JPH11347013A - 磁気共鳴映像システムの改良装置または該システム関連の改良装置 - Google Patents

磁気共鳴映像システムの改良装置または該システム関連の改良装置

Info

Publication number
JPH11347013A
JPH11347013A JP11141672A JP14167299A JPH11347013A JP H11347013 A JPH11347013 A JP H11347013A JP 11141672 A JP11141672 A JP 11141672A JP 14167299 A JP14167299 A JP 14167299A JP H11347013 A JPH11347013 A JP H11347013A
Authority
JP
Japan
Prior art keywords
shim set
gradient coil
shim
cutout
magnetic field
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Granted
Application number
JP11141672A
Other languages
English (en)
Other versions
JP4191319B2 (ja
Inventor
Abdulbasad Shaikh
シャイク アブダルバサド
Jeremy Francis Williams
フランシス ウイリアムズ ジェレミイ
Cheng Ni
ニイー チェン
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Siemens Magnet Technology Ltd
Original Assignee
Oxford Magnet Technology Ltd
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Oxford Magnet Technology Ltd filed Critical Oxford Magnet Technology Ltd
Publication of JPH11347013A publication Critical patent/JPH11347013A/ja
Application granted granted Critical
Publication of JP4191319B2 publication Critical patent/JP4191319B2/ja
Anticipated expiration legal-status Critical
Expired - Fee Related legal-status Critical Current

Links

Classifications

    • 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
    • G01R33/387—Compensation of inhomogeneities
    • G01R33/3875—Compensation of inhomogeneities using correction coil assemblies, e.g. active shimming

Landscapes

  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Condensed Matter Physics & Semiconductors (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)

Abstract

(57)【要約】 【課題】 シミングにおいて軸対称性および方位対称性
を必要としないＭＲＩシステムを得ること。 【解決手段】 磁場修正のため、シムセット３２が、磁
石３０とグラディエントコイル３４との間に配置され、
軸対称性および方位対称性を有さないようにされてい
る。この構成が、シムセット内にカットアウト部３８を
直径方向で対向位置に設け、これらのカットアウト部と
整列させてグラディエントコイル３４内に類似のカット
アウト部４０を設けることで達せられた。

