JPH09164126A - 磁気共鳴イメージングシステム - Google Patents
磁気共鳴イメージングシステムInfo
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- JPH09164126A JPH09164126A JP8229010A JP22901096A JPH09164126A JP H09164126 A JPH09164126 A JP H09164126A JP 8229010 A JP8229010 A JP 8229010A JP 22901096 A JP22901096 A JP 22901096A JP H09164126 A JPH09164126 A JP H09164126A
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- rectangular
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- 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
- G01R33/28—Details of apparatus provided for in groups G01R33/44 - G01R33/64
- G01R33/32—Excitation or detection systems, e.g. using radio frequency signals
- G01R33/34—Constructional details, e.g. resonators, specially adapted to MR
- G01R33/34046—Volume type coils, e.g. bird-cage coils; Quadrature bird-cage coils; Circularly polarised coils
-
- 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
- G01R33/28—Details of apparatus provided for in groups G01R33/44 - G01R33/64
- G01R33/38—Systems for generation, homogenisation or stabilisation of the main or gradient magnetic field
- G01R33/3806—Open magnet assemblies for improved access to the sample, e.g. C-type or U-type magnets
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- Condensed Matter Physics & Semiconductors (AREA)
- General Physics & Mathematics (AREA)
- Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)
Abstract
(57)【要約】
【課題】本発明は患者への良いアクセスを提供し、低い
パワーレベルで動作するＲＦ送信器を備えた磁気共鳴イ
メージングシステムを提供することを目的とする。 【解決手段】本発明は撮影領域の上下に分極された静磁
場磁石と、傾斜磁場コイルとを有し、前記撮影領域の上
下それぞれに設けられたハウジングと、撮影領域に対し
て凹状に設けられ、ハウジングそれぞれによって定めら
れる位置で２つのサイドを持つ２つのＵ字形ループを形
成するＲＦ送信コイルストリップと、傾斜磁場コイルの
磁束とＲＦ送信コイルストリップとを制御するコンピュ
ータとを具備する。
パワーレベルで動作するＲＦ送信器を備えた磁気共鳴イ
メージングシステムを提供することを目的とする。 【解決手段】本発明は撮影領域の上下に分極された静磁
場磁石と、傾斜磁場コイルとを有し、前記撮影領域の上
下それぞれに設けられたハウジングと、撮影領域に対し
て凹状に設けられ、ハウジングそれぞれによって定めら
れる位置で２つのサイドを持つ２つのＵ字形ループを形
成するＲＦ送信コイルストリップと、傾斜磁場コイルの
磁束とＲＦ送信コイルストリップとを制御するコンピュ
ータとを具備する。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は磁気共鳴イメージン
グシステム（ＭＲＩシステム）に好適であって、ＭＲＩ
プロシジャ中にＲＦ磁場を生成するための装置に関す
る。
グシステム（ＭＲＩシステム）に好適であって、ＭＲＩ
プロシジャ中にＲＦ磁場を生成するための装置に関す
る。
【０００２】
【従来の技術】今日ではよく知られているように、ＭＲ
Ｉにおいて画像化されるべき物体（例えば人体）は静磁
場中に配置される。選択された被検体の領域において被
検体のある種の原子核はその有極性により、静磁場の方
向に整列しようとする。被検体を横切る傾斜磁場を印加
し、そしてラーモア周波数でＲＦ磁場を適用することに
より、これらの原子核は、磁気的に整列した状態から９
０もしくは１８０度傾斜した状態に励起される。ＲＦ送
信信号を取り去ることにより、選択された原子核は再び
整列した状態に戻ろうとする。再び整列する間に、原子
核はＲＦ信号を発生し、このＲＦ信号はＲＦ受信コイル
により検出することができる。ＲＦ受信コイルにより受
信されたＲＦ信号の結果は、頭部、脊柱あるいはその他
の被検体の部分の断層像を導出するために処理される。
Ｉにおいて画像化されるべき物体（例えば人体）は静磁
場中に配置される。選択された被検体の領域において被
検体のある種の原子核はその有極性により、静磁場の方
向に整列しようとする。被検体を横切る傾斜磁場を印加
し、そしてラーモア周波数でＲＦ磁場を適用することに
より、これらの原子核は、磁気的に整列した状態から９
０もしくは１８０度傾斜した状態に励起される。ＲＦ送
信信号を取り去ることにより、選択された原子核は再び
整列した状態に戻ろうとする。再び整列する間に、原子
核はＲＦ信号を発生し、このＲＦ信号はＲＦ受信コイル
により検出することができる。ＲＦ受信コイルにより受
信されたＲＦ信号の結果は、頭部、脊柱あるいはその他
の被検体の部分の断層像を導出するために処理される。
【０００３】ＭＲＩデバイスにおいては、静磁場やＲＦ
磁場の両者を生成する幾つかの装置および方法が案出さ
れた。静磁場は、例えば管状コイル（ここでは被検体
は、管の内側に通される）や、横磁石（ここでは被検体
は、対向するパンケーキ形状磁石の間に配置される）を
使用して生成される。横磁石配列は、“Ｃ”型，“Ｈ”
型，“４本柱”配列といった横磁石を支持するする構造
体の型によって一般に知られている。これら横磁石配列
は撮影中における被検体への改善されたアクセスを提供
することにおいて管状コイル配列よりも有益である。こ
のことは、例えば、撮影される人がＭＲ撮影中において
医学的処置を受けるために物理的な接触を必要とする場
合に有利となり得る。
磁場の両者を生成する幾つかの装置および方法が案出さ
れた。静磁場は、例えば管状コイル（ここでは被検体
は、管の内側に通される）や、横磁石（ここでは被検体
は、対向するパンケーキ形状磁石の間に配置される）を
使用して生成される。横磁石配列は、“Ｃ”型，“Ｈ”
型，“４本柱”配列といった横磁石を支持するする構造
体の型によって一般に知られている。これら横磁石配列
は撮影中における被検体への改善されたアクセスを提供
することにおいて管状コイル配列よりも有益である。こ
のことは、例えば、撮影される人がＭＲ撮影中において
医学的処置を受けるために物理的な接触を必要とする場
合に有利となり得る。
【０００４】またＲＦ磁場はＭＲＩプロセス中に生成さ
れる必要があり、一般に、ＭＲＩ装置内に配置されたコ
イルによって生成される。その一例として、サドル形コ
イルもしくは撮影される被検体の周囲に配置されるソレ
ノイドがある。サドル形コイルもしくはソレノイドは、
ＲＦ磁場を公知の作法にしたがって生成する。しかしな
がら、これらの装置は、被検体へのアクセスを制限する
という問題がある。この欠点は特に横磁石システムにい
おいて例証される。ここでは（静磁場のための）横磁石
により得られるオープンアクセスは、少なくとも部分的
には、被検体の近傍や周囲に配置される（ＲＦ磁場送信
のための）サドル形コイルもしくはソレノイドの存在に
より阻害される。
れる必要があり、一般に、ＭＲＩ装置内に配置されたコ
イルによって生成される。その一例として、サドル形コ
イルもしくは撮影される被検体の周囲に配置されるソレ
ノイドがある。サドル形コイルもしくはソレノイドは、
ＲＦ磁場を公知の作法にしたがって生成する。しかしな
がら、これらの装置は、被検体へのアクセスを制限する
という問題がある。この欠点は特に横磁石システムにい
おいて例証される。ここでは（静磁場のための）横磁石
により得られるオープンアクセスは、少なくとも部分的
には、被検体の近傍や周囲に配置される（ＲＦ磁場送信
のための）サドル形コイルもしくはソレノイドの存在に
より阻害される。
【０００５】被検体への改善されたアクセスを提供する
ＲＦアンテナが、アクン（Akgun ）による米国特許第
４，９６８，９３７号明細書に開示されている。アクン
は、撮影される被検体に対向する側に配置された導電性
ストリップ（細長部）の２枚のシートをなすＲＦアンテ
ナを開示する。導電性ストリップのための戻り電流パス
を提供する追加的なシートは、導電性ストリップシート
と複合して配置される。オペレーションにおいては、ア
クンは、ストリップを通過し、整合ネットワークにより
所望の共鳴周波数に整合された送信線としてシートを作
