JP2983256B2 - Ｍｒｉ装置 - Google Patents
Ｍｒｉ装置Info
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- JP2983256B2 JP2983256B2 JP2160341A JP16034190A JP2983256B2 JP 2983256 B2 JP2983256 B2 JP 2983256B2 JP 2160341 A JP2160341 A JP 2160341A JP 16034190 A JP16034190 A JP 16034190A JP 2983256 B2 JP2983256 B2 JP 2983256B2
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- power supply
- pulse
- magnetic field
- pulse current
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Description
【発明の詳細な説明】 ［発明の目的］ （産業上の利用分野） 本発明は、MRI装置（磁気共鳴イメージング装置）に
関する。
関する。
（従来の技術） 近年高画質，高速撮影化に伴って、傾斜磁場パルス発
生用の傾斜磁場電源が大型化し、従来からのリニア方式
では、この電源が高価となるため、例えば100kHzの高周
波を用いたPWM（パルス幅変調）方式の電源が用いられ
ている。
生用の傾斜磁場電源が大型化し、従来からのリニア方式
では、この電源が高価となるため、例えば100kHzの高周
波を用いたPWM（パルス幅変調）方式の電源が用いられ
ている。
傾斜磁場パルスは、静磁場中に配置された生体から得
られるMR信号に位置情報を与えるためのものである。こ
のため、リップルの少ないパルス波形が要求される。
られるMR信号に位置情報を与えるためのものである。こ
のため、リップルの少ないパルス波形が要求される。
（発明が解決しようとする課題） しかしながら、スイッチング周波数を高くすればリッ
プルを小さくし、応答性も向上できるが、従来のPWM方
式の電源は、大電力を供給する単一のスイッチングモジ
ュールであるために大電力の半導体素子を用いなければ
ならずスイッチング周波数において100kHzが限界であっ
た。このため、スイッチングによるリップルが傾斜磁場
パルスに乗り、応答性不足とあわせてMR信号に与える位
置情報に悪影響を与えて画像を劣化させるという問題が
あった。
プルを小さくし、応答性も向上できるが、従来のPWM方
式の電源は、大電力を供給する単一のスイッチングモジ
ュールであるために大電力の半導体素子を用いなければ
ならずスイッチング周波数において100kHzが限界であっ
た。このため、スイッチングによるリップルが傾斜磁場
パルスに乗り、応答性不足とあわせてMR信号に与える位
置情報に悪影響を与えて画像を劣化させるという問題が
あった。
そこで本発明は、リップル低減と応答性向上を図った
傾斜磁場電源を備えたMRI装置を提供することを目的と
する。
傾斜磁場電源を備えたMRI装置を提供することを目的と
する。
［発明の構成］ （課題を解決するための手段） 上記目的を達成するために本発明は、傾斜磁場コイル
にパルス電流を供給して傾斜磁場パルスを発生させ、生
体から得られるMR信号に位置情報を与えるMRI装置にお
いて、互いに位相の異なる同変調のパルス幅変調波列を
複数発生する発生手段と、この発生手段において発生し
たパルス幅変調波列に基づいてパルス電流信号を複数
得、複数のパルス電流信号を重ね合わせることにより、
変調の周波数が見掛け上複数倍された場合に対応する前
記パルス電流を生成する生成手段とを有することを特徴
とするものである。
にパルス電流を供給して傾斜磁場パルスを発生させ、生
体から得られるMR信号に位置情報を与えるMRI装置にお
いて、互いに位相の異なる同変調のパルス幅変調波列を
複数発生する発生手段と、この発生手段において発生し
たパルス幅変調波列に基づいてパルス電流信号を複数
得、複数のパルス電流信号を重ね合わせることにより、
変調の周波数が見掛け上複数倍された場合に対応する前
記パルス電流を生成する生成手段とを有することを特徴
とするものである。
（作 用） 上記構成のMRI装置の作用を説明する。
例えば発生手段がパルス幅変調波列（周波数f0）を複
数個ｎ発生する際に、これら複数個ｎのパルス幅変調波
列に、ｎに対応する一定の位相差（例えばｎ＝４であれ