Description

【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、磁気共鳴映像（Ｍ
ＲＩ）システムの改良装置または該システム関連の改良
装置に関し、より具体的には、該システムと一緒に使用
するシミング装置の構成に関するものである。
【０００２】
【従来の技術】ＭＲＩシステムは、主磁場を発生させる
磁石と、主磁場に線形に変化する磁場を重ねるグラディ
エントコイルと、映像の構成に使用する信号の受信に用
いるＲＦコイル送／受信システムとから成っている。シ
ステム内の主磁場の良好な基本均等性は、良好な品質の
映像を得るために不可欠であり、このため、シミング処
理が、良好な基本均等性を得るために開発された。
【０００３】シミングとは、ＭＲＩ磁石内の磁場を修正
する処理である。シミングは不可欠な作業であり、この
作業なくしてはシステムは機能しない。磁場の偏向修正
は、磁場を発生させるどのような素材を用いても行ない
得る。したがって、電流搬送導体、磁場のなかの軟鉄、
永久磁石を使用することが知られている。ＭＲＩ磁石の
場合、パッシブシミングが広く利用されている。パッシ
ブシミングとは、磁場の修正のために磁性材料素材を使
用することと定義され、それらの素材とは軟鉄または永
久磁石である。パッシブシミングが広く利用されている
のは、それが簡単かつ安価で、高水準の均等度を達成で
きるからである。
【０００４】パッシブシミングでは、磁石のボアーの周
囲に磁性材料を１つ以上の箇所に配置し、磁場の修正を
行う必要がある。従来、この処置は、通常、球容積(spe
rical volume)と定義される関心領域の磁場マップ(fiel
d map)の形をとる。磁場の値は、その場合、この技術分
野で周知のように、球調和関数に分解される。該関数
は、球容積にわたる磁場の変化を表す。したがって、パ
ッシブシミングを実施するには、２つの要素が必要とな
る。すなわち、磁場修正に要する複数個の磁性材料の位
置予測に使用するソフトウエアと、シムセットと呼ば
れ、磁場修正実施のために適切に位置決めされた複数個
の磁性材料を含むハードウエアとである。
【０００５】通常のコイル巻線の磁石（電磁石としても
知られている）の場合、シムセットは、磁場内の不均等
を修正するのに使用する磁性材料の正確な分布の配置に
必要なハードウエア以上のものではない。実際には、１
つ以上のトレーが、シムセットにわたって方位方向に分
配され、各トレーが、シム鉄を配置できる一連のポケッ
トを有している。各ポケット内のシム鉄の量は、磁場の
不均等度に応じて決められる。従来、シムセットの設計
では、軸対称および方位対称が利用され、そのような設
計を変更する必要はなかった。
【０００６】
【発明が解決しようとする課題】本発明の目的は、シミ
ングにおいて軸対称および方位対称であることを要しな
いＭＲＩシステムを得ることである。
【０００７】
【課題を解決するための手段】本発明の一態様によれ
ば、シムセットが軸対称性および方位対称性を有さない
ことを特徴とする磁気共鳴映像システム用のシムセット
が得られる。好ましくは、このシムセットは、関連する
軸対称性および方位対称性を有さないグラディエントコ
イルを有している。このシムセットには、少なくとも１
つのカットアウト部が形成されている。しかし、通常
は、直径方向で互いに対向位置にある２つのカットアウ
ト部を有している。言うまでもなく、グラディエントコ
イルは、シムセット内の前記少なくとも１つのカットア
ウト部に対応する少なくとも１つのカットアウト部を含
んでいる。
【０００８】本発明の別の態様によれば、主磁場を発生
させる磁石と、主磁場を均等化するためのシムセット
と、主磁場に線形に変化する磁場を重ねるためのグラデ
ィエントコイルと、映像の構成に使用する信号の送／受
信システムのＲＦコイル形成部とを含む磁気共鳴映像シ
ステムであって、シムセットとグラディエントコイルと
が、軸対称性および方位対称性を有さないように構成さ
れていることを特徴とするシステムが得られる。
【０００９】このシステムでは、シムセットとグラディ
エントコイルとが、それぞれ少なくとも１つのカットア
ウト部を有している。好ましくは、シムセットとグラデ
ィエントコイルとが、それぞれ直径方向で互いに対向位
置にある２つのカットアウト部を有し、グラディエント
コイルのカットアウト部がシムセットのカットアウト部
と整列せしめられている。
【００１０】本発明によるＭＲＩシステムは、磁石のボ
アー寸法を増す必要なしに、従来より大柄な患者を収容
できる利点を有している。なぜなら、カットアウト部を
設けたことで、大柄な患者の肩を収容できるからであ
る。
【００１１】
【発明の実施の形態】本発明をより良く理解するため
に、以下で添付図面を参照して実施例を説明する。図１
は、磁石（図示せず）用のシムセット１０を示し、磁石
の周囲には、複数シムトレー１２が、方位にしたがって
分配配置されている。図２にはシムトレー１２が示され
ている。図示のように、各トレーは、一連のポケット１
４を有し、ポケット内にはシム鉄が配置される。各ポケ
ット１４内に配置されるシム鉄の量は、磁場の不均等度
に応じて決められる。
【００１２】図３には、公知ＭＲＩ磁石２０の通常の構
造が示されている。磁石２０は、図示のようにシムセッ
ト２２とグラディエント（gradient）コイル２４とを有
している。シムセット２２は、図１および図２に示した
ような形状を有している。使用時には、患者は、ＭＲＩ
システムのボアー２６の内部と磁石２０の内部とに横た
えられる。したがって、患者の肩幅をボアー２６に適合
させねばならないので、ボアー２６の寸法で、磁石２０
内に収容できる患者の最大寸法が決まる。
【００１３】ＭＲＩシステムの費用は、システムの物理
的寸法によって決まる。比較的大きいボアーを設けるこ
とにより大柄な患者を収容しようとすれば、ＭＲＩシス
テムの物理的寸法を増すことになり、したがって出費も
増大する。この問題は、図４に示したようなＭＲＩシス