用させる電流について述べている。
ＲＦアンテナが、アクン（Akgun ）による米国特許第
４，９６８，９３７号明細書に開示されている。アクン
は、撮影される被検体に対向する側に配置された導電性
ストリップ（細長部）の２枚のシートをなすＲＦアンテ
ナを開示する。導電性ストリップのための戻り電流パス
を提供する追加的なシートは、導電性ストリップシート
と複合して配置される。オペレーションにおいては、ア
クンは、ストリップを通過し、整合ネットワークにより
所望の共鳴周波数に整合された送信線としてシートを作
用させる電流について述べている。
【０００６】アクンの装置は、ＭＲＩプロシジャにおけ
る患者への改善されたアクセス能を提供する一方、複合
シート上のストリップを伝導する電流に関する複雑さの
問題を被っている。ストリップ付きの複合導電性シート
および戻りパスは、製造コストを増加させ、不都合であ
るとされている。加えて、各々の導電性ストリップを伝
導する電流が慎重に制御されない場合には、ＲＦ磁場の
均等性が低下する。
る患者への改善されたアクセス能を提供する一方、複合
シート上のストリップを伝導する電流に関する複雑さの
問題を被っている。ストリップ付きの複合導電性シート
および戻りパスは、製造コストを増加させ、不都合であ
るとされている。加えて、各々の導電性ストリップを伝
導する電流が慎重に制御されない場合には、ＲＦ磁場の
均等性が低下する。
【０００７】別のＲＦ送信装置が、本願と同一の譲渡人
に譲渡されたマカーテン（McCarten）らによる米国特許
出願第０８／０２５，４１８号に記載されている。マカ
ーテンの装置は、直列に接続され互いに反対方向の巻線
を成す平らで細長い導電性部材により形成されたＲＦコ
イルを開示する。導電性部材は、患者と反対側の静磁場
磁石の近傍に配置される。特に、導電性部材は、静磁場
磁石と関連するマグネティック・シムにより生成された
環状のくぼみに形成される。この装置においては、ＭＲ
Ｉプロシジャ中における患者への物理的なアクセスに対
して如何なる特別な障害をも追加しない。しかしなが
ら、マカーテンのＲＦコイルにおける導電性部材の構成
およびその位置選定に起因し、マカーテンの装置は、選
択され磁気的に整列された被検体内の原子核を傾斜させ
るために送信器において相当のＲＦパワーを要求する。
に譲渡されたマカーテン（McCarten）らによる米国特許
出願第０８／０２５，４１８号に記載されている。マカ
ーテンの装置は、直列に接続され互いに反対方向の巻線
を成す平らで細長い導電性部材により形成されたＲＦコ
イルを開示する。導電性部材は、患者と反対側の静磁場
磁石の近傍に配置される。特に、導電性部材は、静磁場
磁石と関連するマグネティック・シムにより生成された
環状のくぼみに形成される。この装置においては、ＭＲ
Ｉプロシジャ中における患者への物理的なアクセスに対
して如何なる特別な障害をも追加しない。しかしなが
ら、マカーテンのＲＦコイルにおける導電性部材の構成
およびその位置選定に起因し、マカーテンの装置は、選
択され磁気的に整列された被検体内の原子核を傾斜させ
るために送信器において相当のＲＦパワーを要求する。
【０００８】
【発明が解決しようとする課題】本発明は上述した事情
に対処すべくなされたもので、その目的は患者への良い
アクセスを提供し、低いパワーレベルで動作するＲＦ送
信器を備えた磁気共鳴イメージングシステムを提供する
ことである。
に対処すべくなされたもので、その目的は患者への良い
アクセスを提供し、低いパワーレベルで動作するＲＦ送
信器を備えた磁気共鳴イメージングシステムを提供する
ことである。
【０００９】
【課題を解決するための手段】本発明のＲＦコイルペア
は、いわゆる“フォーポスト”横磁石イメージャと共に
用いられる。このＭＲＩ構造によれば、四つの磁石柱が
イメージング領域のそれぞれの隅に設けられ、対向する
横磁石を支持し、静磁場の戻りフラックスのパスを提供
する。四つの“柱”は、撮影される被検体のそれぞれ上
および下の横磁石を支持する。また本発明のＲＦコイル
は、四つの磁石柱の間において、イメージング領域を斜
めに横切る直交平面内に形成される。
は、いわゆる“フォーポスト”横磁石イメージャと共に
用いられる。このＭＲＩ構造によれば、四つの磁石柱が
イメージング領域のそれぞれの隅に設けられ、対向する
横磁石を支持し、静磁場の戻りフラックスのパスを提供
する。四つの“柱”は、撮影される被検体のそれぞれ上
および下の横磁石を支持する。また本発明のＲＦコイル
は、四つの磁石柱の間において、イメージング領域を斜
めに横切る直交平面内に形成される。
【００１０】また、本発明のＲＦコイルペアは、撮影さ
れる被検体の周囲に、二つ又は一般的にそれ以上の矩形
ループを形成する。各々のループは整合ネットワークで
始まり、四つの磁石柱の一つの近傍にそって伸び、上部
横磁石構造体の近傍のイメージャの反対隅に向かって伸
び、反対隅の磁石柱に沿って伸び、下部横磁石構造体の
近傍の元の磁石柱に戻る。かくしてＲＦコイルは撮影さ
れる被検体の周囲に、連続する二つのＲＦ導電パスを形
成し、これは直交位相検波（ＱＤ：quadraturedetectio
n）のために使用され得る。
れる被検体の周囲に、二つ又は一般的にそれ以上の矩形
ループを形成する。各々のループは整合ネットワークで
始まり、四つの磁石柱の一つの近傍にそって伸び、上部
横磁石構造体の近傍のイメージャの反対隅に向かって伸
び、反対隅の磁石柱に沿って伸び、下部横磁石構造体の
近傍の元の磁石柱に戻る。かくしてＲＦコイルは撮影さ
れる被検体の周囲に、連続する二つのＲＦ導電パスを形
成し、これは直交位相検波（ＱＤ：quadraturedetectio
n）のために使用され得る。
【００１１】特に、非−ＱＤモードに応用した本発明の
ＲＦコイルペアは、隣接する単一の導電性ストリップか
ら形成された二つの直交矩形コイルを提供する。隣接ス
トリップは一の柱で始まり、下部横磁石構造体の下方に
伸び、下部横磁石構造体のほぼ中央に到達したら隣接す
る柱に向かって９０゜ターンし、上部横磁石構造体に向
かって上方の隣接する柱をたどって上部横磁石構造体を
横切り、反対の柱に向かって下方に伸び、最後に下部横
磁石構造体の中央まで戻る。さらに、残りの柱に向かっ
て９０゜ターンし、残りの柱に向かって上方に伸び、上
部横磁石構造体を横切って元の開始点まで伸びる。かく
して、対向配置された柱のペア間を走行する隣接した導
電性ストリップにより二つの矩形ループが形成される。
ＲＦコイルペアは、隣接する単一の導電性ストリップか
ら形成された二つの直交矩形コイルを提供する。隣接ス
トリップは一の柱で始まり、下部横磁石構造体の下方に
伸び、下部横磁石構造体のほぼ中央に到達したら隣接す
る柱に向かって９０゜ターンし、上部横磁石構造体に向
かって上方の隣接する柱をたどって上部横磁石構造体を
横切り、反対の柱に向かって下方に伸び、最後に下部横
磁石構造体の中央まで戻る。さらに、残りの柱に向かっ
て９０゜ターンし、残りの柱に向かって上方に伸び、上
部横磁石構造体を横切って元の開始点まで伸びる。かく
して、対向配置された柱のペア間を走行する隣接した導
電性ストリップにより二つの矩形ループが形成される。
【００１２】各々の発明において、当該ＲＦコイルペア
は、イメージング処理中における患者へのアクセスを許
容する一方でＲＦ送信パワーの要求を低下させるコンパ
クトな構造を提供する。また、当該ＲＦコイルは、比較
的に低いパワーレベルで良好なＲＦ磁場の均一性を作り
出す。
は、イメージング処理中における患者へのアクセスを許
容する一方でＲＦ送信パワーの要求を低下させるコンパ
クトな構造を提供する。また、当該ＲＦコイルは、比較
的に低いパワーレベルで良好なＲＦ磁場の均一性を作り
出す。
【００１３】
【発明の実施の形態】以下、図面を参照して本発明の実
施形態を説明する。なお図１に示す従来例と同一の要素
部品には同一の符号を付してある。図１はいわゆるフォ
ーポスト横断ＭＲＩシステムを示している。本システム
において静磁場を生成するために、磁石柱１０６および
１０８により相互結合されたブロック１０２および１０
４を含む強度の透磁性構造体は、上部横磁極１１０およ
び下部横磁極１１２を有する永久磁石（または電磁石）
の間で磁束のパスを規定する。患者は、患者用寝台１２
０を利用して撮影領域１１８に対し送入され、そして送
出される。
施形態を説明する。なお図１に示す従来例と同一の要素
部品には同一の符号を付してある。図１はいわゆるフォ
ーポスト横断ＭＲＩシステムを示している。本システム
において静磁場を生成するために、磁石柱１０６および
１０８により相互結合されたブロック１０２および１０
４を含む強度の透磁性構造体は、上部横磁極１１０およ
び下部横磁極１１２を有する永久磁石（または電磁石）
の間で磁束のパスを規定する。患者は、患者用寝台１２
０を利用して撮影領域１１８に対し送入され、そして送
出される。
【００１４】図１に見られるように、静磁場に関係する
構造体は比較的オープンでアクセスしやすい撮影領域１
１８を提供する。磁極１１０および１１２は、寝台１２
０のそれぞれ上部および下部の空間のみを占有し、支柱
１０６および１０８は寝台１２０の隅の空間のみを占有
する。かくしてＭＲＩプロシジャ中における寝台１２０
上の患者へのアクセスは、静磁場磁石によっては阻害さ
れることがない。
構造体は比較的オープンでアクセスしやすい撮影領域１
１８を提供する。磁極１１０および１１２は、寝台１２
０のそれぞれ上部および下部の空間のみを占有し、支柱
１０６および１０８は寝台１２０の隅の空間のみを占有
する。かくしてＭＲＩプロシジャ中における寝台１２０
上の患者へのアクセスは、静磁場磁石によっては阻害さ
れることがない。
【００１５】しかしながら図１に示される従来装置にお
