JP2556085B2 - Ｍｒｉ装置 - Google Patents
Ｍｒｉ装置Info
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- JP2556085B2 JP2556085B2 JP63048201A JP4820188A JP2556085B2 JP 2556085 B2 JP2556085 B2 JP 2556085B2 JP 63048201 A JP63048201 A JP 63048201A JP 4820188 A JP4820188 A JP 4820188A JP 2556085 B2 JP2556085 B2 JP 2556085B2
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- Japan
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- gain
- subject
- signal
- input gain
- input
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Description
この発明は、MRI装置に関し、特にその入力信号（受
信したNMR信号）のレベル調整のための構成の改善に関
する。
信したNMR信号）のレベル調整のための構成の改善に関
する。
MRI装置では、撮像するスライス厚さが厚いほど励起
スピンの量が多いためNMR信号は大きくなる。また、MRI
の撮像シーケンスは大きく分けてスピンエコーシーケン
ス（180゜パルスを用いてスピンの位相を揃える）とフ
ィールドエコーシーケンス（傾斜磁場の反転によりスピ
ンの位相を揃える）とがあるが、これらにより受信信号
のレベルは大きく異なる。さらに一般の増幅回路の特性
により設定する入力ゲインと得られる信号の大きさはリ
ニアな関係になく、スライス厚さと信号の大きさとの間
の関係はリニアではなく、また信号の大きさはアンテナ
の形状（ボディアンテナやヘッドアンテナなど）やチュ
ーニング状態や室温にも依存するので、入力ゲインの補
正をすることも困難である。 そこで、従来のMRI装置では、スキャンごとにその直
前に最適に入力ゲインを探して自動調整するための動作
を行なうよう構成されていたり、あるいは患者（被検
者）が交代するごとにスキャンを始める前に１回だけこ
のゲインの自動調整動作を行なうよう構成されていた。
スピンの量が多いためNMR信号は大きくなる。また、MRI
の撮像シーケンスは大きく分けてスピンエコーシーケン
ス（180゜パルスを用いてスピンの位相を揃える）とフ
ィールドエコーシーケンス（傾斜磁場の反転によりスピ
ンの位相を揃える）とがあるが、これらにより受信信号
のレベルは大きく異なる。さらに一般の増幅回路の特性
により設定する入力ゲインと得られる信号の大きさはリ
ニアな関係になく、スライス厚さと信号の大きさとの間
の関係はリニアではなく、また信号の大きさはアンテナ
の形状（ボディアンテナやヘッドアンテナなど）やチュ
ーニング状態や室温にも依存するので、入力ゲインの補
正をすることも困難である。 そこで、従来のMRI装置では、スキャンごとにその直
前に最適に入力ゲインを探して自動調整するための動作
を行なうよう構成されていたり、あるいは患者（被検
者）が交代するごとにスキャンを始める前に１回だけこ
のゲインの自動調整動作を行なうよう構成されていた。
しかしながら、スキャンごとにゲイン自動調整動作を
行なう場合には、スキャンの前に常に10秒程度の時間を
余分に要することになり、特に高速撮像の場合に余分な
時間の追加による全体の検査時間の延長が問題となる。
また、異なる撮像シーケンスにより得た各画像データよ
り、T1像、T2像、プロトン密度像あるいはこれらからの
合成画像を計算できるのがMRI装置のメリットである
が、毎スキャンでゲインを変えると絶対的な信号レベル
が分からなくなり、このような計算ができなくなること
も問題である。 一方、患者に対して１回だけゲイン自動調整動作を行
なう場合には、時間の節約ができ、また常に計算画像の
利用が可能である。しかし、上記のようにMRI装置では
異なる撮像シーケンスにより、またスライス厚さにより
受信信号レベルが大きく異なるので、非常に広範囲な信
号のダイナミックレンジが必要となり、特に厚いスライ
スからNMR信号を採取する場合（たとえば３次元フーリ