テムを得ることにより解決された。このＭＲＩシステム
は、磁石２０と、シムセット３２と、グラディエントコ
イル３４と、ボアー３６とを含んでいる。シムセット３
２は、直径方向に対向する１対のカットアウト部３８を
有している。同じようなカットアウト部４０が、グラデ
ィエントコイル３４内に設けられており、これらのカッ
トアウト部４０がシムセット３２内のカットアウト部３
８と整列せしめられている。このことは、患者の肩をカ
ットアウト部３８，４０に収容することで、大柄な患者
４２をもボアー３６内へ収容できることを意味してい
る。
【００１４】したがって、シムセット３２とグラディエ
ントコイル３４とは、軸対称性および方位対称性を有さ
ない構成にされている。図５には、本発明によるＭＲＩ
システムの一部分５０が等測図で示されている。部分５
０は、シムセット５２とグラディエントコイル５８とを
含み、シムセット５２は、周囲に複数のシムトレーが配
置されており、説明用に２つだけシムトレー５４，５６
を示してある。本発明により、シムセット５２とグラデ
ィエントコイル５８のそれぞれが、互いに整列された同
じようなカットアウト部６０，６２を有している。
【００１５】カットアウト部を利用することで、またカ
ットアウト部を設けてパッシブシミングを実施し得るこ
とで、磁石のボアー寸法を増す必要がなくなる。このこ
とによって、本発明によるＭＲＩシステムには、価格と
寸法のいずれの点でも競争力のある利点が得られる。な
ぜなら、寸法の増大は、より長い磁石およびより多くの
電線を必要とし、それによってシステムの費用も増大す
るからである。
【００１６】図５に示したように、カットアウト部６
０，６２を設けるために、磁石全長を延長する必要はな
い。カットアウト部は、その実際の長さが特定の用途に
応じて決められ、磁石長さのかなりの部分にわたって、
もしくは磁石の全長にわたって延在している。
【００１７】以上に説明した実施例では、２つのカット
アウト部が使用されている。しかし、異なる数のカット
アウト部が必要な用途の場合には、カットアウト部を２
つに制限して設計する理由はない。例えば、単一のカッ
トアウト部を設けて、ボアーの縦軸線に対し患者をずら
せて収容するようにすることもできる。
【００１８】図４に関連して説明した磁石と共に使用さ
れるシムセットは、次のように決められる：完備したシ
ムセットがカットアウト部なしで設計される。したがっ
て、軸対称性および方位対称性を有している。これによ
り固有の、または誤差発生による調波(harmonics)のシ
ミングのための最適設計が可能になることで、既述のト
レーおよびポケットの最適配分が得られる。
【００１９】次の段階は、カットアウト部がシミングさ
れた均等度を低下させるかどうかを決定することであ
る。これを可能にするには、カットアウト部の結果とし
て利用不能になるポケットを決定し、かつ最適化過程か
ら除かれるこれらの特定のポケットについて前述のよう
な分析を行う。こうすることで、カットアウト部の効果
を算定できる。
【００２０】最適化過程では、磁場の均等度を示すメリ
ット関数（ф）の最小化が要求される。使用されるメリ
ット関数（ф）は、調和関数の加重平方和であり、次の
ように表わされる：
【数１】 この式において、Ｗijは加重値であり、Ａi jとＢi jとは
調和関数である。
【００２１】重要な調和関数は重要でない調和関数より
加重値が大となるように、加重値は適宜に選択される。
調和関数の利用が重要なのは、シムの設計の不適当な点
が残りの調和関数に反映されるからである。シミング能
は、磁石の典型的および非典型的な多数の調和関数から
発生せしめられる理論データプロットのシミングによっ
て評価される。
【００２２】本発明の特定の適用例の場合、シムセット
が、それぞれ１７のポケットを備えた２４のトレーから
成っている。各トレーのポケットは、約６ｍｍの深さを
有しており、各ポケット内には最大積重ね高さ６ｍｍの
鉄を配置可能にされている。トレーは、約５９０ｍｍの
直径上に配置され、シムセットの全長は８９０ｍｍであ
る。また、カットアウト部の深さは３５５ｍｍである。
非対称であることが重要な点は、容易に理解できよう。
シムセットは、直径２２ｃｍの球形体積上で磁石を約３
４６ｐｐｍ(parts per million)から、１ｐｐｍ未満へ
シミングするために使用される。
【００２３】前記例の場合、調和的な組合わせ（harmon
ic combination)により、磁石のシミングに要する鉄の
量では、カットアウト部がない場合より約１０％高くな
るようにされた。しかし、最大積重ね高さは、約２５％
だけ高められた。カットアウト部の区域には鉄を配置で
きないので、最適化は、他のポケット内の素材および積
重ね高さが増す結果となる。したがって、カットアウト
部を採用する結果として支払われる代償は、ポケット内
の鉄の増量と積重ね高さの増大である。前述のように、
設計過程は、いかなる数のカットアウト部にも適用でき
るが、シミングされ得る調和関数が制限されることは言
うまでもない。また、設計過程では、異なる長さのカッ
トアウト部や全長にわたるカットアウト部を調整でき
る。
【図面の簡単な説明】
【図１】ＭＲＩシステム内のシムトレーの分配を示す
図。
【図２】シムトレーを示す図。
【図３】公知ＭＲＩシステムの断面図。
【図４】本発明によるＭＲＩシステムの横断面図。
【図５】本発明によるＭＲＩシステムの部品の等測図。
【符号の説明】
１０ シムセット １２ シムトレー １４ ポケット ２０ 磁石 ２２ シムセット ２４ グラディエントコイル ２６ ボアー ３０ 磁石 ３２ シムセット ３６ ボアー ３８ カットアウト部 ４０ カットアウト部 ４２ 患者 ５０ 部品 ５２ シムセット ５４，５６ シムトレー ５８ グラジェントコイル ６０，６２ カットアウト部
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 チェン ニイー イギリス国カベントリイ，キャンリイ ロ ード 160

