专利名称：用于混合式mri/hifu 系统的rf 发射和/或接收天线的制作方法
技术领域：
本发明涉及用于混合式磁共振成像(MRI)系统(或MR扫描器)的RF发射和/或接收天线，该系统包含MRI系统和高强度聚焦超声(HIFU)系统，其中RF发射和/或接收天线被设置用于发射RF激励信号(B1场)以激发核磁共振(NMR)，和/或用于接收NMR弛豫信号。另外，本发明涉及包含这样的RF发射和/或接收天线的混合式MRI系统或MR扫描器。
背景技术：
在MRI系统或MR扫描器中，检查对象(通常为患者)被暴露在均匀主磁场(Btl场)中，以便检查对象内的核子的磁矩趋于围绕所施加的Bci场的轴旋转(拉莫尔旋进Larmorprecession)，所有核子的特定净磁化平行于Btl场。旋进率被称为拉莫尔频率，拉莫尔频率取决于有关核子的特定物理特性(即它们的旋磁比)以及所施加的Btl场的强度。旋磁比是 磁矩与核子旋转之间的比率。通过发射由RF发射天线产生的与Btl场正交的RF激励脉冲(B1场)，并且匹配感兴趣的核子的拉莫尔频率，激励了该核子的旋转并且使其同相位，并且实现了它们的净磁化相对于Btl场的方向的偏转,从而产生与净磁化的纵向分量相关的横向分量。在RF激励脉冲终止之后，开始净磁化的纵向分量和横向分量的弛豫过程，直到净磁化已经恢复到其均衡状态。通过MR/RF接收天线来检测由横向弛豫过程发出的NMR弛豫信号。所接收的NMR信号是基于时间的振幅信号，其被傅里叶变换为基于频率的NMR频谱信号并且经过处理以产生检查对象的MR图像。为了获得对检查对象中的切片或体积的空间选择，以及对从感兴趣的切片或体积放射的所接收NMR信号的空间编码，将梯度磁场叠加在Btl场上,该梯度磁场具有与该Btl场相同的方向,但是在正交的X方向、y方向和z方向上具有梯度。由于拉莫尔频率取决于施加到核子上的磁场的强度这一事实，所以核子的拉莫尔频率沿着整个叠加的Btl场的梯度并且随着整个叠加的Btl场的梯度的下降而下降(并且反之亦然)，从而通过适当调谐所发射的RF激励脉冲的频率(并且通过相应地调谐MR/RF接收天线的谐振频率)，并且通过相应地控制梯度�。芄皇迪侄匝刈臱方向、y方向和z方向的每个梯度的特定位置处的片段内的核子的选择，并且由此总体实现对在对象的特定体素内的核子的选择。已知的是，上述的RF发射天线和/或接收天线是以所谓的MR体线圈(也称为全身线圈)和所谓的MR表面线圈的形式，MR体线圈被固定地安装在用于使整个检查对象成像的MRI系统的检查空间内，MR表面线圈被直接布置在待检查的局部区域或部位上，并且例如以柔性的垫或套管或笼状物(头部线圈或鸟笼线圈)的形式构成MR表面线圈。按照检查空间的形状，可以区分出两种类型的MRI系统或MR扫描器。第一种是所谓的开放式MRI系统(垂直系统)，其包含位于垂直的C形臂装置的端部之间的检查区域。第二种是MRI系统，也称为轴向MRI系统，其包含水平延伸的管状或柱形的检查空间。在高强度聚焦超声(HIFU)系统中，聚焦超声束被特别用于通过加热来破坏(致病的)目标组织，其中MRI系统被优选用于通过MRI测温来控制和监测加热过程。这样的混合式MRI/HIFU系统也被称为MR引导式聚焦超声系统(MRgFUS)。US7463030公开了一种在这样的混合式MRI/HIFU系统中使用的兼容HIFU的MR接收线圈。
发明内容
已经暴露出，上述混合式MRI/HIFU系统的普遍问题尤其在于，MRI系统的RF发射和/或接收天线干扰或以任何其他方式不利地影响这两个系统的相关其他HIFU，尤其是在两个系统同时工作的情况下。在本发明的混合式MRI/HIFU系统中，实现了保持组织中的超声束的路径尽可能短，以便避免对目标组织周围的组织的不需要的加热，以及避免沿着超声束路径的超声衰减和干扰。为了监测目标组织的加热和沿着超声束路径的组织的加热，尤其在超声换能器的近场中，期望高质量的MRI测温。