エ変換法やアンギオの場合）に信号のオーバーフローが
生じたり、また薄いスライスで高速にデータを収集する
場合に信号レベルが低いことにより画像のS/N比の劣化
をもたらすという問題がある。 この発明は、入力ゲインの自動調整動作の回数を最小
にすることができるとともに受信信号のダイナミックレ
ンジの問題も解決でき、しかも常に計算画像も利用でき
るように改善したMRI装置を提供することを目的とす
る。
行なう場合には、スキャンの前に常に10秒程度の時間を
余分に要することになり、特に高速撮像の場合に余分な
時間の追加による全体の検査時間の延長が問題となる。
また、異なる撮像シーケンスにより得た各画像データよ
り、T1像、T2像、プロトン密度像あるいはこれらからの
合成画像を計算できるのがMRI装置のメリットである
が、毎スキャンでゲインを変えると絶対的な信号レベル
が分からなくなり、このような計算ができなくなること
も問題である。 一方、患者に対して１回だけゲイン自動調整動作を行
なう場合には、時間の節約ができ、また常に計算画像の
利用が可能である。しかし、上記のようにMRI装置では
異なる撮像シーケンスにより、またスライス厚さにより
受信信号レベルが大きく異なるので、非常に広範囲な信
号のダイナミックレンジが必要となり、特に厚いスライ
スからNMR信号を採取する場合（たとえば３次元フーリ
エ変換法やアンギオの場合）に信号のオーバーフローが
生じたり、また薄いスライスで高速にデータを収集する
場合に信号レベルが低いことにより画像のS/N比の劣化
をもたらすという問題がある。 この発明は、入力ゲインの自動調整動作の回数を最小
にすることができるとともに受信信号のダイナミックレ
ンジの問題も解決でき、しかも常に計算画像も利用でき
るように改善したMRI装置を提供することを目的とす
る。
上記の目的を達成するため、この発明によるMRI装置
においては、被検体に対して静磁場を印加する手段と、
被検体に対して傾斜磁場を印加する手段と、被検体をRF
信号で励起する手段と、被検体からのNMR信号を受信す
る手段と、受信したNMR信号を増幅するゲイン変更可能
な増幅手段と、この増幅手段を経たNMR信号を検波・サ
ンプリング・A/D変換してデータ収集する手段と、実際
の個々の被検体ごとに撮像シーケンスの種類及び撮像ス
ライスの厚さに応じた入力ゲインを記憶する手段と、ス
キャンに先立って上記記憶手段から同じ条件のスキャン
についての入力ゲインを読み出して上記の増幅手段に設
定し、この入力ゲインの記憶がない場合にはこれから行
うスキャンと同一条件で被検体を励起しNMR信号を受信
して最適入力ゲインを自動探索してその入力ゲインを上
記記憶手段に記憶するとともに上記の増幅手段に設定す
る手段とを有する。
においては、被検体に対して静磁場を印加する手段と、
被検体に対して傾斜磁場を印加する手段と、被検体をRF
信号で励起する手段と、被検体からのNMR信号を受信す
る手段と、受信したNMR信号を増幅するゲイン変更可能
な増幅手段と、この増幅手段を経たNMR信号を検波・サ
ンプリング・A/D変換してデータ収集する手段と、実際
の個々の被検体ごとに撮像シーケンスの種類及び撮像ス
ライスの厚さに応じた入力ゲインを記憶する手段と、ス
キャンに先立って上記記憶手段から同じ条件のスキャン
についての入力ゲインを読み出して上記の増幅手段に設
定し、この入力ゲインの記憶がない場合にはこれから行
うスキャンと同一条件で被検体を励起しNMR信号を受信
して最適入力ゲインを自動探索してその入力ゲインを上
記記憶手段に記憶するとともに上記の増幅手段に設定す
る手段とを有する。
MRI装置における撮像シーケンスは、大きく言ってス
ピンエコーシーケンスとフィールドエコーシーケンスと
に分けられる。前者は一般に撮像時間が長くなるが、NM
R信号の受信レベルは大きく、種々のコントラストをつ
けた良質な画像を得ることができる。これに対して、後
者のシーケンスでは、信号レベルは小さく、画質的にも
前者に劣る画像しか得られないが、高速のスキャンに適
しており、そのため、吸収などの動きのある場合に強
い。 しかし、これらのシーケンスではデータのT1,T2,プロ
トン密度の関数としての画像への寄与形態が異なるた
め、両者混合して計算画像に使用することはできない。 また、スライス厚さが異なる場合には、当然信号量が
異なるので、スライス厚さの異なるデータを計算画像に