いては、ＲＦ送信コイル構造体により患者へのアクセス
が阻害される。特に図１に示される様な従来のシステム
では比較的大きなＲＦコイル１００が一般に用いられ
る。当業者にとって明かであるが、被検体内の原子核が
磁場Ｂ0 により整列された後は、ＲＦ送信コイルはＭＲ
Ｉプロセス中において原子核を９０又は１８０度傾斜さ
せるために比較的高出力のＲＦパルスを生成しなければ
ならない。このプロセス中は、極めて均一な送信ＲＦ磁
場分布を得ることが望まれる。従来装置では、比較的大
型のサドル形コイルまたはソレノイドがＲＦ磁場分布を
生成するＲＦ送信器として用いられてきた。図１に示す
ように、サドル形コイルは、ＭＲＩプロシジャ中におけ
る被検体の周囲への比較的大型で邪魔な構造物を与え
る。このことは、たとえＭＲＩプロシジャ中における患
者へのアクセスを改善すべく開口部１１４をＲＦ送信コ
イル１００に形成したとしても同じことである。
いては、ＲＦ送信コイル構造体により患者へのアクセス
が阻害される。特に図１に示される様な従来のシステム
では比較的大きなＲＦコイル１００が一般に用いられ
る。当業者にとって明かであるが、被検体内の原子核が
磁場Ｂ0 により整列された後は、ＲＦ送信コイルはＭＲ
Ｉプロセス中において原子核を９０又は１８０度傾斜さ
せるために比較的高出力のＲＦパルスを生成しなければ
ならない。このプロセス中は、極めて均一な送信ＲＦ磁
場分布を得ることが望まれる。従来装置では、比較的大
型のサドル形コイルまたはソレノイドがＲＦ磁場分布を
生成するＲＦ送信器として用いられてきた。図１に示す
ように、サドル形コイルは、ＭＲＩプロシジャ中におけ
る被検体の周囲への比較的大型で邪魔な構造物を与え
る。このことは、たとえＭＲＩプロシジャ中における患
者へのアクセスを改善すべく開口部１１４をＲＦ送信コ
イル１００に形成したとしても同じことである。
【００１６】良好なＲＦ磁場の均一かつ高感度性を、図
１のＭＲＩ装置において患者を取り囲むＲＦコイル１０
０を用いることなく作り出すことが望ましい。
１のＭＲＩ装置において患者を取り囲むＲＦコイル１０
０を用いることなく作り出すことが望ましい。
【００１７】図１のＲＦシステムを完結し、比較的小さ
いＲＦ受信コイル１２２は、一般に、比較的微弱なＲＦ
応答信号を受信するため、患者の診断部位の適所に結合
される。図１に示された受信コイル１２２は、特に脊柱
部のイメージングのために適合されており、患者支持パ
ッドの中に組み込まれている。
いＲＦ受信コイル１２２は、一般に、比較的微弱なＲＦ
応答信号を受信するため、患者の診断部位の適所に結合
される。図１に示された受信コイル１２２は、特に脊柱
部のイメージングのために適合されており、患者支持パ
ッドの中に組み込まれている。
【００１８】横磁石ＭＲＩシステムでの使用のための如
何なる望ましい構成の他のＲＦ受信コイルも、本発明の
ＲＦ送信コイルとともに使用することができる。
何なる望ましい構成の他のＲＦ受信コイルも、本発明の
ＲＦ送信コイルとともに使用することができる。
【００１９】図２のフォーポストＭＲＩ構造物は、図２
のＲＦ送信コイルがいわゆる“Ｘ−ウイング”装置内に
配置されていることを除いては図１と同様である。
のＲＦ送信コイルがいわゆる“Ｘ−ウイング”装置内に
配置されていることを除いては図１と同様である。
【００２０】図２に見られるように、イメージング領域
１１８は、図１の従来例に係るフォーポスト横磁石ＭＲ
Ｉ構造体のＲＦ送信コイル１００によって制限されるこ
とがない。代わりに、図２のＭＲＩシステムにおいて、
ＲＦ送信コイルは銅製ストリップ１４０の内にあって、
対向する柱１０８／１２２および１０６／１２４のそれ
ぞれの間に伸びる二つのループとして形成されている。
１１８は、図１の従来例に係るフォーポスト横磁石ＭＲ
Ｉ構造体のＲＦ送信コイル１００によって制限されるこ
とがない。代わりに、図２のＭＲＩシステムにおいて、
ＲＦ送信コイルは銅製ストリップ１４０の内にあって、
対向する柱１０８／１２２および１０６／１２４のそれ
ぞれの間に伸びる二つのループとして形成されている。
【００２１】特に、第１のＲＦ送信ループは、柱１０８
の内側の近傍で鉛直方向に伸びる銅製ストリップ１４０
によって形成されている。それは、下部ポール１１２お
よび上部ポール１１０の表面１４４および１４６近傍の
それぞれの終端に沿って、それぞれが続いている。ルー
プは支柱１０８に準じて示されるものと同様のやり方
で、支柱１２２の鉛直内側の近傍に伸びて終わる。
の内側の近傍で鉛直方向に伸びる銅製ストリップ１４０
によって形成されている。それは、下部ポール１１２お
よび上部ポール１１０の表面１４４および１４６近傍の
それぞれの終端に沿って、それぞれが続いている。ルー
プは支柱１０８に準じて示されるものと同様のやり方
で、支柱１２２の鉛直内側の近傍に伸びて終わる。
【００２２】第２のＲＦ送信ループは、柱１０６および
１２４の鉛直内側近傍に伸び、面１４４および１４６の
内側および水平近傍に伸びる銅製ストリップ１４０によ
り形成されている。図２は等距離図法により示されてい
るので、銅製ストリップ１４０の二つのループの一部し
か見られないが、銅製ストリップが対向する柱のそれぞ
れの間で二つのループを形成することは図３において明
かにする。
１２４の鉛直内側近傍に伸び、面１４４および１４６の
内側および水平近傍に伸びる銅製ストリップ１４０によ
り形成されている。図２は等距離図法により示されてい
るので、銅製ストリップ１４０の二つのループの一部し
か見られないが、銅製ストリップが対向する柱のそれぞ
れの間で二つのループを形成することは図３において明
かにする。
【００２３】図３において、柱１０６、１０８、１２
２、及び１２４（これらは図２にも示されている）は一
点鎖線で示されている。加えて、面１４４及び１４６
（図２）は、それぞれ一般的な平面１４５及び１４７
（図３）に相当する。図３に示されるシステムは、導電
性ストリップ１４０が形成する二つのＲＦ送信ループ１
５０および１５２以外の構造体が省略されるかあるいは
一点鎖線で示されることを除いては、図２に示されたも
のと同じである。
２、及び１２４（これらは図２にも示されている）は一
点鎖線で示されている。加えて、面１４４及び１４６
（図２）は、それぞれ一般的な平面１４５及び１４７
（図３）に相当する。図３に示されるシステムは、導電
性ストリップ１４０が形成する二つのＲＦ送信ループ１
５０および１５２以外の構造体が省略されるかあるいは
一点鎖線で示されることを除いては、図２に示されたも
のと同じである。
【００２４】図３に見られるように第１のＲＦ送信ルー
プ１５０は支柱１０８と１２２との間に伸びている。第
２のＲＦ送信ループ１５２は支柱１０６と１２４との間
に伸びている。二つのループ１５０および１５２は導電
性ストリップ１４０から構成される。導電性ストリップ
は、具合のよい場所にて長手方向に開口し、整合回路１
６０又は１６２に電気的に接続されている。第１および
第２のループ１５０および１５２は、不可欠というわけ
ではないが好ましくは、図３に示されるように、互いに
９０度をなす平面上に配置される。ループ１５０および
１５２は、非−ＱＤモードにおいて０゜から１８０゜を
基準としていかなるアングルをも取り得る。
プ１５０は支柱１０８と１２２との間に伸びている。第
２のＲＦ送信ループ１５２は支柱１０６と１２４との間
に伸びている。二つのループ１５０および１５２は導電
性ストリップ１４０から構成される。導電性ストリップ
は、具合のよい場所にて長手方向に開口し、整合回路１
６０又は１６２に電気的に接続されている。第１および
第２のループ１５０および１５２は、不可欠というわけ
ではないが好ましくは、図３に示されるように、互いに
９０度をなす平面上に配置される。ループ１５０および
１５２は、非−ＱＤモードにおいて０゜から１８０゜を
基準としていかなるアングルをも取り得る。
【００２５】図４は本発明に係るＲＦ送信コイルの実施
形態の具体的構造を示している。図４に見られるよう
に、二つのループ１５０および１５２を形成する導電性
ストリップ１４０は、透明ポリマー物質１４２に収めら
れている。イメージング領域１１８（図２）において二
つのループ１５０および１５２をマウントする適切なマ
ウント構造体１５１は、特にＭＲＩ装置に対しループ１
５０および１５２を固定するために提供される。
形態の具体的構造を示している。図４に見られるよう
に、二つのループ１５０および１５２を形成する導電性
ストリップ１４０は、透明ポリマー物質１４２に収めら
れている。イメージング領域１１８（図２）において二
つのループ１５０および１５２をマウントする適切なマ
ウント構造体１５１は、特にＭＲＩ装置に対しループ１
５０および１５２を固定するために提供される。
【００２６】ループ１５０および１５２の各々は、整合
回路１６０および１６２に接続するためのリード線１５
４を含んでいる。
回路１６０および１６２に接続するためのリード線１５
４を含んでいる。
【００２７】好ましい実施形態においては、コイル１５
０および１５２は、互いに９０゜をなして配置される同
一の矩形コイルループである。各々の矩形ループの一般
的な寸法は、長さが５５インチ、高さが１９．５インチ
である。導電性ストリップの幅は２インチである。導電
性ストリップは薄銅から構成されるが、他の導電性物質
であっても良く、イメージング領域へのアクセスを阻害
することのない程度の厚さを有していても良い。
０および１５２は、互いに９０゜をなして配置される同
一の矩形コイルループである。各々の矩形ループの一般
的な寸法は、長さが５５インチ、高さが１９．５インチ
である。導電性ストリップの幅は２インチである。導電
性ストリップは薄銅から構成されるが、他の導電性物質
であっても良く、イメージング領域へのアクセスを阻害
することのない程度の厚さを有していても良い。
