われる。
る。その際、核磁気共鳴信号の励起及び読み出しのパル
スシーケンスと、刺激関数とが相互に独立して行われ
る。両方とも、中央制御計算機７により、クロック制御
されるが、例えば、刺激関数によるパルスシーケンスの
トリガ制御は、行われない。このパルスシーケンスに基
づいて、ローデータセット、及び、このローデータセッ
トから再び二次元フーリエ変換によって画像データセッ
トが得られる。画像データマトリックス内のローデータ
マトリックス乃至各パイクセル内の各データに対して、
時間的な信号経過特性が得られる。続いて、この信号経
過特性と刺激関数との相互相関が行われる。
【００２４】冒頭に挙げた欠点を回避するために、刺激
関数は、非周期的でなければならず、自己相関関数の二
次最大値(Nebenmaxima)に関して最適化する必要があ
る。例えば、±１Ｓ，ａ０，ａ１，・・・ａＮ−１及び
長さＮの形式の「＋１」及び「−１」のシーケンスの２
進符号を用いることができる。その際、自己相関関数Ｓ
ｋは、以下のように定義される：
関数は、非周期的でなければならず、自己相関関数の二
次最大値(Nebenmaxima)に関して最適化する必要があ
る。例えば、±１Ｓ，ａ０，ａ１，・・・ａＮ−１及び
長さＮの形式の「＋１」及び「−１」のシーケンスの２
進符号を用いることができる。その際、自己相関関数Ｓ
ｋは、以下のように定義される：
【００２５】
【数１】
【００２６】論文A.M.Kerdock他の“Longest Binary Pu
lse Compression Codes with GivenPeak Sidelobe LEve
ls” Proceedings of the IEEE,Vol. 74, 2号,1986年2
月、366頁に、上述の観点で最適化される種々の長さの
符号が示されている。符号長Ｎ＝１３の場合には、１６
進形では、例えば：１Ｆ３５である。その様な符号の自
己相関関数で二次最大値を最小化するということは、つ
まり、平坦な電力スペクトルにするということであり、
信号源を関数の長さと共に大きく増大して最適に抑制す
るということである。その様な刺激関数の、時間依存関
数（各パイクセル毎にＭＲデータから得られる）での相
互相関により、ＭＲデータから、刺激関数の影響を減算
することができる。障害過程（例えば、運動（呼吸、心
臓鼓動、脈動ＣＳＦ）による）は、相互相関で、充分に
除去される。パイクセル毎にＭＲデータから得られる時
間関数ｇ（ｔ）での刺激関数ｆ（ｔ）の相互相関Ψ
ｃｒｏｓｓは、以下の数学的関係に基づいている：
lse Compression Codes with GivenPeak Sidelobe LEve
ls” Proceedings of the IEEE,Vol. 74, 2号,1986年2
月、366頁に、上述の観点で最適化される種々の長さの
符号が示されている。符号長Ｎ＝１３の場合には、１６
進形では、例えば：１Ｆ３５である。その様な符号の自
己相関関数で二次最大値を最小化するということは、つ
まり、平坦な電力スペクトルにするということであり、
信号源を関数の長さと共に大きく増大して最適に抑制す
るということである。その様な刺激関数の、時間依存関
数（各パイクセル毎にＭＲデータから得られる）での相
互相関により、ＭＲデータから、刺激関数の影響を減算
することができる。障害過程（例えば、運動（呼吸、心
臓鼓動、脈動ＣＳＦ）による）は、相互相関で、充分に
除去される。パイクセル毎にＭＲデータから得られる時
間関数ｇ（ｔ）での刺激関数ｆ（ｔ）の相互相関Ψ
ｃｒｏｓｓは、以下の数学的関係に基づいている：
【００２７】
【数２】
【００２８】この相互相関の結果は、各パイクセル毎に
モニターに表示することができる。
モニターに表示することができる。
【００２９】図４には、各パイクセル毎の信号の時間経
過特性について略示されている。図２に関して既述した
ように、相関分析により、刺激関数と該刺激関数により
開始された脳活動との関係が形成される。それから、こ
の相関分析の結果は、再びパイクセル毎にモニターに表
示することができる。その際、所定の脳領域、即ち、対
応したパイクセルを選定して、この脳領域で、相関分析
の結果を考察することができる。
過特性について略示されている。図２に関して既述した
ように、相関分析により、刺激関数と該刺激関数により
開始された脳活動との関係が形成される。それから、こ
の相関分析の結果は、再びパイクセル毎にモニターに表
示することができる。その際、所定の脳領域、即ち、対
応したパイクセルを選定して、この脳領域で、相関分析
の結果を考察することができる。
【００３０】
【発明の効果】相関に基づく機能的画像形成方法を改善
して、従来技術の欠点を回避することができる。
して、従来技術の欠点を回避することができる。
【図１】機能的画像形成用MR装置の構成略図
【図２】本発明の方法の流れ図
【図３】本発明の方法を実施するためのパルスシーケン
ス
ス
【図４】個別パイクセルでの信号経過特性の略図
２ マグネット ３ 光送信機 ４ プロセッサユニット ５ パルス発生器 ６ 相関計算ユニット ７ 中央制御計算機 ＲＦ 高周波パルス ＳＳ スライス選択グラジエント ＰＣ 位相エンコードパルス Ｒ０ 読み出しグラジエント Ｓ 信号
Claims (5)
- 【請求項１】 核磁気共鳴を用いた、患者の脳の機能活