使うことはできない。 そこで、これらに着目すれば、撮像シーケンスやスラ
イス厚さが違う場合は計算画像の利用はできないのであ
るから、入力ゲインを変えてダイナミックレンジの問題
を解決すべきであり、また、撮像シーケンスやスライス
厚さが同じ場合は同じ入力ゲインとする方が計算画像の
利用の点から好ましいこととなる。 そのため、一人の患者（被検体）について各スキャン
ごとに最適入力ゲインを自動探索し、その条件（撮像シ
ーケンスの種類、スライス厚さ）に応じてその入力ゲイ
ンを記憶し、それを後に行なわれる同じ条件のスキャン
の入力ゲインとして使用するよう構成すれば、ゲイン自
動調整のための動作を行なわずにすまして検査時間を短
縮することができ、ゲイン自動調整動作の回数を最小に
できるとともに、ダイナミックレンジの問題も解決で
き、さらに計算画像の利用の点でも問題を生じさせな
い。
ピンエコーシーケンスとフィールドエコーシーケンスと
に分けられる。前者は一般に撮像時間が長くなるが、NM
R信号の受信レベルは大きく、種々のコントラストをつ
けた良質な画像を得ることができる。これに対して、後
者のシーケンスでは、信号レベルは小さく、画質的にも
前者に劣る画像しか得られないが、高速のスキャンに適
しており、そのため、吸収などの動きのある場合に強
い。 しかし、これらのシーケンスではデータのT1,T2,プロ
トン密度の関数としての画像への寄与形態が異なるた
め、両者混合して計算画像に使用することはできない。 また、スライス厚さが異なる場合には、当然信号量が
異なるので、スライス厚さの異なるデータを計算画像に
使うことはできない。 そこで、これらに着目すれば、撮像シーケンスやスラ
イス厚さが違う場合は計算画像の利用はできないのであ
るから、入力ゲインを変えてダイナミックレンジの問題
を解決すべきであり、また、撮像シーケンスやスライス
厚さが同じ場合は同じ入力ゲインとする方が計算画像の
利用の点から好ましいこととなる。 そのため、一人の患者（被検体）について各スキャン
ごとに最適入力ゲインを自動探索し、その条件（撮像シ
ーケンスの種類、スライス厚さ）に応じてその入力ゲイ
ンを記憶し、それを後に行なわれる同じ条件のスキャン
の入力ゲインとして使用するよう構成すれば、ゲイン自
動調整のための動作を行なわずにすまして検査時間を短
縮することができ、ゲイン自動調整動作の回数を最小に
できるとともに、ダイナミックレンジの問題も解決で
き、さらに計算画像の利用の点でも問題を生じさせな
い。
つぎにこの発明の好ましい一実施例について図面を参
照しながら説明すると、図において、被検体１は、静磁
場発生装置２より発生された均一静磁場空間内に置かれ
る。傾斜磁場発生装置３は、この被検体１が置かれた空
間にＸ方向、Ｙ方向、Ｚ方向（X,Y,Zは直交３軸方向）
にそれぞれ磁場強度が傾斜する傾斜磁場Gx、Gy、Gzを印
加する。この被検体１の近辺に、この被検体１を励起す
るためのRF信号を送信したり、被検体１からのNMR信号
を受信するためのアンテナ４が配置される。 傾斜磁場Gx、Gy、Gz及び励起用RF信号は所定のパルス
状に発生させられる。すなわち、制御用コンピュータ５
の制御のもとに波形発生器６が各波形を発生し、これに
基づき傾斜磁場発生装置３が制御される。他方、RF信号
発振器７より発生したRF信号は変調回路８において波形
発生器６からの変調信号に基づいて変調されてその波形
が制御され、RF電力増幅器９を経てアンテナ４に送られ
る。 被検体１において発生したNMR信号はアンテナ４で受
信され、入力増幅器10を経て位相検波回路11に送られ、
位相検波される。検波出力はサンプリング及びA/D変換
器12でサンプリングされるとともにA/D変換され、こう
して得られたデジタルデータが主コンピュータ13に取り
込まれる。 ここで、入力増幅器10のゲインは制御用コンピュータ
５によって制御されている。すなわち、スキャンの開始
のたびにそれがスピンエコーシーケンスによるものであ
るかフィールドエコーシーケンスによるものであるかの
区別と設定されたスライス厚さとに応じて入力増幅器10
のゲインが自動設定される。記憶装置14はスピンエコー
シーケンスとフィールドエコーシーケンスとの区別及び
スライス厚さに対応した入力増幅器10のゲインを被検体
ごとに保持するテーブル（このテーブルはたとえば次の
表に示すようなものである）として機能し、制御用コン