ば90゜）を与えていると、これにより見掛上の変調周波
数がf0の複数個倍（ｎ倍）となって高速応答性と低リッ
プル化したパルス電流を出力し得る。
数個ｎ発生する際に、これら複数個ｎのパルス幅変調波
列に、ｎに対応する一定の位相差（例えばｎ＝４であれ
ば90゜）を与えていると、これにより見掛上の変調周波
数がf0の複数個倍（ｎ倍）となって高速応答性と低リッ
プル化したパルス電流を出力し得る。
（実施例） 以下に本発明の実施例を詳細に説明する。
第６図は本発明のMRI装置１のブロック図である。
この装置１は、静磁場コイル21,励起コイル24,内側に
生体を配置し得る検出コイル23,傾斜磁場コイル22を備
えた磁石装置２と、この傾斜磁場コイル22にパルス電流
S7を供給する本発明の傾斜磁場電源4,4′と、励起コイ
ル24に高周波を送出する送信器５と、検出コイル23から
のMR信号を受信する受信器６と、このMR信号に基づき画
像を再構成するコンピュータシステム７と、このコンピ
ュータシステム７の制御の下、前記傾斜磁場電源4,
4′，送信器５を制御するシーケンサ８と、コンピュー
タシステム７により再構成された画像を可視化するCRT
ディスプレイの如きディスプレイ（図示せず），撮影条
件等を入力するキーボード（図示せず）等を備えたコン
ソール９と、前記静磁場コイル21により発生する静磁場
を制御する静磁場制御系10とを有している。
生体を配置し得る検出コイル23,傾斜磁場コイル22を備
えた磁石装置２と、この傾斜磁場コイル22にパルス電流
S7を供給する本発明の傾斜磁場電源4,4′と、励起コイ
ル24に高周波を送出する送信器５と、検出コイル23から
のMR信号を受信する受信器６と、このMR信号に基づき画
像を再構成するコンピュータシステム７と、このコンピ
ュータシステム７の制御の下、前記傾斜磁場電源4,
4′，送信器５を制御するシーケンサ８と、コンピュー
タシステム７により再構成された画像を可視化するCRT
ディスプレイの如きディスプレイ（図示せず），撮影条
件等を入力するキーボード（図示せず）等を備えたコン
ソール９と、前記静磁場コイル21により発生する静磁場
を制御する静磁場制御系10とを有している。
前記励起コイル24,検出コイル23,傾斜磁場コイル22
は、コイル支持筒20に固定されている。尚、同図中Ｘは
水平方向,Yは垂直方向,Zは磁石装置２の軸方向を示すも
のとする。
は、コイル支持筒20に固定されている。尚、同図中Ｘは
水平方向,Yは垂直方向,Zは磁石装置２の軸方向を示すも
のとする。
前記傾斜磁場コイル22は、X,Y,Z軸方向用として各々
の傾斜磁場コイル（図示省略）から構成される。
の傾斜磁場コイル（図示省略）から構成される。
第１図は本発明の第１の実施例のMRI装置を構成する
電源４の概略ブロック図である。
電源４の概略ブロック図である。
この傾斜磁場電源４は、シーケンサ８からの指令電流
信号S0を入力する入力部41と、例えば三角波S1を出力す
る発振器42と、この発振器42からの三角波S1と入力信号
S2（後述）とを取り込んで例えば100kHzの同変調のパル
ス幅変調波列S3を出力する例えば４つの発生手段として
の変調部43（43a,43b,43c,43d）と、変調部43に入力さ
れる三角波S1に一定の位相差を与える複数（本例では３
つ）の移相手段44（44b,44c,44d）と、変調部43から出
力されたパルス幅変調波列S3に基づき後段に接続され、
傾斜磁場コイル22に供給するパルス電流の生成手段とし
てのスイッチング部46を駆動する駆動信号S4を出力する
それぞれのドライブ45（45a,45b,45c,45d）と、高電圧
出力部PSより出力される直流高圧電圧を所定高周波でス
イッチングするそれぞれのスイッチング部46（46a,46b,
46c,46d）と、スイッチング部46から出力されるパルス
電流信号S5の高周波成分を除去すると共に各スイッチン
グ部46から出力されるパルス電流信号S5間での干渉を防
止するそれぞれの防止用フィルタF1と、大電流用ローパ
スフィルタとしての負荷用フィルタF2と、負荷用フィル
タF2からのパルス電流S7を検出すると共に、このパルス
電流S7を負荷Ｌである傾斜磁場コイル22に出力する電流
検出部47と、電流検出部47が検出して出力する検出電流
信号S8から高周波成分を除去する検出用フィルタF3と、
入力部41からの指令電流信号S0と電流検出部47が検出し
た検出電流信号S8との電圧を比較して誤差電圧を出力す
る比較部49と、この電圧誤差分を増幅して前記入力信号
