JP2005324028A - 多重チャネルｍｒｉ用の多巻き素子ｒｆコイル・アレイ - Google Patents

Abstract

【課題】 多重受信チャネルＭＲＩシステムで使用するためのＲＦコイル組立体（２００）を提供する。
【解決手段】 ＲＦコイル組立体は、多巻き素子ＲＦコイル組立体（２１０）として構成されて、多重チャネル受信モードで作動するように構成されたＭＲＩシステム（１００）と協働して表面コイル・アレイとして作動する。第１の態様では、ＲＦコイル組立体は、イメージング中にＲＦ信号を受信する複数の多巻きコイル素子を含み、多巻きコイル素子は、ＭＲＩシステム内の対応する複数の受信チャネル前置増幅器入力に結合されるようになっている。第２の態様では、ＲＦコイル組立体は、少なくとも１つのＲＦコイル・アレイを含み、ＲＦコイル・アレイは、イメージング中にＲＦ信号を受信する複数の多巻きコイル素子を含み、多巻きコイル素子は、ＭＲＩシステムの対応する複数の受信チャネルに結合されるようになっている。
【選択図】 図２

Description

本発明は、総括的には磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）に関し、より具体的には、ＭＲＩに用いられる高周波（ＲＦ）表面コイルに関する。

一般的に、ＭＲＩはよく知られたイメージング法である。通常のＭＲＩ装置は、例えばＭＲＩを受けるヒト身体の軸線に沿って均一磁場を確立する。この均一磁場は、核（身体組織を形成する原子及び分子内の）の大部分の核スピンを磁場の軸線に沿って整列させることによってヒト身体の内部をイメージングするための状態にする。核スピンの配向が磁場との整列から乱れた場合、核は核スピンを磁場の軸線に再整列させようとする。核スピンの配向の乱れは、ＲＦ磁場パルスの印加によって引き起こされる可能性がある。再整列過程の間に、核は磁場の軸線の周りで歳差運動して電磁信号を放出し、この電磁信号が、ヒトの上又は周りに配置された１つ又は複数の表面コイルによって検出されることになる。

イメージング時間は、所望の信号対雑音比（ＳＮＲ）と、変換されて画像を形成するｋ空間マトリクスをＭＲＩ装置が満たすことができる速度とにより決まる。従来のＭＲＩでは、ｋ空間マトリクスは一度に１つのラインで満たされる。この通常領域で多くの改良及び変更がなされてきたが、ｋ空間マトリクスを満たすことができる速度には限界がある。これらの固有の限界を克服するために、磁場勾配の各適用において複数ラインのデータを同時に収集するような幾つかの方法が開発されてきた。一まとめにして「パラレルイメージング法」として特徴付けることができるこれらの方法は、そうでなければ磁場勾配及びＲＦパルスを用いた逐次方式で取得しなければならなかった空間エンコードの代わりに、ＲＦ検出器コイルのアレイからの空間情報を用いる。

最近開発されかつ生体内ＭＲＩに適用されている２つのこのようなパラレルイメージング法は、ＳＥＮＳＥ（感度エンコーディング）とＳＭＡＳＨ（空間調波の同時収集）とである。両方法とも、並列に作動する複数の個別の受信素子を使用することを含み、各素子は、異なる感度プロファイル又は空間的に平行移動した感度プロファイルを有する。検出したそれぞれのスピン共鳴信号を組合せることで、最も好ましいケースでは使用した受信部材の数に等しくすることができる因子によって、画像に必要な収集時間を短縮する（従来型のフーリエ画像再構成と比較して）ことが可能になる（１９９９年発行の「Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ ｉｎ Ｍｅｄｉｃｉｎｅ」第４２巻、９５２〜９６２ページのＰｒｕｅｓｓｍａｎｎらによる論文を参照されたい）。

例えば、構成部品コイルの感度が良好に特徴付けるのに不十分であるか又は互いを区別するのに不十分であるかのいずれかの場合に、ＳＥＮＳＥ法の欠点が生じる。これらの不安定性は、再構成画像における局所的なアーチファクトとして現れるか、或いはＳＮＲの低下を生じさせることになる。従って、ＳＥＮＳＥのようなパラレルイメージング法を使用する場合或いは使用しない場合であっても、高いＳＮＲ（他の観点に中でも特に）をもたらすＲＦコイル・アレイをＭＲＩシステム内に実装することが望ましい。