这个质量取决于MR图像的信噪比(SNR)，这是因为SNR 越高，越好的空间和时间分辨率可以被用于MRI测温中，得到了对热剂量的更精确估计。SNR取决于用于检测NMR弛豫信号的MR接收天线。当尽可能靠近被成像的组织来放置MR接收天线时，SNR能够被最优化。因此，MR接收天线的最优位置是在超声束的路径内，然而，超声由此被干扰、或被衰减、或被反射、或以另一种方式被不利地影响。本发明的总体目的是寻找对这些问题的解决方案。特别地，本发明的目的是提供一种用于混合式MRI/HIFU系统中的RF发射和/或接收天线，该RF发射和/或接收天线不影响或者仅最小化地影响这两个系统的相关其它部分。本发明的进一步目的是提供一种用于混合式MRI/HIFU系统中的RF发射和/或接收天线，该RF发射和/或接收天线允许产生具有高信噪比的MR图像，而不会不利地干扰超声场或超声束。通过根据本发明的RF发射和/或接收天线来实现这些目的。从属权利要求公开了本发明的有益实施例。应该认识到，本发明的特征容许以任意组合方式组合，而不脱离所附权利要求限定的发明范围。应当注意的是，本发明的RF发射和/或接收天线能够被应用到常规磁共振检查系统中。这使得磁共振检查系统易于被升级为混合式MRI系统，而不需要替换RF发射和/或接收天线。根据参考附图给出的本发明的优选和示例性实施例的下列描述，本发明的另外的细节、特征和优点将变得明显。
图I示出了混合式MRI系统的图解式侧视图；图2示出了已知RF发射和/或接收天线的一部分的侧视剖面图；图3示出了已知混合式MR/HIFU系统的主要部件的横截面图；图4示出了根据图3的混合式MR/HIFU系统的部件上的俯视图；图5示出了根据本发明的示例性实施例的混合式MR/HIFU系统的主要部件的横截面图；图6示出了根据图5的混合式MR/HIFU系统的部件上的俯视图；图7示出了穿过根据本发明实施例的薄透射性线圈元件结构的一部分的横截面；以及图8示出了根据本发明的另一实施例的线圈元件结构的示意性横截面图。
具体实施例方式图I示出了包括根据本发明的RF发射和/或接收天线的磁共振成像(MRI)系统或磁共振(MR)扫描器的主要部件。这样的混合式系统的HIFU部件未在图I中显示，但是会在下文中参照用于相关的混合式MR/HIFU系统的RF发射和/或接收天线的示例进行介绍。在图I中，示出了垂直(开放式)系统，其具有在C形臂结构的上端和下端之间的检查区 域10。在检查区域10的上面和下面设置有各自的主磁系统20、30，以用于产生基本上相同的主磁场(Btl场)，以便对准待检查对象中的核自旋。主磁场基本上在与患者P的纵轴垂直的方向上(即在X方向)延伸穿过患者P。通常，平面的或至少近似平面的RF发射天线装置40 (尤其以RF表面波谐振器的形式)用于产生在MR频率处的RF发射激励脉冲(B1场)，所述RF发射天线装置40位于至少一个磁系统20、30的前面。平面的或至少近似平面的RF接收天线装置50用于接收随后的来自相关核子的NMR弛豫信号。该RF天线装置也可以由被布置在至少一个磁系统20、30前面的RF表面谐振器形成。如果至少一个公共RF/MR天线装置(尤其是RF表面谐振器)被适当地在发射和接收之间切换，则该至少一个公共RF/MR天线装置也可以被同时用于RF脉动的发射和MR信号的接收，或者该两个RF天线装置40、50均可以用于共同地交替地发射RF脉冲和接收MR信号。如下文所介绍的，可以将这些RF发射和/或接收天线40、50设置成根据本发明的RF发射和/或接收天线装置的形式。另外，为了对从核子放射的所接收的MR弛豫信号进行空间选择和空间编码，还设置有多个梯度磁场线圈70、80，通过该多个梯度磁场线圈70、80，如上所述地产生正交的X方向、y方向、z方向的三个梯度磁场。最后，设置电气配件设备或辅助仪器用于给定的检查。例如，这样的设备是以MR表面线圈60的形式的RF接收天线，该RF接收天线用作永久性内建平面RF接收天线50(即，体线圈)的附加件或供替代件，并且该RF接收天线被直接布置在患者P或待检查区域上。