ピュータ５がこのテーブルを参照して、設定されたシー
ケンスの区別及びスライス厚さに対応するゲインがその
被検体１についてすでに記憶されているかを判定し、記
憶されている場合にはそのゲインに基づいて入力増幅器
10のゲイン設定を行なう。 これに対して、ある被検体１についてアンテナ４のチ
ューニングなどの前処理を行なった後ゲイン記憶テーブ
ルをクリアしてその被検体１について最初にスキャンを
行なおうとする場合や、これから行なおうとするスキャ
ンのシーケンス及び厚さに対応するゲインがその被検体
１について未だテーブルに記憶されていない場合には、
ゲイン自動設定用プログラムをスタートさせ、これから
行なおうとするスキャンと同じ条件で被検体１を励起
し、NMR信号を受信してみて最適なゲインを探し、それ
をテーブルに書き込むとともに入力増幅器10の設定を行
なう。 こうして入力ゲインを設定した後、スキャンを行ない
データ収集して主コンピュータ13によりNMR画像を再構
成する。 このようにある患者（被検体１）について条件を変更
して多数のスキャンを行ない、種々の画像を得ていく場
合、記憶装置14を参照することによって前に同じ条件の
スキャンがおこなわれたときはそのゲインをそのまま採
用することができ、ゲインの自動設定動作を行なう回数
を最小にできる。また、１スキャンずつ最適のゲイン設
定を行なっているため、受信信号のダイナミックレンジ
の問題も解決される。さらに、同じ撮像シーケンス・ス
ライス厚さのスキャンについては同じ入力ゲインとなる
ので、これらから得たデータにより計算画像を利用でき
る。 なお、入力増幅器10のゲインはスライス厚さに対して
リニアな関係にはないが、スライス厚さの変化が少ない
ときは補間した値を使用することができる。そこで、あ
る厚さのゲインがテーブルに保持されていない場合、そ
の近辺のゲインを使ってその厚さのゲインを求め、たと
えば厚さ10mmのゲインと厚さ5mmのゲインとがテーブル
に保持されていればこれらから線形補間によって厚さ8m
mのゲインを求め、この値を入力増幅器10のゲインとし
て設定することができる。 また、上記ではゲイン記憶テーブルを記憶装置14とい
うハードウェアで構成しているが、ソフトウェアにより
これを実現することももちろんできる。
照しながら説明すると、図において、被検体１は、静磁
場発生装置２より発生された均一静磁場空間内に置かれ
る。傾斜磁場発生装置３は、この被検体１が置かれた空
間にＸ方向、Ｙ方向、Ｚ方向（X,Y,Zは直交３軸方向）
にそれぞれ磁場強度が傾斜する傾斜磁場Gx、Gy、Gzを印
加する。この被検体１の近辺に、この被検体１を励起す
るためのRF信号を送信したり、被検体１からのNMR信号
を受信するためのアンテナ４が配置される。 傾斜磁場Gx、Gy、Gz及び励起用RF信号は所定のパルス
状に発生させられる。すなわち、制御用コンピュータ５
の制御のもとに波形発生器６が各波形を発生し、これに
基づき傾斜磁場発生装置３が制御される。他方、RF信号
発振器７より発生したRF信号は変調回路８において波形
発生器６からの変調信号に基づいて変調されてその波形
が制御され、RF電力増幅器９を経てアンテナ４に送られ
る。 被検体１において発生したNMR信号はアンテナ４で受
信され、入力増幅器10を経て位相検波回路11に送られ、
位相検波される。検波出力はサンプリング及びA/D変換
器12でサンプリングされるとともにA/D変換され、こう
して得られたデジタルデータが主コンピュータ13に取り
込まれる。 ここで、入力増幅器10のゲインは制御用コンピュータ
５によって制御されている。すなわち、スキャンの開始
のたびにそれがスピンエコーシーケンスによるものであ
るかフィールドエコーシーケンスによるものであるかの
区別と設定されたスライス厚さとに応じて入力増幅器10
のゲインが自動設定される。記憶装置14はスピンエコー
シーケンスとフィールドエコーシーケンスとの区別及び
スライス厚さに対応した入力増幅器10のゲインを被検体
ごとに保持するテーブル（このテーブルはたとえば次の
表に示すようなものである）として機能し、制御用コン
ピュータ５がこのテーブルを参照して、設定されたシー
ケンスの区別及びスライス厚さに対応するゲインがその
被検体１についてすでに記憶されているかを判定し、記
憶されている場合にはそのゲインに基づいて入力増幅器
10のゲイン設定を行なう。 これに対して、ある被検体１についてアンテナ４のチ