加えて、画像アーチファクトはまた、個別に同調させかつ整合させた一群の近接配置した表面コイルにおけるコイル間の相互結合にも起因する。コイル間の相互結合により結合モードが生じ、このことがコイルの共鳴スペクトルにおける分裂（スプリッティング）を引き起こす。その結果、コイルは同調不良及び整合不良となり、ＳＮＲの低下を生じる。コイルのＳＮＲを維持しかつコイル結合に起因する画像アーチファクトを回避するために、多重結合モードをＭＲＩ周波数で共鳴する単一の縮退モードまで分断するような何らかの電気的デカップリング機構が必要とされる。

ごく最近では、パラレルイメージング法はさらに進歩して、例えばそれぞれ８個、１６個又は３２個の受信器コイルからの信号を受信する８個、１６個又は３２個のチャネルのような多重受信チャネルを活用する。典型的な多重コイル・アレイ構成では、イメージング中に信号を受信するために幾つかの隣接するコイルが設けられる。しかしながら、多重受信チャネル及び多重コイルを可能にするには、多数の設計課題がある。例えば、３２個チャネルのＭＲＩシステムを支援するのに必要なコイルの大きさは、通常のＭＲＩシステムの一般的な４０ｃｍの撮影領域又は幾つかの用途においてはさらに小さい撮影領域内に適合するほど十分に小型でなければならない。加えて、コイルの大きさ及びコイル・アレイ内の対応する構成は、両方ともがコイルの線質係数（Ｑ）及び負荷率に悪影響を与え、それによってイメージング中にコイル及びＭＲＩシステムの全体ＳＮＲ性能を制限するおそれがある固有の誘導結合及び感度問題に直面することになる。上述の大きさ及び感度問題を解決するために、例えばらせん状又は多ループ状コイルのような特定のコイル構造が、３０ＭＨｚ以下で作動する磁気共鳴用に設計されたコイル・アレイで用いられてきた。現在では、さらに高い周波数での、具体的には、それに限定されないがそれぞれ１．５Ｔ及び３Ｔシステムに対応する６４ＭＨｚ及び１２８ＭＨｚでの付加的な受信チャネル及びＭＲＩシステム性能に対する必要性が、増加してきている。しかしながら、３０ＭＨｚ以上で作動するＭＲＩシステムで用いられるらせん状又は多ループ状コイルは、イメージング中にコイル及びＭＲＩシステムの全体性能に悪影響を与える可能性がある。

負荷率は無負荷状態Ｑ対負荷状態Ｑの割合（コイルが被検体の上に配置されることによって負荷を与えられた時の）であり、線質係数Ｑは、当業者には公知であるように、コイル共鳴周波数をコイル共鳴の帯域幅で除算した測定値である。負荷率は、コイル及びイメージング被検体により生じる全抵抗損失をコイルのみによる損失で除算した割合の測定値として役立つ。高い負荷率は、一般的にノイズの大半がコイルではなく被検体から発生することを意味し、コイルとサンプルとの間の強いＥ領域結合がない状態では、一般的に良質なコイル性能の表れと解釈される。
１９９９年発行の「Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ ｉｎ Ｍｅｄｉｃｉｎｅ」第４２巻、９５２〜９６２ページのＰｒｕｅｓｓｍａｎｎらによる論文

必要とされているものは、より高い周波数で作動する多重チャネルＭＲＩシステムで用いる高線質係数Ｑ及び高負荷率のＭＲＩコイルを有する、高度結合ＲＦコイル組立体である。

多重受信チャネルＭＲＩシステムで用いるＲＦコイル組立体を提供する。ＲＦコイル組立体は、多巻き素子ＲＦコイル組立体２００として構成されて、多重チャネル受信モードで作動するように構成されたＭＲＩシステム１００と協働して表面コイル・アレイとして作動する。

第１の態様では、磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）システムで用いる高周波（ＲＦ）コイル組立体は、イメージング中にＲＦ信号を受信する複数の多巻きコイル素子を含み、多巻きコイル素子は、ＭＲＩシステム内の対応する複数の受信チャネル前置増幅器入力に結合されるようになっている。