【００２８】図５は本発明の他の実施形態を示してい
る。ここでは、二つのループ１５０および１５２は、単
一の連続する導電性ストリップ１４０から形成されてい
る。図５の実施形態が交差部を一つだけ（矢視“Ａ”）
をもつ点を除いては、図５は図４の全てについて同一で
ある。
る。ここでは、二つのループ１５０および１５２は、単
一の連続する導電性ストリップ１４０から形成されてい
る。図５の実施形態が交差部を一つだけ（矢視“Ａ”）
をもつ点を除いては、図５は図４の全てについて同一で
ある。
【００２９】図５の矢印“Ｂ”の位置では、ループ１５
０および１５２を構成する導電性ストリップ１４０は、
お互いに交差することも接触することもない。これは後
述する図７において詳細に示されている。
０および１５２を構成する導電性ストリップ１４０は、
お互いに交差することも接触することもない。これは後
述する図７において詳細に示されている。
【００３０】図６は、図４または図５におけるループ１
５０および１５２の“Ａ”方向から見た交差部１５３を
示している。図４の実施形態においては、ループ１５０
および１５２は、同図に見られるように二つの交差部を
有している。そのような交差部の一つのみをここでは述
べるが、これは各々の交差点に等価的にいえることであ
る。図５の実施形態では図６に示したような一つの交差
点を有する。
５０および１５２の“Ａ”方向から見た交差部１５３を
示している。図４の実施形態においては、ループ１５０
および１５２は、同図に見られるように二つの交差部を
有している。そのような交差部の一つのみをここでは述
べるが、これは各々の交差点に等価的にいえることであ
る。図５の実施形態では図６に示したような一つの交差
点を有する。
【００３１】先ず最初に、図６の左隅上部のループ１５
２を参照する。導電性ストリップ１４０は、交差点１５
３に到達し、はんだ１８２により導電性ストリップ１４
０に電気的に取り付けられた二つのキャパシタ１８０Ａ
で終端している。次にキャパシタ１８０Ａは、はんだ１
８２により、上部導電層１５５の一つの終端に電気的に
取り付けられる。上部導電層１５５の反対の終端におい
ては、キャパシタ１８０Ｃが、はんだ１８２により電気
的に取り付けられる。そしてキャパシタンス１８０Ｃは
ループ１５２の導電性ストリップ１４０にはんだ付けさ
れる。そして導電性ストリップ１４０は、図６の右隅下
部に続く。かくして図６に示されるループ１５２は、図
６の左隅上部から図６の右隅の下部まで、導電性ストリ
ップ１４０、キャパシタ１８０Ａ、上部導電層１５５、
キャパシタ１８０Ｃ、そして導電性ストリップ１４０の
一連の接続を介して電気的に連続するものとなる。
２を参照する。導電性ストリップ１４０は、交差点１５
３に到達し、はんだ１８２により導電性ストリップ１４
０に電気的に取り付けられた二つのキャパシタ１８０Ａ
で終端している。次にキャパシタ１８０Ａは、はんだ１
８２により、上部導電層１５５の一つの終端に電気的に
取り付けられる。上部導電層１５５の反対の終端におい
ては、キャパシタ１８０Ｃが、はんだ１８２により電気
的に取り付けられる。そしてキャパシタンス１８０Ｃは
ループ１５２の導電性ストリップ１４０にはんだ付けさ
れる。そして導電性ストリップ１４０は、図６の右隅下
部に続く。かくして図６に示されるループ１５２は、図
６の左隅上部から図６の右隅の下部まで、導電性ストリ
ップ１４０、キャパシタ１８０Ａ、上部導電層１５５、
キャパシタ１８０Ｃ、そして導電性ストリップ１４０の
一連の接続を介して電気的に連続するものとなる。
【００３２】上部導電層１５５は、二つの導電層１５５
および１５７にはさまれた上側半分を形成する。上部導
電層１５５は、薄いテフロン片により下部導電層１５７
から隔離される。下部導電層１５７は、上述したように
上部導電層１５５がループ１５２のための電気的な交差
点を形成したのと同じ様にループ１５０のための電気的
な交差点を形成する。特に、ループ１５０は、導電性ス
トリップ１４０、キャパシタ１８０Ｂ、下部導電層１５
７、キャパシタ１８０Ｄ、そして導電性ストリップ１４
０の一連の接続を介して図６の右隅上部から図６の左隅
下部へ電気的に連続するものとなる。
および１５７にはさまれた上側半分を形成する。上部導
電層１５５は、薄いテフロン片により下部導電層１５７
から隔離される。下部導電層１５７は、上述したように
上部導電層１５５がループ１５２のための電気的な交差
点を形成したのと同じ様にループ１５０のための電気的
な交差点を形成する。特に、ループ１５０は、導電性ス
トリップ１４０、キャパシタ１８０Ｂ、下部導電層１５
７、キャパシタ１８０Ｄ、そして導電性ストリップ１４
０の一連の接続を介して図６の右隅上部から図６の左隅
下部へ電気的に連続するものとなる。
【００３３】キャパシタ１８０Ａ〜１８０Ｄは、各々の
矩形コイルの間の容量性カップリングを低減するための
低い値のキャパシタである。各々の矩形コイル（シング
ルターン）のインダクタンスは、およそ２．５μＨであ
る。コイルは整合回路１６０および１６２を通じて１５
ＭＨｚに整合され、５０Ωに整合される。
矩形コイルの間の容量性カップリングを低減するための
低い値のキャパシタである。各々の矩形コイル（シング
ルターン）のインダクタンスは、およそ２．５μＨであ
る。コイルは整合回路１６０および１６２を通じて１５
ＭＨｚに整合され、５０Ωに整合される。
【００３４】あるいはまた、キャパシタンスは、導電性
ストリップ１４０の長さに沿って如何なる場所にも直列
に配置され得る。例えば、ＲＦ送信コイルループに沿っ
た等距離に配置され得る。
ストリップ１４０の長さに沿って如何なる場所にも直列
に配置され得る。例えば、ＲＦ送信コイルループに沿っ
た等距離に配置され得る。
【００３５】図４では、矩形コイル１５０および１５２
は磁気的にも電気的にも孤立している（何故なら二つの
コイルは互いに直交するから）。このことは、直交送信
コイルの用途に適している。あるいはまた、二つの矩形
コイルは、図５に示したように、非−直交送信コイル装
置を形成すべく直列もしくは並列に配線される。直交送
信コイル装置の利点は、２のファクターによるＲＦ送信
パワーを節約することができる点にある。また、直交コ
イルの構成の不利な点は、コイルの間の絶縁を維持する
必要があることである。直交および非直交の適用例の両
者が、本発明のスコープ内でイメージされる。非直交送
信コイルは電気回路が簡単であり、カップリング要求も
少ないが、より大きいＲＦパワーを必要とする。
は磁気的にも電気的にも孤立している（何故なら二つの
コイルは互いに直交するから）。このことは、直交送信
コイルの用途に適している。あるいはまた、二つの矩形
コイルは、図５に示したように、非−直交送信コイル装
置を形成すべく直列もしくは並列に配線される。直交送
信コイル装置の利点は、２のファクターによるＲＦ送信
パワーを節約することができる点にある。また、直交コ
イルの構成の不利な点は、コイルの間の絶縁を維持する
必要があることである。直交および非直交の適用例の両
者が、本発明のスコープ内でイメージされる。非直交送
信コイルは電気回路が簡単であり、カップリング要求も
少ないが、より大きいＲＦパワーを必要とする。
【００３６】図７は図５から送信点“Ｂ”を示してい
る。図７の左隅上部で始まり、導電性ストリップ１４０
はループ１５２として始まり、中央点１５５の近傍にて
図７の右隅下部のループ１５０に向けてターンする。
る。図７の左隅上部で始まり、導電性ストリップ１４０
はループ１５２として始まり、中央点１５５の近傍にて
図７の右隅下部のループ１５０に向けてターンする。
【００３７】（図７の右隅上部からの）ループ１５０の
導電性ストリップは、図７の左隅下部まで図示外でルー
プする。ここからは、導電性ストリップ１４０はループ
１５２の一部を形成するために図７の右隅下部に向かっ
てターンする。導電性ストリップ１４０は図示外で再度
ループし、図７の左隅上部に続く。
導電性ストリップは、図７の左隅下部まで図示外でルー
プする。ここからは、導電性ストリップ１４０はループ
１５２の一部を形成するために図７の右隅下部に向かっ
てターンする。導電性ストリップ１４０は図示外で再度
ループし、図７の左隅上部に続く。
【００３８】図８は、図４の実施形態に従ったＸ−ウイ
ングＲＦ送信コイルを備えたＭＲＩシステムを示してい
る。特に、寝台天板１２０（図２参照）は、静磁場磁石
２００、傾斜磁場磁石２１０、そしてＲＦ送信コイルル
ープ１５０および１５２の間のイメージング領域１６８
に挿入されることが示されている。本実施形態における
ループ１５０および１５２は、ＲＦ信号を送信するため
に配置され、一方、ＲＦ受信コイル１２２は、放出され
るＲＦ信号を受信するために配置される。ループ１５０
および１５２には、それぞれ、整合回路１６０および１
６２が取り付けられる。静磁場磁石２００、傾斜磁場磁
石２１０、ループ１５０および１５２、そしてＲＦ受信
コイル１２２は全て、コンピュータ２２０に対し接続さ
れている。コンピュータ２２０はＲＦ磁場の送受信を制
御する。このコンピュータ２２は、撮影領域の可視画像
を提供するためのモニタ（video display tube）２３０
に接続される。
ングＲＦ送信コイルを備えたＭＲＩシステムを示してい
る。特に、寝台天板１２０（図２参照）は、静磁場磁石
２００、傾斜磁場磁石２１０、そしてＲＦ送信コイルル
ープ１５０および１５２の間のイメージング領域１６８
に挿入されることが示されている。本実施形態における
ループ１５０および１５２は、ＲＦ信号を送信するため
に配置され、一方、ＲＦ受信コイル１２２は、放出され
るＲＦ信号を受信するために配置される。ループ１５０
および１５２には、それぞれ、整合回路１６０および１
６２が取り付けられる。静磁場磁石２００、傾斜磁場磁