这样的RF/MR表面线圈60优选构成为柔性垫或套管或笼状物，并且可以包括或者被设置为根据本发明的用于发射RF激励脉冲和/或接收NMR弛豫信号的RF发射和/或接收天线的形式。上文和下文的原理和想法还适用于轴向或水平的MRI系统的情况，其中患者或另一检查对象在轴向方向上被引导穿过柱形或管状的检查空间10。以已知方式使磁体和RF发射和/或接收天线装置的形状和尺寸适应于柱形或管状的检查空间的形状。可以将RF天线设置成一层或多层的层压体(laminate)或PCB (印刷电路板)的导体结构的形式，或者RF天线包括一层或多层的层压体(laminate)或PCB (印刷电路板)的导体结构，该一层或多层的层压体(laminate)或PCB (印刷电路板)的导体结构包括至少一个电隔离的载体或基板。以在该至少一个基板的一侧或两侧上的薄铜带或铜结构的形式，该至少一个电隔离的载体或基板设置有导电元件。可以由位于基板的两侧、相互重叠并且被基板分离的铜带来实现电容器。在图2中以侧视图示意性示出这样的双层PCB结构。它包括基板I和基板I两侧的铜带或铜结构2。通过根据图2的重叠布置，实现了电容器。在下文中，将参照图3到图8参考用于混合式MR/HIFU系统的RF发射和/或接收天线的第二实施例，进一步详细介绍本发明。如上所述，RF发射和/或接收天线或其至少一部分的最优位置是在超声场或超声束的路径中。然而，这样的定位导致对超声场和超声束的干扰和衰减。通常，以具有导体的线圈或线圈结构的形式设置这样的RF发射和/或接收天线，该导体一般由铜制成，铜被例如塑料外壳包覆其中。当这样的线圈结构沿着超声路径放置时，其阻挡了超声的显著部分，因此影响了超声聚焦质量和对目标组织的加热。另外，由线圈结构吸收的超声功率可能损坏该线圈。目前通过将天线放置在超声路径之外并且接受所 导致的缺点来解决这些问题。图3示出了用于治疗子宫肌瘤的这样的已知的混合式MR/HIFU系统的主要部件的沿着图4的线A-A的横截面图。图4示出了沿着图3的线B-B在根据图3的系统上的俯视图。混合式MR/HIFU系统包括箱10，在箱10中布置有超声换能器11并且箱10填充有耦合介质，该耦合介质通常为具有合适的声学属性的水或油。箱10包括窗12，窗12对于由超声换能器11发射的超声场或超声束来说是透射性的，而且待检查对象，通常是患者P，被定位在窗12上。以RF天线的一个第一线圈元件13的形式的第一线圈结构被定位在超声窗12周围，并且以RF天线的至少两个线圈元件14a、14b的形式的第二线圈结构被定位在患者P的另一边，例如以骨盆线圈元件的形式。另外，图3示意性指示了患者P中的目标组织TT，该目标组织TT例如是子宫肌瘤。在图4的俯视图中，示出了箱10的超声窗12和RF天线的第一线圈元件13。在这样的混合式MR/HIFU系统中，聚焦的超声束发射自超声换能器11，并且穿过箱体10中的耦合介质，穿过超声窗口 12到达目标组织TT。超声束不会被第一线圈元件13干扰，这是因为它围绕超声窗口 12并且具有比超声窗口 12的直径更大的直径。然而，由于它的大直径，尤其关于与目标组织TT的短距离，凭借第一线圈元件13产生的目标组织TT的MR图像的质量是比较差的。尽管RF天线的第二线圈结构14a、14b进一步远离目标组织TT，尤其是远离超声换能器11的近场，但是这不能补偿第一线圈元件13被减小的性能。为了解决这一问题，提供一种根据本发明的RF发射和/或接收天线，其可以有效地非常接近于目标组织TT放置，不干扰或者仅最小化地干扰超声束，从而MR图像和MRI测温的质量可以被优化以用于治疗。根据本发明的RF发射和/或接收天线通常包括若干线圈或线圈元件或线圈结构或其部分，它们被制成为仅最小化地干扰超声场或超声束。这样的最小化干扰意味着RF发射和/或接收天线不显著地改变超声聚焦属性，或者不会在不需要的位置产生新的显著的超声焦点(例如侧焦点)，或者不会将超声能量的显著部分反射回来，例如反射到超声换能器U，或者不会吸收超声能量的显著部分，该超声能量的显著部分将在RF发射和/或接收天线位置或其附近建立局部热点(hot-spot)。