第２の態様では、磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）で用いる高周波（ＲＦ）コイル組立体は、少なくとも１つのＲＦコイル・アレイを含み、ＲＦコイル・アレイは、イメージング中にＲＦ信号を受信する複数の多巻きコイル素子を含み、多巻きコイル素子は、ＭＲＩシステムの対応する複数の受信チャネルに結合されるようになっている。

まず図１を参照すると、例示的な磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）システム１００を示している。ＭＲＩシステム１００は公知の方法で作動し、パルス制御サブシステムによって勾配コイル電力増幅器を制御するコンピュータを含む。パルス制御サブシステム及び勾配増幅器は共同して、例えばスピンエコー、勾配再生エコーパルスシーケンス、高速スピンエコー又は当業者には公知の他の型のパルスシーケンスのために、適正なイメージング勾配波形Ｇｘ、Ｇｙ及びＧｚを生成する。勾配波形は勾配磁場コイルに接続され、勾配磁場コイルはＭＲマグネット組立体のボアの周りに配置されて、勾配磁場Ｇｘ＝∂Ｂ_０／∂ｘ、Ｇｙ＝∂Ｂ_０／∂ｙ及びＧｚ＝∂Ｂ_０／∂ｚがＭＲマグネット組立体により偏向磁場Ｂ_０に印加されるようになる。

パルス制御サブシステムはまた、ＲＦ送受信機システムの一部である高周波シンセサイザを制御する。パルス制御サブシステムはまた、高周波シンセサイザの出力を変調するＲＦ変調器を制御する。電力増幅器で増幅されかつ送信／受信スイッチを通してＲＦコイル組立体に印加された、得られたＲＦ信号は、ＭＲＩシステム内の撮像対象物１５０の核スピンを励起するのに使用される。

公知の方法では、撮像対象物の励起された核からのＭＲ信号は、ＲＦ受信コイル組立体によって取り込まれ、送信／受信スイッチを通して前置増幅器に伝えられて、増幅され、次に当業者には公知の直角位相検出器又はデジタル受信器により処理される。いずれのケースにおいても、検出信号は、対象物のＭＲ画像を生成するように処理するために、高速ＡＤ変換器でデジタル化されてコンピュータに与えられる。コンピュータはまた、シムコイル組立体を介してマグネット均一性を最適化する（イメージング勾配がない場合に）のに用いるシム電源を制御することができる。

本発明の実施形態では、ＲＦコイル組立体２００は、撮像対象の被検体又は対象物１５０の胴体の周りに適合されることになる組立体を形成するように取付けられた上部コイル組立体２００Ａ及び下部コイル組立体２００Ｂの少なくとも１つを含む。上部及び下部コイル組立体は同一であり、図２及び図３を参照してさらに詳細に説明することにする。表面コイルはＭＲＩでは良く知られており、一般的に撮像対象物の表面に対して適合される受信のみのＲＦイメージング・コイルである。図１及び図２に示す実施形態では、多巻き素子ＲＦコイル組立体２００は全胴体用コイル・アレイであるが、本発明はまた、それに限定されないが、例えば部分身体用コイル、胸部用コイル、心臓用コイル及びアペンデージ（腕又は脚部）用コイルなどを含む他の表面コイル用途に適用可能でありかつそれに適するように修正することができることは、当業者には分かるであろう。別の実施形態では、コイルは、銅ストリップ又は箔、或いは銀、金又は銅メッキ金属のような薄い導電体から製作されかつ被検体に適合する可撓性基板上に取付けられるか、或いは可撓性プリント回路基板から製作される。ＲＦコイル組立体２００の説明は、図２及び図３を参照してより詳細に行うことにする。

本発明の実施形態では、高周波数で作動するＭＲＩシステムで用いるように構成されたＲＦコイル組立体を提供する。本明細書で用いる場合、高周波数というは、３０ＭＨｚよりも高いことをいう。加えて、本発明の実施形態では、受信コイル組立体のための多重チャネル・アレイを実装することが望ましい。そのようにした場合、次にＳＥＮＳＥ（上述の）のようなパラレル処理法を用いてデータ収集時間を改善することができる。比較的高いＢ_０磁場強度（例えば、＞３Ｔ）において、患者の電気特性及び体型もまたＲＦ励起場の均一性に影響する。しかしながら、アレイ構成に送信コイルも実装した場合には、各アレイ素子における電流振幅及び位相を個々に調整して、患者の電気特性に関連したＲＦ励起場の変化を少なくとも部分的に補償することができる。