石２１０、ループ１５０および１５２、そしてＲＦ受信
コイル１２２は全て、コンピュータ２２０に対し接続さ
れている。コンピュータ２２０はＲＦ磁場の送受信を制
御する。このコンピュータ２２は、撮影領域の可視画像
を提供するためのモニタ（video display tube）２３０
に接続される。
【００３９】図９は、ＲＦ送信コイル１５０および１５
２が図４よりもむしろ図５に示されるコイルに相当する
ことを除いては図８と同様である。図８と同様に図９
は、ループ１５０／１５２、傾斜磁場コイル２１０そし
て静磁場磁石２００により規定されるイメージング領域
１６８に挿入される寝台１２０を含んでいる。
２が図４よりもむしろ図５に示されるコイルに相当する
ことを除いては図８と同様である。図８と同様に図９
は、ループ１５０／１５２、傾斜磁場コイル２１０そし
て静磁場磁石２００により規定されるイメージング領域
１６８に挿入される寝台１２０を含んでいる。
【００４０】本発明のＸ−ウイングコイルは、イメージ
ングされる物体へのアクセスを制限することがないた
め、先のＲＦコイルよりも有利な点を提供する。正規で
インタベンショナルな画像利用にとって、Ｘ−ウイング
コイルは、撮影される患者に対し、上述した米国特許出
願第０８／０２５，４１８号に記載された平型断層送信
コイルと事実上同じ開放性を提供する。
ングされる物体へのアクセスを制限することがないた
め、先のＲＦコイルよりも有利な点を提供する。正規で
インタベンショナルな画像利用にとって、Ｘ−ウイング
コイルは、撮影される患者に対し、上述した米国特許出
願第０８／０２５，４１８号に記載された平型断層送信
コイルと事実上同じ開放性を提供する。
【００４１】Ｘ−ウイングコイルはまた、ＲＦパワー効
率の面で平型断層送信コイルよりも利点を有している。
とりわけ、ＲＦパワー効率は、所要のＲＦ磁場強度を得
るためのＲＦパワー入力によりＲＦ磁場強度Ｂを除算す
ることで定義される。Ｘ−ウイングコイルは、平型断層
送信コイルで同一の共鳴周波数を得る場合に比較し、同
一のフリップ角を得るためのＲＦパワーが十分の一で済
む。
率の面で平型断層送信コイルよりも利点を有している。
とりわけ、ＲＦパワー効率は、所要のＲＦ磁場強度を得
るためのＲＦパワー入力によりＲＦ磁場強度Ｂを除算す
ることで定義される。Ｘ−ウイングコイルは、平型断層
送信コイルで同一の共鳴周波数を得る場合に比較し、同
一のフリップ角を得るためのＲＦパワーが十分の一で済
む。
【００４２】例えばマカーテン（米国特許出願第０８／
０２５，４１８号）のＲＦ送信コイル（上部および下部
の横磁石構造体の近傍パンケーキ形状のコイルとして提
供される）と、本発明のＸ−ウイング送信コイルとを仮
に比較すれば、本発明により得られるパワー効率に関す
る利点が実証される。
０２５，４１８号）のＲＦ送信コイル（上部および下部
の横磁石構造体の近傍パンケーキ形状のコイルとして提
供される）と、本発明のＸ−ウイング送信コイルとを仮
に比較すれば、本発明により得られるパワー効率に関す
る利点が実証される。
【００４３】例えば、マカーテンのパンケーキ形送信コ
イルは、２．７４ＭＨｚにおいて、送信フィールドの望
ましい均一性を得るためにおよそ３ｋＷの送信パワーを
必要とする。パワー要求は使用周波数に比例するので、
仮にマカーテンの装置が１５ＭＨｚで動作した場合、送
信コイルはおよそ２０ｋＷものパワーを必要とするであ
ろう。これらのパワー要求は、マカーテンのパンケーキ
形送信コイルが仮にＱＤモードで動作すれば半分に低減
され、１５ＭＨｚで１０ｋＷのパワー要求に抑えること
ができる。しかし、これでも相対的にみれば高い。
イルは、２．７４ＭＨｚにおいて、送信フィールドの望
ましい均一性を得るためにおよそ３ｋＷの送信パワーを
必要とする。パワー要求は使用周波数に比例するので、
仮にマカーテンの装置が１５ＭＨｚで動作した場合、送
信コイルはおよそ２０ｋＷものパワーを必要とするであ
ろう。これらのパワー要求は、マカーテンのパンケーキ
形送信コイルが仮にＱＤモードで動作すれば半分に低減
され、１５ＭＨｚで１０ｋＷのパワー要求に抑えること
ができる。しかし、これでも相対的にみれば高い。
【００４４】２．７４ＭＨｚ、非ＱＤモードで本発明の
Ｘ−ウイングコイルを動作させる場合と比較すると、マ
カーテンのパンケーキ形送信コイルと同じ送信フィール
ドの均一性を得るために、わずかに３００Ｗ程度しか必
要としない。本発明のＸ−ウイング送信コイルの３００
Ｗに比べ、マカーテンの装置では３０００Ｗの要求とな
る。
Ｘ−ウイングコイルを動作させる場合と比較すると、マ
カーテンのパンケーキ形送信コイルと同じ送信フィール
ドの均一性を得るために、わずかに３００Ｗ程度しか必
要としない。本発明のＸ−ウイング送信コイルの３００
Ｗに比べ、マカーテンの装置では３０００Ｗの要求とな
る。
【００４５】図１０〜図１２は、コイル中央の垂直方向
における磁場の均一性を改善した本発明の他の実施形態
を示している。図１０〜図１２の改善点は、図２〜図８
のコイルに存在する垂直磁場の不均一性を補償する点に
ある。
における磁場の均一性を改善した本発明の他の実施形態
を示している。図１０〜図１２の改善点は、図２〜図８
のコイルに存在する垂直磁場の不均一性を補償する点に
ある。
【００４６】例えば図３に示される型のＸ−ウイングコ
イルを備えたＭＲＩシステムにおいて、Ｘ−ウイングコ
イルの中央から１５ｃｍ垂直上部においては、コイルの
中央の磁場強度Ｂ1 に比べ、Ｂ1 は７０％から１００％
の磁場強度の増加を示す。この垂直方向の磁場不均一性
は、Ｘ−ウイングコイルの中央下部でも等価に存在す
る。比較によれば、図１０〜図１２のＸ−ウイングコイ
ルは、中央のフィールドと、これに対し１５ｃｍ上部又
は下部のフィールドとの比較によれば、Ｂ1 フィールド
強度において１２％から１５％の増加のみを示す。図１
０〜図１２のコイルは、かくして垂直方向において改善
されたＢ1 の均一性を提供する。
イルを備えたＭＲＩシステムにおいて、Ｘ−ウイングコ
イルの中央から１５ｃｍ垂直上部においては、コイルの
中央の磁場強度Ｂ1 に比べ、Ｂ1 は７０％から１００％
の磁場強度の増加を示す。この垂直方向の磁場不均一性
は、Ｘ−ウイングコイルの中央下部でも等価に存在す
る。比較によれば、図１０〜図１２のＸ−ウイングコイ
ルは、中央のフィールドと、これに対し１５ｃｍ上部又
は下部のフィールドとの比較によれば、Ｂ1 フィールド
強度において１２％から１５％の増加のみを示す。図１
０〜図１２のコイルは、かくして垂直方向において改善
されたＢ1 の均一性を提供する。
【００４７】垂直方向において増加されたＢ1 フィール
ドの不均一性は、恐らくは図５に示される２つのコイル
の交差部“Ａ”により生成される強力な磁場によるもの
である。図９〜１２の改善されたコイルにおいて交差部
は、外見上、イメージング領域１１８の重要な中央部に
おけるＢ1 フィールドの均一性の悪影響がより少ない場
所に移動している。特に、重要なイメージング領域は３
０ｃｍのＤＳＶである。交差点をイメージング領域の外
に移動する（あるいは少なくともその中心から離す）こ
とにより、垂直磁場Ｂ1 の均一性は改善される。
ドの不均一性は、恐らくは図５に示される２つのコイル
の交差部“Ａ”により生成される強力な磁場によるもの
である。図９〜１２の改善されたコイルにおいて交差部
は、外見上、イメージング領域１１８の重要な中央部に
おけるＢ1 フィールドの均一性の悪影響がより少ない場
所に移動している。特に、重要なイメージング領域は３
０ｃｍのＤＳＶである。交差点をイメージング領域の外
に移動する（あるいは少なくともその中心から離す）こ
とにより、垂直磁場Ｂ1 の均一性は改善される。
【００４８】図９〜図１２は、改善されたＸ−ウイング
コイル構造を示している。特にコイルは、電気的に連続
した二つの“Ｕ”字形の導電性ループ（例えば、図９の
上方又は下方からみればループは“Ｕ”字形をなすこと
がわかる）により作り出される。ストリップは、“Ｘ−
ウイング”構成を形成する曲げ方法を除き、図３〜図７
に関して述べた全ての方法により実現される。すなわ
ち、例えば図５においてＸ−ウイングにおける“Ｘ”
は、“＼”ループにオーバーループする“／”ループ
（上方から見て）として形成されるか、一方、“＜”ル
ープに並んでいる“＞”ループとして形成された二つの
オーバーループするループにより形成される。
コイル構造を示している。特にコイルは、電気的に連続
した二つの“Ｕ”字形の導電性ループ（例えば、図９の
上方又は下方からみればループは“Ｕ”字形をなすこと
がわかる）により作り出される。ストリップは、“Ｘ−
ウイング”構成を形成する曲げ方法を除き、図３〜図７
に関して述べた全ての方法により実現される。すなわ
ち、例えば図５においてＸ−ウイングにおける“Ｘ”
は、“＼”ループにオーバーループする“／”ループ
（上方から見て）として形成されるか、一方、“＜”ル
ープに並んでいる“＞”ループとして形成された二つの
オーバーループするループにより形成される。
【００４９】いずれの場合においても、結果として
“Ｘ”が構成される。図９〜図１２のＸ−ウイングコイ
ルは、また、同様に位置づけ、マウントされ、図３〜図
７に関して述べたＸ−ウイングコイルとしてＭＲＩシス
テムにおいて使用される。
“Ｘ”が構成される。図９〜図１２のＸ−ウイングコイ
ルは、また、同様に位置づけ、マウントされ、図３〜図
７に関して述べたＸ−ウイングコイルとしてＭＲＩシス
テムにおいて使用される。
【００５０】“Ｕ字形ループ”なる語は略矩形ループを
意味し、この矩形ループは上方または下方から見て、１
８０゜より少ない角度で曲げられ、あるいは丸められ、
あるいは中央部から遷移されて構成される。この際、曲
率の度合い、スムースさ、曲線の対称的直角度または