为了获得这样的期望的最小化干扰，如下创建根据本发明的RF发射和/或接收天线 1)RF发射和/或接收天线包括导体结构或由导体结构制成，该导体结构尤其是以对于超声场或超声束来说是透射性的上述线圈或线圈元件或线圈结构的形式，其中透射性意味着超声能量的主要部分被传送穿过该导体结构。通过下列特征中的一个或其组合将这样的透射实现到期望的程度a)导体结构的材料被选择为具有与箱10中的超声稱合介质的声学阻抗非常不同的声学阻抗，该超声耦合介质典型地是水或油，将该导体结构的材料制成薄的。这意味着该结构的有效声学厚度小于约X/10 ( A是该材料的声学波长)；b)导体结构被选择为具有与箱10中的超声耦合介质的声学阻抗非常不同的声学阻抗，该超声耦合介质典型地是水或油，选择该导体结构的厚度以最小化介质边界处的反 射。这也被称为“声学匹配”；c)导体结构的材料被选择为具有足够低的声学损耗，从而避免对超声能量的显著吸收。2) RF发射和/或接收天线包括导体结构或由该导体结构制成，该导体结构尤其是以对超声是反射性的并且最小化地干扰超声场或超声束的上述线圈或线圈元件或线圈结构的形式，其中反射性意味着导体结构和超声耦合介质的声学阻抗之间存在明显的不匹配，该超声耦合介质典型地是水。通过下列特征中的一个或其组合将这样的反射性和最小化干扰实现到期望的程度a)将导体结构当被从超声换能器11上的超声焦点投射时所覆盖的区域最小化；b)选择导体结构的位置以最小化对超声场或超声束的影响；c)对(反射性)导体结构的形状进行选择以均匀地传播被反射的超声场或超声束，以便避免从被反射的超声场或超声束建立不需要的附加焦点。通过以包括根据上述的I)或2)的导体结构的形式，尤其是以线圈或线圈结构的形式来设置RF发射和/或接收天线，使得其最小化地干扰超声场或超声束，能够创建更优化的线圈结构来用于MRI测温。根据本发明的RF发射和/或接收天线的示例性实施例包括以包括第一线圈元件13a和第二线圈元件13b的形式的第一线圈结构13，并且将参照图5和图6更详细地介绍该示例性实施例。图5示出了包括这样的RF发射和/或接收天线的混合式MR/HIFU系统的相关部件的沿着图6中的线A-A的横截面图。图6示出了沿着图5中的线B-B的根据图5的MR/HIFU系统上的俯视图。在图5中，仅仅由于清楚的原因，已经省略对检查对象P的表示。关于该检查对象P的位置，参考图3和相关的描述。在图5和图6中利用相同或者相应的附图标记来指示与图3和图4相同或相应的部件。在图5中再次示出了具有超声窗12并且包括耦合介质的箱10以及超声换能器11，该耦合介质典型地是水。另外，图5和图6示出了第一线圈结构13和第二线圈结构，根据本发明，该第一线圈结构13由第一线圈元件13a和第二线圈元件13b形成或包括第一线圈元件13a和第二线圈元件13b，并且第二线圈结构包括如图3所示的至少两个线圈元件14a、14b。
如图6的俯视图所不,第一线圈兀件13a和第二线圈兀件13b的一部分横跨箱10的超声窗12。相比于图4所示的第一线圈结构13，根据本发明的第一线圈结构的第一线圈元件13a和第二线圈元件13b每个都覆盖已知的第一线圈结构13的面积的大约一半。优选地并排布置线圈元件13a、13b，使得它们彼此重叠，其中至少重叠的区域横跨超声窗12，并且除此之外，两个线圈元件13a、13b —起围绕超声窗12。通常，对线圈元件13a、13b以及可能的另外的线圈元件的布置和选择进行选择，使得相比于图3和图4所示的第一线圈元件13，改进通过这些线圈元件13a、13b等产生的目标组织TT的MR图像的质量，并且该MR图像的质量足以用于监视和控制HIFU加热过程。特别地，如上文I)和2)中的介绍的那样，制作线圈元件13a、13b中横跨超声窗12的那些部分，使得它们仅最小地干扰超声场或超声束。