次に図２を参照すると、多巻き素子ＲＦコイル組立体２００の上部又は下部のいずれかのコイル組立体の例示的な実施形態をより詳細に示している。図１に関して説明したように、ＲＦコイル組立体２００は、撮像対象の被検体の胴体の周りに適合するような方法で取付けられた上部コイル組立体及び下部コイル組立体を含む。上部又は下部コイル組立体は同一であり、図２に示す概略図によって表している。この実施形態では、ＲＦコイル組立体２００は、胴体用表面コイル・アレイとして構成されている。コイル及び構成部品の大きさ及び構成は、他の表面コイル用途では修正することができることが分かるであろう。

さらに図２を参照すると、ＲＦコイル組立体２００の上部又は下部組立体を示している。ＲＦコイル組立体２００の上部及び下部組立体の各々は、多重コイル部分組立体３００の組を含む。各多重コイル部分組立体３００は、該部分組立体３００当たりの素子数が、所望の受信器チャネル数に基づいて（例えば、３２個のチャネル受信器性能は、上部コイル組立体上に１６個及び下部コイル組立体上に１６個を備えた状態でＲＦコイル組立体上に合計３２個の多巻きコイル素子を必要とすることになる）選択された複数の多巻きコイル素子２１０と、各コイル素子２１０のための同じ数のバラン組立体２２０と、各コイル素子２１０の周りに選択的に配置された複数の分散型コンデンサ２３０とを含む。分散型コンデンサの値は、コイル組立体が全て組み立てられかつサンプル又は被検体がサンプル空間内に存在する状態で、各コイル素子をＭＲＩ周波数に同調させるように調整される。これによって、多巻きコイル素子は、システムが被検体によって負荷を与えられた時にＭＲＩシステムのＭＲＩ周波数にほぼ一致する周波数で各々のかつ全てのコイル素子を共鳴させるように分散型コンデンサ２３０を介して同調される。この例示的な実施形態では、４つの多巻き要素コイルは、図２に示すように、各コイルが隣接するコイルとある程度重なり合いかつ重なり合った程度がコイルの対間の相互電磁結合が最小になるように調整されるように各部分組立体３００上に配置される。４つの部分組立体３００は組合されて、ＲＦコイル組立体２００の上部又は下部組立体を形成する。各部分組立体３００はさらに、図１のＭＲＩシステム１００に接続するために各多巻き素子コイルとバラン組立体とに結合されたケーブル２４０を含み、多数のケーブル２４０は、配管２７０を通して導いてＭＲＩシステムの受信器１００の前置増幅器入力への接続数を集約するのが望ましい。この実施形態では、バラン組立体２２０は、ケーブル２４０を収納したＬＥＸＡＮブロックと、公知の方法で設けられたブロッキングコイル、ピンダイオード及びバランを含むバランＰＣ基板（図示せず）とを含む。さらに、ケーブル２４０は、バランによってλ／２に同調され、次に８個のうちの４個の個別のケーブル（配管２７０として示す）としてシリコン熱収縮及び屈曲ＴＥＦＬＯＮ配管の形態で束ねら。