Claims (8)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】 磁気共鳴映像システム用のシムセット
    （３２）において、シムセット（３２）が軸対称性およ
    び方位対称性を有さないことを特徴とするシムセット。
  2. 【請求項２】 グラディエントコイル（３４）を有し、
    該グラディエントコイルが、それと関連する軸対称性お
    よび方位対称性を有さない、請求項１に記載されたシム
    セット。
  3. 【請求項３】 内部に少なくとも１つのカットアウト部
    （３８）を有している、請求項１または請求項２に記載
    されたシムセット。
  4. 【請求項４】 直径方向で互いに対向位置に設けられた
    ２つのカットアウト部（３８）を有している、請求項３
    に記載されたシムセット。
  5. 【請求項５】 グラディエントコイル（３４）が少なく
    とも１つのカットアウト部（４０）を有し、該カットア
    ウト部が、シムセット（３２）の前記少なくとも１つの
    カットアウト部（３８）に整合している、請求項３また
    は請求項４に記載されたシムセット。
  6. 【請求項６】 磁気共鳴映像システムであって、主磁場
    発生用の磁石（３０）と、主磁場均等化用のシムセット
    （３２）と、主磁場に線形に変化する磁場を重ねるため
    のグラディエントコイル（３４）と、映像の構成に使用
    する信号の送／受信システムのＲＦコイル（３４）形成
    部とを含む形式のものにおいて、前記シムセット（３
    ２）とグラディエントコイル（３４）とが、軸対称性と
    方位対称性を有さないように構成されていることを特徴
    とする磁気共鳴映像システム。
  7. 【請求項７】 シムセット（３２）とグラディエントコ
    イル（３４）とが、それぞれ少なくとも１つのカットア
    ウト部（３８、４０）を有している、請求項６に記載さ
    れたシステム。
  8. 【請求項８】 シムセット（３２）とグラディエントコ
    イル（３４）とが、それぞれ、直径方向で互いに対向位
    置にある２つのカットアウト部（３８、４０）を有して
    おり、グラディエントコイル（３４）のカットアウト部
    （４０）がシムセット（３２）のカットアウト部（３
    ８）と整列せしめられている、請求項７に記載されたシ
    ステム。
JP14167299A 1998-05-22 1999-05-21 磁気共鳴映像システムの改良装置または該システム関連の改良装置 Expired - Fee Related JP4191319B2 (ja)