可使用常规线圈技术或利用与横跨超声窗12的那些部分相同的方式来制作线圈元件13a、13b中位于超声窗12之外或围绕超声窗12的其它部分。上述RF发射和/或接收天线不限于任何特定线圈几何形状、线圈元件的数量和/ 或仅仅一部分线圈元件被暴露到超声中。可以利用如上文I)和2)中介绍的本发明原理来创造多种线圈设计。在下文中，将参考图6和图7介绍导体结构的一些典型实施例，该导体结构当被用于根据本发明的RF发射和/或接收天线中时，如上文I)和2)中介绍的那样仅产生对超声场或超声束的最小化干扰。图7以截面示出了对于超声场或超声束来说是透射性的薄导体结构的实施例。它包括第一塑料薄片21和第二塑料薄片22之间的薄铜带20。除了塑料，当然还能够使用其它合适的材料。可以使用可获得的柔性印刷电路板材料和制造技术来创造这样的导体结构。在这些材料中，小于50 y m的铜厚度和小于100 u m的塑料厚度是容易获得的，并且满足材料在1-2MHZ的典型超声频率下为“薄”的并且因此对于该频率的超声场或超声束是透射性的需要。本发明不限于三层结构20、21、22或柔性印刷电路板材料或导体20两侧的相同材料或上述的厚度，所有只要符合所述“薄”和低超声损耗条件。根据本发明的导体结构的另一实施例包括两个铜层20，在它们之间具有薄介电材料，从而提供超声可透射的电容器。这样的导体结构可以被用于根据本发明的RF发射和/或接收天线中，来用于将该天线调谐到MR谐振频率。根据本发明的另一实施例，可以使用如图7所示的类似结构来通过上述的声学匹配将导体结构制作成对于超声是透射性的。在导体结构的该实施例中，对匹配层(例如塑料层21和22)的材料和厚度进行选择，以将来自周围的耦合介质23的超声匹配到铜导体20。例如，这可以通过利用用于适当选择材料的四分之一波长变换公式来完成^plastic _ ^^copper^water这里，Zplastic, Zcopper和Zwate分别是匹配的塑料层21、22的声学阻抗、铜导体20的声学阻抗和超声耦合介质23的声学阻抗。本发明不限于这样的三层结构20、21、22或者上述的四分之一波长匹配。根据图8所示的本发明另一实施例，将反射性的导体结构制作得很�。员惚苊庾璧灿沙椿虺荒芷�11发射的超声场UF或超声束的显著部分。
更详细地,在一个实施例中，导体结构使用圆形或椭圆形的导体棒31,以便利用最小的导体直径优化足够的射频电导，因此最小化表面换能器30当被从焦点投射时的阴影区域SAl。圆形横截面的另外优点是将被反射的超声传播到大视野。根据另一个实施例，导体结构利用具有基本矩形横截面的导体带32，该导体带32在超声场中能够被定向，以用于最小化阴影区域SA2。本发明不限于导体结构的上述横截面。也可选择其它这样的截面以获得最小化的阴影区域。综上所述，根据本发明的RF发射和/或接收天线的第二实施例能够尤其被应用于MRI引导的HIFU治疗设备中，以使能对被加热目标的更精确的MRI测温以及对不需要的加热(例如在超声近场中)的安全监视。更精确在此表示更小的温度不确定性以及更好的空间分辨率和时间分辨率，这改进了热剂量估计的精度。 根据本发明第二实施例的RF发射和/或接收天线的另外优点是，它能够被用于改进HIFU治疗计划图像的图像质量。根据本发明第二实施例的RF发射和/或接收天线的另一个优点是，它能够被用于创建具有最优的空间灵敏度的多通道线圈，以使能在HIFU计划和处置期间的并行成像。并行成像能够被用于减少HIFU处置计划所需的时间。在MRI测温中，并行成像能够被用于增加时间分辨率并且还能够被用于最小化MRI测温的成像序列伪影，例如通过快速成像技术的更短回波链，快速成像技术例如是回波平面成像。尽管已经在附图和之前的描述中详细说明和介绍了本发明，但是这样的说明和介绍应当被视为是说明性或示例性的，而非限制性的，并且本发明不限于所公开的实施例。