今一度図２を参照すると、この例示的な実施形態では、２つのアレイ（上部及び下部コイル組立体）は各々、部分組立体３００当たり４個である、１６個の多巻き素子コイルからなる。１つのアレイ（上部２００Ａ）は患者の胸部用に設計され、他のアレイ（下部２００Ｂ）は患者の背部用に設計される。上部及び下部アレイを組み立てることにより、３２個チャネルの可撓性アレイを形成する。ＲＦコイル組立体２００を形成する上部及び下部組立体の各々は、１６個の多巻き素子コイル２１０からなり、４つの多巻き素子コイルが対応する部分組立体３００上に配置され、４つの部分組立体３００が電気的かつ機械的に接続されて１６個のコイル・アレイを形成する。部分組立体３００は、上述のようにケーブル２４０及び２７０を通して電気的に接続される。部分組立体は、４つの部分組立体３００の各々を例えば０．０３０インチの厚さを有するＬＥＸＡＮプラスチックのようなシート又は基板２５０上に取付けることによって機械的に結合される。他の材料及び厚さを用いることもできる。シート又は基板は、ＲＦコイル組立体２００の上部コイル組立体が患者又は被検体（図１の符号１５０）の胸部上に快適に配置されるように僅かに曲がるか又は撓むことができ、ＲＦコイル組立体２００の下部コイル組立体が患者の背部が快適に載置されるように撓むことができ、さらに上部及び下部コイル組立体の両方が患者の身体を囲む空気によるＭＲＩシステムへの障害が最小の状態で胴体を完全に覆うことを確実にするように患者を包む構造を形成するのに十分な可撓性を有するのが望ましい。図示した実施形態では、シート２５０は僅かに曲がって、４つの部分組立体３００のための４つの部位を形成する。さらに、ＲＦコイル組立体２００はさらに、部分組立体３００を含むシート２５０を取付けかつＲＦコイル組立体２００の外部保護カバーを形成するためのカバー２６０を含む。カバー２６０は、患者の上及び周りにＲＦコイル組立体２００を配置する際に、ユーザによるＭＲＩシステムの容易な取扱いを可能にするために可撓性のある発泡体で構成するのが望ましい。さらに、カバー２６０は、ＲＦコイル組立体２００の構成部品の全てを保護するために発泡体を覆う外部カバーを含むのが望ましい。この例示的な実施形態の場合、完全に組み立てた時のＲＦコイル組立体２００の長さは、通常のＭＲＩイメージングシステムの撮影領域に相当するように長さが４２ｃｍであるのが望ましい。

上述のように、ＲＦコイル組立体２００は、多重受信チャネル（すなわち、３２個の）ＭＲＩシステムにおける胴体イメージングに適している。他のイメージング用途又は撮影領域要件が望ましい場合には、ＲＦコイル組立体２００の長さを所望の撮影領域に適合するように修正することができる。それに代えて、アレイを含むコイルの数及び／又は大きさを修正することができる。

次に図３を参照すると、多巻き素子コイル２１０を示している。例示的な実施形態に関して上述したように、３２個の多巻きコイル素子２１０がある。各多巻きコイル素子２１０は、ＭＲＩシステムで用いるのに適した、例えば銅Ｃｕなどの導電体の多重巻きループであるのが望ましい。ＭＲＩシステムで用いるのに適した他の材料を使用することができるが、製造の容易さ及びコストを考慮してこの実施形態では銅を使用した。例示的な実施形態では、図３に示すような２重ループを使用する。素子コイル２１０の各々は、１１．９ｃｍ×１０．７ｃｍの寸法（ループ間の測定値）を有しており、この寸法は所望の用途、胴体イメージング、従って４２ｃｍの撮影領域、及び受信チャネル数（３２個）に基づいて選択される。この実施形態では、コイルの大きさは、通常のＭＲＩスキャナの４２ｃｍの撮影領域要件を超えない基板上の総数１６個のコイル２１０に適合するように選択される。もちろん、他の用途では、撮影領域と、次に受信チャネル数とをバランスさせて、必要なコイル素子の数、大きさ及びループ数を定めることになる。今一度図３を参照すると、コイル素子２１０は、２重ループを備えたものとして示している。例示的な実施形態では、各多巻きコイル素子は、コンピュータ支援設計（ＣＡＤ）法を用いて６オンスの０．０２１インチ回路基板上にエッチングされ、ループはクロスオーバ点２９０で得られる。各コイル２１０は個々に製造しかつ同調した後に、各部分組立体３００（図２）が、重なり合った状態でコイル素子２１０を接着することによってＭＲＩシステム内で多重コイル・アレイとして用いるのに望ましい結合係数を達成するように製作される。コイル素子２１０はさらに、コンデンサ（図２に符号２３０で示す）を取付ける際に用いる複数の接点２８０を含む。今一度図３を参照すると、コイル素子２１０を含む導電体は、その形状が八角形として示している。この形状は単なる実施例として示したものであり、具体的には円形ループ、方形ループ、矩形ループ及びｎ≧３であるｎ角形を含む他の多くの形状が想定され、かつ本発明の技術的範囲内に含まれることを理解されたい。