ューニングなどの前処理を行なった後ゲイン記憶テーブ
ルをクリアしてその被検体１について最初にスキャンを
行なおうとする場合や、これから行なおうとするスキャ
ンのシーケンス及び厚さに対応するゲインがその被検体
１について未だテーブルに記憶されていない場合には、
ゲイン自動設定用プログラムをスタートさせ、これから
行なおうとするスキャンと同じ条件で被検体１を励起
し、NMR信号を受信してみて最適なゲインを探し、それ
をテーブルに書き込むとともに入力増幅器10の設定を行
なう。 こうして入力ゲインを設定した後、スキャンを行ない
データ収集して主コンピュータ13によりNMR画像を再構
成する。 このようにある患者（被検体１）について条件を変更
して多数のスキャンを行ない、種々の画像を得ていく場
合、記憶装置14を参照することによって前に同じ条件の
スキャンがおこなわれたときはそのゲインをそのまま採
用することができ、ゲインの自動設定動作を行なう回数
を最小にできる。また、１スキャンずつ最適のゲイン設
定を行なっているため、受信信号のダイナミックレンジ
の問題も解決される。さらに、同じ撮像シーケンス・ス
ライス厚さのスキャンについては同じ入力ゲインとなる
ので、これらから得たデータにより計算画像を利用でき
る。 なお、入力増幅器10のゲインはスライス厚さに対して
リニアな関係にはないが、スライス厚さの変化が少ない
ときは補間した値を使用することができる。そこで、あ
る厚さのゲインがテーブルに保持されていない場合、そ
の近辺のゲインを使ってその厚さのゲインを求め、たと
えば厚さ10mmのゲインと厚さ5mmのゲインとがテーブル
に保持されていればこれらから線形補間によって厚さ8m
mのゲインを求め、この値を入力増幅器10のゲインとし
て設定することができる。 また、上記ではゲイン記憶テーブルを記憶装置14とい
うハードウェアで構成しているが、ソフトウェアにより
これを実現することももちろんできる。
この発明のMRI装置によれば、実際の個々の被検体ご
とに撮像シーケンスの種類及び撮像スライスの厚さに応
じた入力ゲインを記憶しておいて、同じ被検体について
撮像シーケンスとスライス厚さが対応している場合に、
その記憶を読み出して入力ゲインを設定するようにして
いるので、被検体が同じで撮像シーケンスとスライス厚
さが同じである限り同じ入力ゲインとなって絶対的な信
号レベルが合い、合成画像の計算に用いることができ
る。そして、このような記憶がない条件のときのみ最適
入力ゲインの自動探索を行うので、ゲイン自動調整動作
を行う回数を最小にでき、全体の検査時間を短縮でき
る。最適の入力ゲインが設定されるため、受信信号のダ
イナミックレンジの問題が解消される。
とに撮像シーケンスの種類及び撮像スライスの厚さに応
じた入力ゲインを記憶しておいて、同じ被検体について
撮像シーケンスとスライス厚さが対応している場合に、
その記憶を読み出して入力ゲインを設定するようにして
いるので、被検体が同じで撮像シーケンスとスライス厚
さが同じである限り同じ入力ゲインとなって絶対的な信
号レベルが合い、合成画像の計算に用いることができ
る。そして、このような記憶がない条件のときのみ最適
入力ゲインの自動探索を行うので、ゲイン自動調整動作
を行う回数を最小にでき、全体の検査時間を短縮でき
る。最適の入力ゲインが設定されるため、受信信号のダ
イナミックレンジの問題が解消される。
第１図はこの発明の一実施例のブロック図である。 １……被検体、２……静磁場発生装置、３……傾斜磁場
発生装置、４……アンテナ、５……制御用コンピュー
タ、６……波形発生器、７……RF発振器、８……変調回
路、９……RF電力増幅器、10……入力増幅器、11……位
相検波回路、12……サンプリング及びA/D変換器、13…
…主コンピュータ、14……記憶装置。
発生装置、４……アンテナ、５……制御用コンピュー
タ、６……波形発生器、７……RF発振器、８……変調回
路、９……RF電力増幅器、10……入力増幅器、11……位
相検波回路、12……サンプリング及びA/D変換器、13…
…主コンピュータ、14……記憶装置。
Claims (1)
- 【請求項１】被検体に対して静磁場を印加する手段と、
被検体に対して傾斜磁場を印加する手段と、被検体をRF
信号で励起する手段と、被検体からのNMR信号を受信す
る手段と、受信したNMR信号を増幅するゲイン変更可能
な増幅手段と、この増幅手段を経たNMR信号を検波・サ