“点対称性”はどのように決めても構わない。これによ
りＵ字型は、“Ｖ”字形ループおよび不定型のループを
含む。加えて、“略矩形ループ”は、厳密な矩形でなく
てもよく、例えば４５゜の切欠き部（図１０の“ｄ“）
を含んでいても良い。
意味し、この矩形ループは上方または下方から見て、１
８０゜より少ない角度で曲げられ、あるいは丸められ、
あるいは中央部から遷移されて構成される。この際、曲
率の度合い、スムースさ、曲線の対称的直角度または
“点対称性”はどのように決めても構わない。これによ
りＵ字型は、“Ｖ”字形ループおよび不定型のループを
含む。加えて、“略矩形ループ”は、厳密な矩形でなく
てもよく、例えば４５゜の切欠き部（図１０の“ｄ“）
を含んでいても良い。
【００５１】図１０のＸ−ウイングコイルにおいては、
概して連続的な導電性ストリップ１４０は、四つのハー
フループ５０１Ａ〜Ｄを形成し、それぞれのハーフルー
プはイメージング領域１１８の中央部分から外側に伸び
る。図１０に示されるように、ハーフループ５０１Ａ及
び５０１Ｄは“Ｕ”字型の完全なループを形成するため
に結合される。ハーフループ５０１Ｂおよび５０１Ｃも
これと同様である。一実施形態においては、ループ５０
１Ａ／Ｄおよび５０１Ｂ／Ｃを次のように位置させても
良い。すなわち、ループ５０１Ａ／Ｄを、フォーポスト
ＭＲＩシステムの一の柱から近傍の柱（例えば図３の柱
１０６と１２２）に伸び、一方で、ループ５０１Ｂ／Ｃ
を、隣接する残り二つの柱（図３の柱１０８および１２
３）から伸びるように位置させても良い。他の実施形態
では、Ｘ−ウイングコイルを柱の整列から離れるように
所定角度だけ回転させても良い。
概して連続的な導電性ストリップ１４０は、四つのハー
フループ５０１Ａ〜Ｄを形成し、それぞれのハーフルー
プはイメージング領域１１８の中央部分から外側に伸び
る。図１０に示されるように、ハーフループ５０１Ａ及
び５０１Ｄは“Ｕ”字型の完全なループを形成するため
に結合される。ハーフループ５０１Ｂおよび５０１Ｃも
これと同様である。一実施形態においては、ループ５０
１Ａ／Ｄおよび５０１Ｂ／Ｃを次のように位置させても
良い。すなわち、ループ５０１Ａ／Ｄを、フォーポスト
ＭＲＩシステムの一の柱から近傍の柱（例えば図３の柱
１０６と１２２）に伸び、一方で、ループ５０１Ｂ／Ｃ
を、隣接する残り二つの柱（図３の柱１０８および１２
３）から伸びるように位置させても良い。他の実施形態
では、Ｘ−ウイングコイルを柱の整列から離れるように
所定角度だけ回転させても良い。
【００５２】導電性ストリップ１４０は一般に整合回路
１６０の電極端子（＋）から始まる。そこからループ５
０１Ａ／Ｄが始まる。ループ５０１Ａ／Ｄがほぼ完全に
形成されると、ストリップは送信エリア５０２のループ
５０１Ｂ／Ｃにクロスオーバーする。送信エリアにおい
ては、ストリップ５０２の一部５０２Ａは、ループ５０
１Ａ／Ｄからループ５０１Ｂ／Ｃを横切る。ストリップ
がループ５０１Ｂ／Ｃを形成した後は、部分５０２Ｂ
は、ループ５０１／Ｄに戻り、さらに整合回路１６０の
（−）の端子において完全なループ５０１Ａ／Ｄを完結
するためにストリップ５０２Ａの経路（必然的ではない
が、好ましくは部分５０２Ａの下）を引き返す。部分５
０２Ａおよび５０２Ｂは、お互いに電気的に絶縁されて
いる。
１６０の電極端子（＋）から始まる。そこからループ５
０１Ａ／Ｄが始まる。ループ５０１Ａ／Ｄがほぼ完全に
形成されると、ストリップは送信エリア５０２のループ
５０１Ｂ／Ｃにクロスオーバーする。送信エリアにおい
ては、ストリップ５０２の一部５０２Ａは、ループ５０
１Ａ／Ｄからループ５０１Ｂ／Ｃを横切る。ストリップ
がループ５０１Ｂ／Ｃを形成した後は、部分５０２Ｂ
は、ループ５０１／Ｄに戻り、さらに整合回路１６０の
（−）の端子において完全なループ５０１Ａ／Ｄを完結
するためにストリップ５０２Ａの経路（必然的ではない
が、好ましくは部分５０２Ａの下）を引き返す。部分５
０２Ａおよび５０２Ｂは、お互いに電気的に絶縁されて
いる。
【００５３】図１０のＸ−ウイングコイルのための有用
な寸法を以下に示すが、本発明はこれら特定の寸法に限
定されることはない。
な寸法を以下に示すが、本発明はこれら特定の寸法に限
定されることはない。
【００５４】ａ＝１７０ｍｍ ｂ＝２４０ｍｍ ｃ＝２５．４ｍｍ ｄ＝４５゜ ｅ＝４９５．３ｍｍ ｆ＝１４０９．７ｍｍ ストリップ１４０は“連続”するものとして説明した
が、望ましくは図１１に示すように分散されたキャパシ
タＣ１〜Ｃ１１により断続している。“連続”なる語
は、分散されたキャパシタンスを含んでいる。キャパシ
タンスＣ１〜Ｃ１１はＲＦループの間の容量性カップリ
ングを低減させるための低い値を有するキャパシタンス
である。図１１の矢印は、ＲＦ電流の流れを示してい
る。すなわち、整合回路から始まり、ループ５０１Ｂ／
Ｃを介して進み、ループ５０１Ａ／Ｄを介して進み、整
合回路に戻る。
が、望ましくは図１１に示すように分散されたキャパシ
タＣ１〜Ｃ１１により断続している。“連続”なる語
は、分散されたキャパシタンスを含んでいる。キャパシ
タンスＣ１〜Ｃ１１はＲＦループの間の容量性カップリ
ングを低減させるための低い値を有するキャパシタンス
である。図１１の矢印は、ＲＦ電流の流れを示してい
る。すなわち、整合回路から始まり、ループ５０１Ｂ／
Ｃを介して進み、ループ５０１Ａ／Ｄを介して進み、整
合回路に戻る。
【００５５】図１２はＲＦ送信コイル１５０および１５
２が図４よりもむしろ図１０に示されるコイルに相当す
ることを除いては図８と同様である。図１２は、図８と
同様に、ループ１５０／１５２、傾斜磁場コイル２１
０、そして静磁場磁石２００によって規定されるイメー
ジング領域１６８に入れられる寝台１２０を含んでい
る。
２が図４よりもむしろ図１０に示されるコイルに相当す
ることを除いては図８と同様である。図１２は、図８と
同様に、ループ１５０／１５２、傾斜磁場コイル２１
０、そして静磁場磁石２００によって規定されるイメー
ジング領域１６８に入れられる寝台１２０を含んでい
る。
【００５６】本発明は、現時点で最も実用的であり好ま
しいと考慮される実施形態に関連して説明されたが、本
発明は、開示された実施形態に限定されず、特許請求の
範囲及び技術的範囲内に含まれた種々の変形および等価
な構成を含むことを意図している。
しいと考慮される実施形態に関連して説明されたが、本
発明は、開示された実施形態に限定されず、特許請求の
範囲及び技術的範囲内に含まれた種々の変形および等価
な構成を含むことを意図している。
【００５７】
【発明の効果】以上説明したように本発明によれば、患
者への良いアクセスを提供し、低いパワーレベルで動作
するＲＦ送信器を備えた磁気共鳴イメージングシステム
を提供できる。
者への良いアクセスを提供し、低いパワーレベルで動作
するＲＦ送信器を備えた磁気共鳴イメージングシステム
を提供できる。
【図１】従来のフォーポストＭＲＩを示す図。
【図２】本発明の第１実施形態に係るフォーポスト寝台
ＭＲＩを示す図。
ＭＲＩを示す図。
【図３】図２に示されるＭＲＩのＲＦコイルを簡潔に示
す図。
す図。
【図４】本発明の第１実施形態に係るＲＦコイルを示す
図。
図。
【図５】本発明の第２実施形態に係るＲＦコイルを示す
図。
図。
【図６】図４及び図５のＡ方向から見た図４のＲＦコイ
ルの一部を示す図。
ルの一部を示す図。
【図７】図５のＢ方向から見た図５のＲＦコイルの一部
を示す図。
を示す図。
【図８】図４のＭＲＩの構成を模式的に示すブロック
図。
図。
【図９】図５のＭＲＩの構成を模式的に示すブロック
図。
図。
【図１０】本発明の他の実施形態に係るＲＦコイルを示
す図。
す図。
【図１１】図１０におけるＲＦ電流および分散されたキ
ャパシタンスをより詳細に示す図。
ャパシタンスをより詳細に示す図。
【図１２】図９のＭＲＩの構成を模式的に示すブロック
図。
図。
１００…ＲＦコイル １０６、１０８…支柱 １１０…上部横磁極 １１２…下部横磁極 １１８…撮影領域 １２０…寝台天板 １２２…ＲＦ受信コイル １４０…導電性ストリップ
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 ジョーゼフ・ダブリュ・カールソン アメリカ合衆国、カリフォルニア州 94708、ケンジントン、ケンブリッジ・ア ベニュー 240 (72)発明者 バリー・マッカーテン アメリカ合衆国、カリフォルニア州 94306、パロ・アルト、ブライアント・ス トリート 3223 (72)発明者 スティーブン・クラスノー アメリカ合衆国、カリフォルニア州 94702、バークレー、バイロン・ストリー ト 2438 (72)発明者 ウイリアム・ケー・エム・ルー アメリカ合衆国、カリフォルニア州 94080、サンフランシスコ、エメラルド・ コート 32 (72)発明者 ミツアキ・アラカワ アメリカ合衆国、カリフォルニア州 94010、ヒルスバロウ、レイク・ビュー・ ドライブ 1005 (72)発明者 ケビン・エー・ダービー アメリカ合衆国、カリフォルニア州 94066、サン・ブルーノ・ハイランド・ド ライブ 3291
Claims (22)
- 【請求項１】 撮影領域内の被検体を磁気的に画像化す
るシステムにおいて、 前記撮影領域の上下に分極された静磁場磁石と、傾斜磁
場コイルとを有し、前記撮影領域の上下それぞれに設け
られたハウジングと、 前記撮影領域に対して凹状に設けられ、前記ハウジング
それぞれによって定められる位置で２つのサイドを持つ
２つのＵ字形ループを形成するＲＦ送信コイルストリッ
プと、 前記傾斜磁場コイルの磁束と前記ＲＦ送信コイルストリ
ップとを制御するコンピュータとを具備したことを特徴
とするシステム。 - 【請求項２】 前記２つのＵ字形ループそれぞれは、面