動の時間及び局所分解表示方法において、 ａ） 刺激関数ｆ（ｔ）で、患者（１）内に生理学的過
程を刺激し、 ｃ） 前記刺激関数ｆ（ｔ）は、非周期的であり、該刺
激関数の自己相関関数は、できる限り小さな二次最大値
を有しており、 ｄ） 核磁気共鳴信号の励起及び読み出し用のパルスシ
ーケンスによって、時間及び局所分解された核磁気共鳴
信号を得て、画像情報に変換し、 ｅ） 前述の様にして得た情報の、前記刺激関数ｆ
（ｔ）との時間相関により、前記患者内の局所分解され
た活動の変化を証明することを特徴とする患者の脳の機
能活動の時間及び局所分解表示方法。 - 【請求項２】 ステップｅ）による相関の結果を、相互
相関画像として表示する請求項１記載の方法。 - 【請求項３】 刺激関数ｆ（ｔ）として、２進符号を使
用する請求項１又は２記載の方法。 - 【請求項４】 刺激関数ｆ（ｔ）を、患者（１）にとっ
て行動のための指示として設けた請求項１〜３までの何
れか１記載の方法。 - 【請求項５】 患者（１）の脳の機能活動の時間及び局
所分解表示装置において、 ａ） 核磁気共鳴信号の励起及び読み出し用並びに該核
磁気共鳴信号から各データセットを得るための、制御計
算機（４）を備えたＭＲ−装置（２）と、 ｂ） 刺激パルス関数を患者（１）に送出する関数発生
器（５）とを有しており、該関数発生器（５）では、前
記刺激パルスは、非周期関数による経過特性を有してお
り、該非周期関数の自己相関関数はできる限り小さな二
次最大値を有しており、 ｃ） 前記各データセット及び刺激関数を供給する相関
計算ユニット（６）を有していることを特徴とする患者
の脳の機能活動の時間及び局所分解表示装置。
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|---|---|---|---|
| DE19529639A DE19529639C2 (de) | 1995-08-11 | 1995-08-11 | Verfahren zur zeit- und ortsaufgelösten Darstellung funktioneller Gehirnaktivitäten eines Patienten und Anordnung zur Durchführung des Verfahrens |
| DE19529639.7 | 1995-08-11 |
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|---|---|
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| JP3638382B2 JP3638382B2 (ja) | 2005-04-13 |
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ID=7769306
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
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| JP21165896A Expired - Lifetime JP3638382B2 (ja) | 1995-08-11 | 1996-08-09 | 患者の脳の機能活動の時間及び局所分解表示装置 |
Country Status (3)
| Country | Link |
|---|---|
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| JP (1) | JP3638382B2 (ja) |
| DE (1) | DE19529639C2 (ja) |
Cited By (2)
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| JP2017023548A (ja) * | 2015-07-24 | 2017-02-02 | 国立研究開発法人情報通信研究機構 | 推定方法および推定システム |
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1995
- 1995-08-11 DE DE19529639A patent/DE19529639C2/de not_active Expired - Lifetime
-
1996
- 1996-08-09 JP JP21165896A patent/JP3638382B2/ja not_active Expired - Lifetime
- 1996-08-09 US US08/694,748 patent/US5662112A/en not_active Expired - Lifetime
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|---|---|
| JP3638382B2 (ja) | 2005-04-13 |
| DE19529639C2 (de) | 1997-06-19 |
| DE19529639A1 (de) | 1997-02-13 |
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