S2として変調部43に入力する誤差増幅部48とを有してい
る。
信号S0を入力する入力部41と、例えば三角波S1を出力す
る発振器42と、この発振器42からの三角波S1と入力信号
S2（後述）とを取り込んで例えば100kHzの同変調のパル
ス幅変調波列S3を出力する例えば４つの発生手段として
の変調部43（43a,43b,43c,43d）と、変調部43に入力さ
れる三角波S1に一定の位相差を与える複数（本例では３
つ）の移相手段44（44b,44c,44d）と、変調部43から出
力されたパルス幅変調波列S3に基づき後段に接続され、
傾斜磁場コイル22に供給するパルス電流の生成手段とし
てのスイッチング部46を駆動する駆動信号S4を出力する
それぞれのドライブ45（45a,45b,45c,45d）と、高電圧
出力部PSより出力される直流高圧電圧を所定高周波でス
イッチングするそれぞれのスイッチング部46（46a,46b,
46c,46d）と、スイッチング部46から出力されるパルス
電流信号S5の高周波成分を除去すると共に各スイッチン
グ部46から出力されるパルス電流信号S5間での干渉を防
止するそれぞれの防止用フィルタF1と、大電流用ローパ
スフィルタとしての負荷用フィルタF2と、負荷用フィル
タF2からのパルス電流S7を検出すると共に、このパルス
電流S7を負荷Ｌである傾斜磁場コイル22に出力する電流
検出部47と、電流検出部47が検出して出力する検出電流
信号S8から高周波成分を除去する検出用フィルタF3と、
入力部41からの指令電流信号S0と電流検出部47が検出し
た検出電流信号S8との電圧を比較して誤差電圧を出力す
る比較部49と、この電圧誤差分を増幅して前記入力信号
S2として変調部43に入力する誤差増幅部48とを有してい
る。
第２図は前記スイッチング部46を含む要部構成図を示
すもである。
すもである。
各スイッチング部46は、同様に構成されドライブ45か
らの駆動信号S4に応じてON,OFF動作する例えば２つのFE
T46Fを有している。また負荷用フィルタF2及び干渉防止
用フィルタF1は、２つのコンデンサＣとコイルＬとを有
しローパスフィルタとして機能する。また負荷用フィル
タF2は、第３図に示すようにコンデンサＣとコイルＬと
を組合わせたフィルタF2′,F2″としてもよい。電流検
出部47は、抵抗R1と増幅器47aとを組合わせたものであ
る。
らの駆動信号S4に応じてON,OFF動作する例えば２つのFE
T46Fを有している。また負荷用フィルタF2及び干渉防止
用フィルタF1は、２つのコンデンサＣとコイルＬとを有
しローパスフィルタとして機能する。また負荷用フィル
タF2は、第３図に示すようにコンデンサＣとコイルＬと
を組合わせたフィルタF2′,F2″としてもよい。電流検
出部47は、抵抗R1と増幅器47aとを組合わせたものであ
る。
第４図は移相手段44による移相及び変調部43の入出力
を示すものである。
を示すものである。
移相手段44は、発振器42からの三角波S1を変調部43の
数に応じて位相を移し、各三角波S1に一定の位相差を与
えるものである。例えば第１図に示すように、変調部43
の数が４つの場合は、１つの変調部43を除く他の変調部
43b乃至43dに入力される三角波S1を所定量移相する。す
なわち変調部43bに入力される三角波S1に与える移相量
は90゜、変調部43cに入力される三角波S1に与える移相
量は180゜、変調部43dに入力される三角波S1に与える移
相量は270゜となる。変調部43は、誤差増幅部48からの
入力信号S2の電圧によりパルス幅を変調させるものであ
り、第４図に示すように、入力信号S2のレベルより三角
波S1のレベルの方が上回っている間は、方形波を出力す
るようになっている。この方形波の列がパルス幅変調波
列S3を構成する。各変調部43から出力されるパルス幅変
調波列S3は、三角波S1の移相に対応した移相状態とな
る。
数に応じて位相を移し、各三角波S1に一定の位相差を与
えるものである。例えば第１図に示すように、変調部43
の数が４つの場合は、１つの変調部43を除く他の変調部
43b乃至43dに入力される三角波S1を所定量移相する。す
なわち変調部43bに入力される三角波S1に与える移相量
は90゜、変調部43cに入力される三角波S1に与える移相
量は180゜、変調部43dに入力される三角波S1に与える移
相量は270゜となる。変調部43は、誤差増幅部48からの
入力信号S2の電圧によりパルス幅を変調させるものであ