が異なる２つのハーフループを持つことを特徴とする請
求項１記載のシステム。 - 【請求項３】 前記撮影領域の上下に前記ハウジングを
構造的に支え、磁束導体からなる複数本の支柱をさらに
備えることを特徴とする請求項１記載のシステム。 - 【請求項４】 ４本の支柱をさらに有し、この４本の支
柱は隣り合う２本ずつ２つのセットとして設けられ、前
記ハーフループそれぞれは３つのサイドを持ち、前記ハ
ーフループそれぞれの２つのサイドは前記ハウジングそ
れぞれによって定められ、一方の２つのハーフループの
残りのサイドは２つの隣り合う支柱に対応する前記Ｕ字
形ループの一方を形成し、他方の２つのハーフループの
残りのサイドは残りの２つの隣り合う支柱に対応する前
記Ｕ字形ループの他方を形成することを特徴とする請求
項２記載のシステム。 - 【請求項５】 撮影領域内の被検体を磁気的に画像化す
るシステムにおいて、 前記撮影領域の上下に分極された静磁場磁石と、傾斜磁
場コイルとを有し、前記撮影領域の上下それぞれに設け
られたハウジングと、 前記撮影領域の周囲に電気的に接触する１つの導電性ス
トリップを形成し、前記撮影領域の周囲にＸ字状に配置
された２つのＵ字形ループを形成するＲＦ送信コイル
と、 前記傾斜磁場コイルの磁束と前記ＲＦ送信コイルとを制
御するコンピュータとを具備したことを特徴とするシス
テム。 - 【請求項６】 前記Ｕ字形ループは、面が異なる２つの
ハーフループを形成することを特徴とする請求項５記載
のシステム。 - 【請求項７】 前記撮影領域の上下に前記ハウジングを
構造的に支え、磁束導体からなる複数本の支柱をさらに
備えることを特徴とする請求項５記載のシステム。 - 【請求項８】 隣り合う２本ずつ２つのセットとして設
けられ４本の支柱をさらに有し、前記ハーフループそれ
ぞれは３つのサイドを持ち、前記ハーフループそれぞれ
の２つのサイドは前記ハウジングそれぞれによって定め
られ、一方の２つのハーフループの残りのサイドは２つ
の隣り合う支柱に対応する前記Ｕ字形ループの一方を形
成し、他方の２つのハーフループの残りのサイドは残り
の２つの隣り合う支柱に対応する前記Ｕ字形ループの他
方を形成することを特徴とする請求項７記載のシステ
ム。 - 【請求項９】 複数本の垂直支柱と複数の水平ハウジン
グとで定められる撮影領域を有する横磁石型ＭＲＩシス
テムに用いられるＲＦ送信コイルにおいて、 接続されたトップストリップとボトムストリップとサイ
ドストリップとを有する方形状ループを形成し、前記ト
ップストリップと前記ボトムストリップとは前記撮影領
域の中心に近い部分と前記撮影領域の中心に近い第１の
部分から延長して異なる２つの向きに設けられる２つの
終端部分とを有する第１の導電性ストリップと、 接続されたトップストリップとボトムストリップとサイ
ドストリップとを有する他の方形状ループを形成し、前
記トップストリップと前記ボトムストリップとは前記撮
影領域の中心に近い部分と前記撮影領域の中心に近い第
１の部分から延長してさらに異なる２つの向きに設けら
れる２つの終端部分とを有する第２の導電性ストリップ
とを具備したことを特徴とするＲＦ送信コイル。 - 【請求項１０】 前記異なる４つの向きは、少なくとも
１つの面内で互いに直交することを特徴とする請求項９
記載のＲＦ送信コイル。 - 【請求項１１】 前記方形状ループは、前記第１の導電
性ストリップと前記第２の導電性ストリップとを接続す
る付加的な導電性ストリップのトランジション部分を介
して電気的に接触されることを特徴とする請求項９記載
のＲＦ送信コイル。 - 【請求項１２】 前記トランジション部分は前記撮影領
域の中心から１５ｃｍ未満離れていることを特徴とする
請求項９記載のＲＦ送信コイル。 - 【請求項１３】 前記導電性ストリップの全てを支える
絶縁フレームをさらに備えることを特徴とする請求項９
記載のＲＦ送信コイル。 - 【請求項１４】 上部横磁石と下部横磁石とを有するＭ
ＲＩシステムに用いられるＲＦ送信コイルにおいて、 直列接続された第１と第２の非平面状ループ内に配置さ
れる導電性ストリップを備え、前記第１と第２の非平面
状ループは、前記上部横磁石と前記下部横磁石とによる
２つのサイドで定められる領域の限界を決める２つの方
形状コイルを形成するように並列されることを特徴とす
るＲＦ送信コイル。 - 【請求項１５】 前記並列された第１と第２の非平面状
ループは、互いのループからみて凹んでいることを特徴
とする請求項１４記載のＲＦ送信コイル。 - 【請求項１６】 前記並列された第１と第２の非平面状
ループは連続的な導電性ストリップに形成され、前記連
続的な導電性ストリップは互いのループを接続するため
のトランジション部分を有することを特徴とする請求項
１４記載のＲＦ送信コイル。 - 【請求項１７】 前記凹状ループは角ループの先端に近
い点で交差することを特徴とする請求項１５記載のＲＦ
送信コイル。 - 【請求項１８】 上面を定める上部ポールと下面を定め
る下部ポールとを有する静磁場磁石と、 前記上部ポールと前記下部ポールとを構造的に接続する
磁気的導体からなるサポート構造と、 電気的に接続され且つ前記上面に近いサイドと下面とサ
ポート構造とを有する２つの方形状のハーフループによ
り形成される第１のＲＦコイルとを具備し、 前記２つの方形状ハーフループの一方は前記上面と下面
に略直交する第１の面内にあり、前記２つの方形状ハー
フループの他方は前記上面と下面に略直交するが前記第
１の面とは異なる第２の面内にあることを特徴とする磁
気システム。 - 【請求項１９】 電気的に接続され且つ前記上面に近い
サイドと下面とサポート構造とを有する他の２つの方形
状のハーフループにより形成される第２のＲＦコイルを
さらに備え、 前記他の２つの方形状ハーフループの一方は前記上面と
下面に略直交するが前記第１の面及び前記第２の面とは
異なる第３の面内にあり、前記他の２つの方形状ハーフ
ループの他方は前記上面と下面に略直交するが前記第１
の面、前記第２の面及び前記第３の面とは異なる第４の
面内にあることを特徴とする請求項１８記載の磁気シス
テム。 - 【請求項２０】 前記第１、第２、第３、第４の面の中
の２つの面は、前記第１、第２、第３、第４の面の中の
他の２つの面に略直交することを特徴とする請求項１９
記載の磁気システム。 - 【請求項２１】 前記サポート構造は、４本の支柱を含
むことを特徴とする請求項１９記載の磁気システム。 - 【請求項２２】 前記第１と第３の面は前記４本の支柱
の中の２つと交差し、前記第２と第４の面は前記４本の
支柱の中の他の２つと交差することを特徴とする請求項
２１記載の磁気システム。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US08/520,748 US5663645A (en) | 1994-08-02 | 1995-08-29 | Spatially orthogonal rectangular coil pair suitable for vertical magnetic field MRI system |
| US520748 | 1995-08-29 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH09164126A true JPH09164126A (ja) | 1997-06-24 |
| JP3645368B2 JP3645368B2 (ja) | 2005-05-11 |
Family
ID=24073907
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP22901096A Expired - Fee Related JP3645368B2 (ja) | 1995-08-29 | 1996-08-29 | 磁気共鳴イメージングシステム |
Country Status (3)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US5663645A (ja) |
| JP (1) | JP3645368B2 (ja) |
| GB (1) | GB2304900A (ja) |
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|---|---|---|---|---|
| US5939883A (en) * | 1996-07-17 | 1999-08-17 | Fonar Corporation | Magnetic resonance imaging excitation and reception methods and apparatus |
| US6011393A (en) * | 1997-06-26 | 2000-01-04 | Toshiba America Mri, Inc. | Self-supporting RF coil for MRI |
| US5977771A (en) * | 1997-11-03 | 1999-11-02 | Picker International, Inc. | Single gradient coil configuration for MRI systems with orthogonal directed magnetic fields |
| US6144203A (en) * | 1997-11-28 | 2000-11-07 | Hitachi Medical Corporation | Coil harness assembly for interventional MRI application |
| US6029081A (en) * | 1998-03-19 | 2000-02-22 | Picker International, Inc. | Movable magnets for magnetic resonance surgery |