ンプリング・A/D変換してデータ収集する手段と、実際
の個々の被検体ごとに撮像シーケンスの種類及び撮像ス
ライスの厚さに応じた入力ゲインを記憶する手段と、ス
キャンに先立って上記記憶手段から同じ条件のスキャン
についての入力ゲインを読み出して上記の増幅手段に設
定し、この入力ゲインの記憶がない場合にはこれから行
うスキャンと同一条件で被検体を励起しNMR信号を受信
して最適入力ゲインを自動探索してその入力ゲインを上
記記憶手段に記憶するとともに上記の増幅手段に設定す
る手段とを有するMRI装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP63048201A JP2556085B2 (ja) | 1988-02-29 | 1988-02-29 | Ｍｒｉ装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP63048201A JP2556085B2 (ja) | 1988-02-29 | 1988-02-29 | Ｍｒｉ装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH01221153A JPH01221153A (ja) | 1989-09-04 |
| JP2556085B2 true JP2556085B2 (ja) | 1996-11-20 |
Family
ID=12796768
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP63048201A Expired - Lifetime JP2556085B2 (ja) | 1988-02-29 | 1988-02-29 | Ｍｒｉ装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP2556085B2 (ja) |
Families Citing this family (6)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH07299045A (ja) * | 1994-04-30 | 1995-11-14 | Shimadzu Corp | Ｍｒ装置 |
| US6621433B1 (en) | 2001-06-22 | 2003-09-16 | Fonar Corporation | Adaptive dynamic range receiver for MRI |
| US6943548B1 (en) | 2001-06-22 | 2005-09-13 | Fonar Corporation | Adaptive dynamic range receiver for MRI |
| US6977502B1 (en) | 2002-11-04 | 2005-12-20 | Fonar Corporation | Configurable matrix receiver for MRI |
| JP5523696B2 (ja) * | 2008-12-25 | 2014-06-18 | 株式会社東芝 | 磁気共鳴イメージング装置 |
| JP6552804B2 (ja) | 2013-12-17 | 2019-07-31 | キヤノンメディカルシステムズ株式会社 | 磁気共鳴イメージング装置 |
Family Cites Families (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS622143A (ja) * | 1985-06-28 | 1987-01-08 | Yokogawa Electric Corp | Ｎｍｒ撮像装置の自動利得調整装置 |
| JPS62246355A (ja) * | 1986-04-18 | 1987-10-27 | 三菱電機株式会社 | 磁気共鳴映像装置 |
-
1988
- 1988-02-29 JP JP63048201A patent/JP2556085B2/ja not_active Expired - Lifetime
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH01221153A (ja) | 1989-09-04 |
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