り、第４図に示すように、入力信号S2のレベルより三角
波S1のレベルの方が上回っている間は、方形波を出力す
るようになっている。この方形波の列がパルス幅変調波
列S3を構成する。各変調部43から出力されるパルス幅変
調波列S3は、三角波S1の移相に対応した移相状態とな
る。
第５図はスイッチング部46の入出力を示すものであ
る。
る。
スイッチング部46は、所定のONデューティでスイッチ
ングを行うものであり、本例ではONデューティ40％の場
合を示す。スイッチング部46から出力するパルス電流信
号S5は、ドライブ45からの駆動信号S4の周期に同期した
リップルＬが含まれる。各ドライブ45からの駆動信号S4
は、各ドライブ45に入力されるパルス幅変調波列S3の移
相に対応して立上り時が移相されるものであり、各スイ
ッチング部46が出力する各パルス電流信号S5もこれに従
って移相したものとなる。この各パルス電流信号S5は、
それぞれの防止用フィルタF1,負荷用フィルタF2を通過
して合成されたパルス電流S7となり出力される。パルス
電流S7には、各パルス電流信号S5に乗ったリップルＬが
重なり合い見掛上４倍の数の高さの低いリップルL0が含
まれることとなる。この電源４からは、100kHzで発振す
る変調部43を４つ用いているので、見掛上400kHzで発振
することになり、高速応答性を達成できしかも低リップ
ルのパルス電流S7を供給する。
ングを行うものであり、本例ではONデューティ40％の場
合を示す。スイッチング部46から出力するパルス電流信
号S5は、ドライブ45からの駆動信号S4の周期に同期した
リップルＬが含まれる。各ドライブ45からの駆動信号S4
は、各ドライブ45に入力されるパルス幅変調波列S3の移
相に対応して立上り時が移相されるものであり、各スイ
ッチング部46が出力する各パルス電流信号S5もこれに従
って移相したものとなる。この各パルス電流信号S5は、
それぞれの防止用フィルタF1,負荷用フィルタF2を通過
して合成されたパルス電流S7となり出力される。パルス
電流S7には、各パルス電流信号S5に乗ったリップルＬが
重なり合い見掛上４倍の数の高さの低いリップルL0が含
まれることとなる。この電源４からは、100kHzで発振す
る変調部43を４つ用いているので、見掛上400kHzで発振
することになり、高速応答性を達成できしかも低リップ
ルのパルス電流S7を供給する。
また電流検出部47が出力する検出電流信号S8は、検出
用フィルタF3を通して高周波成分であるリップルL0が低
減され比較部49に入力される。リップルL0が低減された
検出電流信号S8を比較部49に入力することにより、リッ
プルL0が変調部43からのパルス幅変調波列S3に乗ること
により発振誤差発生を防止している。
用フィルタF3を通して高周波成分であるリップルL0が低
減され比較部49に入力される。リップルL0が低減された
検出電流信号S8を比較部49に入力することにより、リッ
プルL0が変調部43からのパルス幅変調波列S3に乗ること
により発振誤差発生を防止している。
次に上記電源４を備えた第６図に示す第１の実施例の
MRI装置１の作用について説明する。
MRI装置１の作用について説明する。
MRI装置１の検出コイル23の内側に生体を配置し、コ
ンピュータシステム７が各部を制御して撮影を実行する
と、傾斜磁場電源４の電流検出部47には、コンピュータ
システム７の制御の下に、シーケンサ８から指令電流信
号S0が送出される。傾斜磁場電源４は、この指令電流信
号S0に基づき、低リップルL0のパルス電流S7を傾斜磁場
コイル22に出力する。傾斜磁場コイル22は、リップルの
少ない傾斜磁場パルスを出力し、検出コイル23は、精度
の高い位置情報が付与されたMR信号を生体より受信す
る。コンピュータシステム７は、検出コイル23が受信し
たMR信号に基づき再構成処理を行い、ディスプレイにS/
N比の高い画像が表示される。
ンピュータシステム７が各部を制御して撮影を実行する
と、傾斜磁場電源４の電流検出部47には、コンピュータ
システム７の制御の下に、シーケンサ８から指令電流信
号S0が送出される。傾斜磁場電源４は、この指令電流信
号S0に基づき、低リップルL0のパルス電流S7を傾斜磁場
コイル22に出力する。傾斜磁場コイル22は、リップルの
少ない傾斜磁場パルスを出力し、検出コイル23は、精度
の高い位置情報が付与されたMR信号を生体より受信す
る。コンピュータシステム７は、検出コイル23が受信し
たMR信号に基づき再構成処理を行い、ディスプレイにS/