作動において、図１及び図２の両方に示した例示的な実施形態は、２〜３：１の範囲の負荷率を示した。各多巻きコイル素子２１０は、ＲＦコイル組立体２００を患者の周りで撓ませた時の状態においてコイル結合係数を最小にするように同調された。同調させることが、ＲＦコイル組立体を様々な体型に対して作動可能になるようにＲＦコイル組立体を可撓性にすることに対して鈍感であるのが望ましい。

本明細書では本発明の特定の特徴のみを示しかつ説明したが、当業者は多くの修正及び変更に想到するであろう。従って、特許請求の範囲は、本発明の技術思想内にあるそのような全ての修正及び変更を保護しようとするものであることを理解されたい。

本発明の実施形態を適用可能な例示的なＭＲＩシステムを示す図。 多巻き素子ＲＦコイル組立体の実施形態の概略図。 図２のＲＦコイル組立体で用いるコイルの概略図。

符号の説明

１００ ＭＲＩシステム
１５０ 被検体
２００ ＲＦコイル組立体
２１０ 多巻きコイル素子
２２０ バラン組立体
２３０ 分散型コンデンサ
２４０ ケーブル
２５０ 基板
２６０ カバー
２７０ 配管
３００ 部分組立体

Claims (10)

1. 磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）システム（１００）で用いるための高周波（ＲＦ）コイル組立体（２００）であって、
   イメージング中にＲＦ信号を受信する複数の多巻きコイル素子（２１０）を含み、
   前記多巻きコイル素子が、３０ＭＨｚよりも大きい周波数で作動するＭＲＩシステムの対応する複数の受信チャネルに接続されている、
   ＲＦコイル組立体。
2. 前記複数の多巻きコイル素子及び複数の受信チャネルの数が一致している、請求項１記載のＲＦコイル組立体。
3. 前記複数の多巻きコイル素子（２１０）が、それぞれの隣接する多巻きコイル素子に重なり合うように配置され、前記複数の多巻き素子が、ＭＲＩシステム（１００）内の所望の撮影領域に対応するように配置されている、請求項２記載のＲＦコイル組立体。
4. 前記多巻きコイル素子（２１０）が、ＭＲＩシステム（１００）で用いるのに適した導電体を含む、請求項１記載のＲＦコイル組立体。
5. 前記複数の多巻きコイル素子の各々の周りに選択的に配置された同じ数のバラン組立体（２２０）及び同じ数の分散型コンデンサ（２３０）をさらに含む、請求項１記載のＲＦコイル組立体。
6. 前記複数の重なり合った多巻き素子（２１０）が、ＭＲＩシステム（１００）で用いるコイル素子間の相互電磁結合を最小にするように重なり合っている、請求項３記載のＲＦコイル組立体。
7. 前記多巻き素子（２１０）が各々、ＭＲＩシステム（１００）で用いるのに適した少なくとも１つの多巻きループの導電体を含む、請求項１記載のＲＦコイル組立体。
8. 磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）で用いるための高周波（ＲＦ）コイル組立体（２００）であって、
   少なくとも１つのＲＦコイル・アレイ（３００）を含み、
   前記ＲＦコイル・アレイが、イメージング中にＲＦ信号を受信する複数の多巻きコイル素子（２１０）を含み、
   前記多巻きコイル素子が、３０ＭＨｚより大きな周波数で作動するＭＲＩシステム（１００）の対応する複数の受信チャネルに接続されるようになっている、
   ＲＦコイル組立体。
9. 前記複数の多巻きコイル素子の各々の周りに選択的に配置された同じ数のバラン組立体（２２０）及び同じ数の分散型コンデンサ（２３０）をさらに含み、前記組立体が撮像被検体によって負荷を与えられた時に前記ＭＲＩシステムのＭＲＩ周波数にほぼ一致する周波数で各々のかつ全ての多巻き素子を共鳴させるように前記対応する分散型コンデンサの値が調整されている、請求項８記載のＲＦコイル組立体。
10. 前記ＲＦコイル組立体（２００）が、ＭＲＩシステム（１００）内の表面コイルとして作動するように形成されている、請求項８記載のＲＦコイル組立体。

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