为了获得上文介绍的结果，对上文描述的本发明的实施例(例如关于形成RF发射和/或接收天线的导体结构本身，导体结构的形状、数量、布置和材料，彼此相关的线圈结构和线圈元件)进行变型是可能的，不脱离如由所附权利要求限定的本发明的基本原理。通过研究附图、说明书和所附权利要求，本领域技术人员在实践所要求保护的发明时能够理解和实现对所公开实施例的变型。在权利要求中，词语“包括”不排除其它元件或步骤，并且不定冠词“一个”或“一种”不排除多个或多种。单个处理器或其它单元可以实现权利要求中列举的多个项目的功能。相互不同的从属权利要求中列举某些措施的事实并不表示不能使用这些措施的结合来获得优点。权利要求中的任何附图标记不应该被解释为限制范围。
权利要求
1.一种RF发射和/或接收天线，尤其用于包括高强度聚焦超声(HIFU)系统的混合式磁共振成像(MRI)系统中，其中，所述RF发射和/或接收天线包括导体结构，通过将所述导体结构设置为对所述HIFU系统产生的超声场或超声束来说是透射性或反射性的，所述导体结构仅最小化地干扰所述超声场或超声束。
2.根据权利要求I所述的RF发射和/或接收天线，其中，通过下列特征中的一个或下列特征的组合来实现对所述超声场或超声束的透射性 -所述导体结构的材料具有小于约X/10的有效声学厚度； -选择所述导体结构的厚度以通过声学匹配充分地最小化在超声耦合介质处的反射， -选择所述导体结构的材料以具有充分低的声学损耗，以便避免对超声能量的显著吸收。
3.根据权利要求I所述的RF发射和/或接收天线，其中，所述导体结构由多层层压体或PCB结构形成。
4.根据权利要求3所述的RF发射和/或接收天线，其中，所述导体结构包括位于第一塑料片和第二塑料片之间的薄铜带，所述薄铜带具有小于50 的铜厚度，所述第一塑料片和所述第二塑料片具有小于100 u m的塑料厚度。
5.根据权利要求I所述的RF发射和/或接收天线，其中，通过下列特征中的一个或下列特征的组合来实现对所述超声场或超声束的反射性和最小化干扰 -当所述导体结构被从超声换能器(11)上的超声焦点投射时，使所述导体结构覆盖的区域充分地最小化； -选择所述导体结构的位置以充分地最小化对所述超声场或超声束的影响； -选择所述导体结构的形状以均匀地传播被反射的超声场或超声束，以便避免从所述被反射的超声场或超声束建立不需要的附加焦点。
6.根据权利要求I所述的RF发射和/或接收天线，包括至少部分地跨越所述HIFU系统的超声窗(12)延伸的第一线圈结构(13a、13b)，并且其中，至少跨越所述超声窗(12)的那些部分由根据权利要求7所述的导体结构提供。
7.根据权利要求I或权利要求7所述的RF发射和/或接收天线，其被设置成用在垂直MRI系统或轴向MRI系统中的全身线圈的形式。
8.根据权利要求I所述的RF发射和/或接收天线，其被设置成表面线圈或鸟笼线圈或乳房线圈的形式。
9.一种混合式MRI系统，包括MRI系统、HIFU系统以及根据权利要求I所述的RF发射和/或接收天线。
全文摘要
本申请公开了一种RF/MR发射和/或接收天线，用于混合式磁共振成像(MRI)系统(或MR扫描器)，混合式磁共振成像(MRI)系统包括MRI系统和例如以高强度聚焦超声(HIFU)系统的形式的另一个成像系统。关于其导体结构，对RF发射和/或接收天线(40、50)进行设置，使得它不会干扰或以任何其它方式不利地影响这两个系统的其他相关部分(即，HIFU)，尤其是在两个系统同时工作的情况和RF天线位于很接近待成像对象的位置的情况下。
文档编号G01R33/34GK102782517SQ201180012696
公开日2012年11月14日 申请日期2011年1月5日 优先权日2010年1月7日
发明者A·J·哈尔科拉, I·A·J·科斯凯拉, J·M·诺西艾宁, M·O·林德斯特伦, M·O·科勒, M·P·于利霍塔拉 申请人:皇家飞利浦电子股份有限公司
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