N比の高い画像が表示される。
このように構成された第１の実施例のMRI装置１によ
れば、電源４において、応答性が高く、スイッチングリ
ップルの小さいパルス電流を出力することができるの
で、画像の高S/N比化，高速撮影化に対応することがで
きる。
れば、電源４において、応答性が高く、スイッチングリ
ップルの小さいパルス電流を出力することができるの
で、画像の高S/N比化，高速撮影化に対応することがで
きる。
第７図は本発明の第２の実施例のMRI装置を構成する
電源４′の概略ブロック図である。
電源４′の概略ブロック図である。
この電源４′は第１図に示す第１の実施例のMRI装置
を構成する電源４の移相方法の他の例を示すもので、第
７図中第１図と同一の符号は同一の機能を示すものとす
る。この電源４′の主な相違点は、誤差増幅部48の後段
に接続された単一の変調部43′と、この変調部43′から
の変調波を取り込み一定の位相差を与える複数（本例で
は４つ）の移相手段44′（44a′乃至44d′）にあり、他
は第１の実施例における電源４と同様に構成されてい
る。
を構成する電源４の移相方法の他の例を示すもので、第
７図中第１図と同一の符号は同一の機能を示すものとす
る。この電源４′の主な相違点は、誤差増幅部48の後段
に接続された単一の変調部43′と、この変調部43′から
の変調波を取り込み一定の位相差を与える複数（本例で
は４つ）の移相手段44′（44a′乃至44d′）にあり、他
は第１の実施例における電源４と同様に構成されてい
る。
このように構成された第２の実施例のMRI装置によれ
ば、電源４′は、応答性に関しては変調周波数が100kHz
のままなので、第１の実施例における電源４より劣るも
のの、リップル低減に関しては第１の実施例における電
源４と同様の作用効果を奏する。
ば、電源４′は、応答性に関しては変調周波数が100kHz
のままなので、第１の実施例における電源４より劣るも
のの、リップル低減に関しては第１の実施例における電
源４と同様の作用効果を奏する。
尚、本発明は上記各実施例に限定されず、その要旨を
変更しない範囲で変形実施できる。例えば本電源は、モ
ータードライブ等のサーボアンプにも適用することがで
きる。
変更しない範囲で変形実施できる。例えば本電源は、モ
ータードライブ等のサーボアンプにも適用することがで
きる。
［発明の効果］ 以上詳述した本発明は、発生手段が互いに位相の異な
る同変調のパルス幅変調波列を複数発生した場合に、見
掛け上、変調時の周波数が複数倍された時に得られるパ
ルス電流を出力することができ、リップル低減と応答性
向上を図った傾斜磁場電源を備えたMRI装置を提供する
ことができる。
る同変調のパルス幅変調波列を複数発生した場合に、見
掛け上、変調時の周波数が複数倍された時に得られるパ
ルス電流を出力することができ、リップル低減と応答性
向上を図った傾斜磁場電源を備えたMRI装置を提供する
ことができる。
第１図は本発明の第１の実施例のMRI装置を構成する電
源の概略ブロック図、第２図はこの電源の要部構成図、
第３図は負荷用フィルタの他の例を示す図、第４図及び
第５図はこの電源の作用を示す波形図、第６図は本発明
のMRI装置の概略構成図、第７図は本発明の第２の実施
例のMRI装置を構成する電源の概略ブロック図である。 １……MRI装置、 4,4′……傾斜磁場電源、 43,43a乃至43d……変調部（発生手段）、 44,44a乃至44d……移相手段（発生手段）、 46,46a乃至46d……スイッチング部（生成手段）。
源の概略ブロック図、第２図はこの電源の要部構成図、
第３図は負荷用フィルタの他の例を示す図、第４図及び
第５図はこの電源の作用を示す波形図、第６図は本発明
のMRI装置の概略構成図、第７図は本発明の第２の実施
例のMRI装置を構成する電源の概略ブロック図である。 １……MRI装置、 4,4′……傾斜磁場電源、 43,43a乃至43d……変調部（発生手段）、 44,44a乃至44d……移相手段（発生手段）、 46,46a乃至46d……スイッチング部（生成手段）。
Claims (1)
- 【請求項１】傾斜磁場コイルにパルス電流を供給して傾
斜磁場パルスを発生させ、生体から得られるMR信号に位
置情報を与えるMRI装置において、 互いに位相の異なる同変調のパルス幅変調波列を複数発
生する発生手段と、 この発生手段において発生したパルス幅変調波列に基づ
いてパルス電流信号を複数得、複数のパルス電流信号を
重ね合わせることにより、変調の周波数が見掛け上複数