| US6249121B1 (en) | 1999-05-17 | 2001-06-19 | General Electric Company | RF body coil |
| DE10116802C1 (de) * | 2001-04-04 | 2002-10-02 | Siemens Ag | RF-Antenne für ein offenes MR-System |
| JP3727601B2 (ja) * | 2002-03-05 | 2005-12-14 | ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー | 磁気共鳴イメージング装置 |
| DE102004003535B3 (de) * | 2004-01-23 | 2005-10-13 | Siemens Ag | Erzeuger eines zeitvariablen Magnetfelds eines Magnetresonanzgeräts und Magnetresonanzgerät mit einem derartigen Erzeuger eines zeitvariablen Magnetfelds |
| US8823221B1 (en) | 2012-09-26 | 2014-09-02 | The United States Of America As Represented By The Secretary Of The Navy | Optimized galfenol-type magnetostrictive actuator |
| US10976389B2 (en) * | 2014-01-03 | 2021-04-13 | Samsung Electronics Co., Ltd. | Radiofrequency coil |
Family Cites Families (21)
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|---|---|---|---|---|
| GB8321308D0 (en) * | 1983-08-08 | 1983-09-07 | M & D Technology Ltd | Radio frequency coil |
| GB8321295D0 (en) * | 1983-08-08 | 1983-09-07 | Redpath T W T | Magnetic coils |
| US4728896A (en) * | 1984-07-31 | 1988-03-01 | Oxford Research Systems Limited | Method and apparatus for obtaining N.M.R. spectra and coils for use therein |
| US4918388A (en) * | 1985-08-14 | 1990-04-17 | Picker International, Inc. | Quadrature surface coils for magnetic resonance imaging |
| US4784146A (en) * | 1986-08-14 | 1988-11-15 | University Of Florida | Angled segment receiver coil for NMR imaging of a human head |
| US4766383A (en) * | 1987-02-24 | 1988-08-23 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Quadrature antenna for magnetic resonance imaging using elliptical coils |
| JPH0197443A (ja) * | 1987-10-12 | 1989-04-14 | Hitachi Ltd | Ｎｍｒ用高周波コイル装置 |
| GB2221995B (en) * | 1988-08-19 | 1992-12-09 | Picker Int Ltd | Magnetic resonance methods and apparatus |
| US5134374A (en) * | 1989-06-01 | 1992-07-28 | Applied Superconetics | Magnetic field control apparatus |
| US5003276A (en) * | 1989-08-11 | 1991-03-26 | General Atomics | Method of site shimming on permanent magnets |
| DE4024582C2 (de) * | 1989-08-16 | 1996-08-14 | Siemens Ag | Hochfrequenz-Antenne eines Kernspintomographen |
| DE69020113T2 (de) * | 1989-11-24 | 1996-02-29 | Toshiba Kawasaki Kk | Empfangsspule für einen Apparat zur Bilderzeugung mit magnetischer Kernresonanz. |
| US5245286A (en) * | 1991-04-18 | 1993-09-14 | The Regents Of The University Of California | Apparatus and method for stabilizing the background magnetic field during mri |
| US5510714A (en) * | 1991-08-09 | 1996-04-23 | Hitachi, Ltd. | Magnetic resonance imaging apparatus and RF coil employed therein |
| DE4128323C2 (de) * | 1991-08-27 | 1995-08-24 | Siemens Ag | Zirkular polarisierende Lokalantenne für ein Kernspinresonanz-Bildgerät |
| US5457386A (en) * | 1991-11-26 | 1995-10-10 | Hitachi, Ltd. | Multiple-coil adopting a quadrature detection method applied thereto and a signal processing circuit employing the same in an MRI apparatus in a vertical magnetic system |
| US5270656A (en) * | 1992-04-24 | 1993-12-14 | The Trustees Of The University Of Pennsylvania | Biplanar RF coils for magnetic resonance imaging or spectroscopy |
| DE4232884C2 (de) * | 1992-09-30 | 1997-10-16 | Siemens Ag | Antennenanordnung für ein Kernspinresonanzgerät |
| US5517120A (en) * | 1993-11-24 | 1996-05-14 | Medrad, Inc. | Quadrature coil for neurovascular imaging and spectroscopy of the human anatomy |
| US5370118A (en) * | 1993-12-23 | 1994-12-06 | Medical Advances, Inc. | Opposed loop-pair quadrature NMR coil |
| US5539314A (en) * | 1994-12-01 | 1996-07-23 | The Regents Of The University Of California | RF shield for four-post vertical field magnet used for MRI |
-
1995
- 1995-08-29 US US08/520,748 patent/US5663645A/en not_active Expired - Lifetime
-
1996
- 1996-08-08 GB GB9616687A patent/GB2304900A/en not_active Withdrawn
- 1996-08-29 JP JP22901096A patent/JP3645368B2/ja not_active Expired - Fee Related
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|---|---|
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| JP3645368B2 (ja) | 2005-05-11 |
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| US5663645A (en) | 1997-09-02 |
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