倍された場合に対応する前記パルス電流を生成する生成
手段と を有することを特徴とするMRI装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2160341A JP2983256B2 (ja) | 1990-06-19 | 1990-06-19 | Ｍｒｉ装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2160341A JP2983256B2 (ja) | 1990-06-19 | 1990-06-19 | Ｍｒｉ装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH0451931A JPH0451931A (ja) | 1992-02-20 |
| JP2983256B2 true JP2983256B2 (ja) | 1999-11-29 |
Family
ID=15712892
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2160341A Expired - Lifetime JP2983256B2 (ja) | 1990-06-19 | 1990-06-19 | Ｍｒｉ装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP2983256B2 (ja) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US20170160358A1 (en) | 2015-12-04 | 2017-06-08 | Toshiba Medical Systems Corporation | Magnetic resonance imaging apparatus and gradient magnetic field power supply device |
Families Citing this family (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP3699965B2 (ja) * | 2003-08-13 | 2005-09-28 | 株式会社東芝 | 磁気共鳴診断装置用勾配共振型磁場発生装置 |
| JP4698305B2 (ja) * | 2005-07-05 | 2011-06-08 | 株式会社日立メディコ | 電源装置及びこれを用いた磁気共鳴イメージング装置 |
| TR201914968A1 (tr) * | 2017-04-06 | 2022-02-21 | Ihsan Dogramaci Bilkent Ueniversitesi | Optimum faz kayması darbe genişlik modülasyonu modelinin uygulanması vasıtasıyla gradyan dizisi sisteminde minimum akım dalgalanmasının algoritması ve uygulanması. |
-
1990
- 1990-06-19 JP JP2160341A patent/JP2983256B2/ja not_active Expired - Lifetime
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US20170160358A1 (en) | 2015-12-04 | 2017-06-08 | Toshiba Medical Systems Corporation | Magnetic resonance imaging apparatus and gradient magnetic field power supply device |
| US10809329B2 (en) | 2015-12-04 | 2020-10-20 | Toshiba Medical Systems Corporation | Magnetic resonance imaging apparatus and gradient magnetic field power supply device |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH0451931A (ja) | 1992-02-20 |
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