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
GB9810976.2 1998-05-22
GB9810976A GB2337595B (en) 1998-05-22 1998-05-22 Improvements in or relating to magnetic resonance imaging systems

Publications (2)

Publication Number Publication Date
JPH11347013A true JPH11347013A (ja) 1999-12-21
JP4191319B2 JP4191319B2 (ja) 2008-12-03

Family

ID=10832502

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
JP14167299A Expired - Fee Related JP4191319B2 (ja) 1998-05-22 1999-05-21 磁気共鳴映像システムの改良装置または該システム関連の改良装置

Country Status (5)

Country Link
US (1) US6218839B1 (ja)
EP (1) EP0959365B1 (ja)
JP (1) JP4191319B2 (ja)
DE (1) DE69925956T2 (ja)
GB (1) GB2337595B (ja)

Families Citing this family (11)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US6754894B1 (en) 1999-12-03 2004-06-22 Command Audio Corporation Wireless software and configuration parameter modification for mobile electronic devices
DE10147984B4 (de) 2001-09-28 2007-10-11 Siemens Ag Magnetresonanz-Untersuchungsgerät mit einer Einrichtung zur Erzeugung eines homogenen Magnetfeldes und Verfahren zur Verbesserung der Homogenität eines Magnetfeldes
US6984982B2 (en) * 2002-07-29 2006-01-10 Ge Medical Systems Global Technology Company Llc Method and system for shimming an MRI magnet assembly
US6836119B2 (en) * 2002-10-15 2004-12-28 Koninklijke Philips Electronics, N.V. Method and apparatus for aligning a magnetic field modifying structure in a magnetic resonance imaging scanner
WO2005037101A1 (ja) * 2003-10-15 2005-04-28 Hitachi Medical Corporation 磁気共鳴イメージング装置
US7295012B1 (en) 2006-04-28 2007-11-13 General Electric Company Methods and apparatus for MRI shim elements
US7446532B1 (en) 2007-07-18 2008-11-04 Varian, Inc. Arched saddle-shaped NMR RF coils
BR112012013588B1 (pt) * 2009-12-02 2021-01-26 Nanalysis Corp. método para homogeneizar um campo magnético, detector para detectar a ressonância magnética e painel para homogeneizar um campo magnético
DE102010041580A1 (de) * 2010-09-29 2012-03-29 Siemens Aktiengesellschaft Magnetresonanzeinrichtung mit einer Patientenaufnahme und Kombinationssystem
KR101682198B1 (ko) * 2013-08-13 2016-12-02 삼성전자주식회사 자기공명영상장치 및 그 제조방법
CN108802644B (zh) * 2018-05-24 2020-09-15 上海东软医疗科技有限公司 梯度线圈的匀场方法和装置

Family Cites Families (14)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
GB8402360D0 (en) * 1984-01-30 1984-02-29 Picker Int Ltd Nmr shims
DE3866060D1 (de) * 1987-08-14 1991-12-12 Siemens Ag Elektrischer magnet fuer kernspin-thomographen.
US4803433A (en) * 1987-12-21 1989-02-07 Montefiore Hospital Association Of Western Pennsylvania, Inc. Method and apparatus for shimming tubular supermagnets
US4853663A (en) * 1988-12-22 1989-08-01 General Electric Company Passive shims for correction of (3,2) and (3,-2) harmonic terms in magnetic resonance magnets
US5177441A (en) * 1989-06-16 1993-01-05 Picker International, Inc. Elliptical cross section gradient oil
JPH05329128A (ja) * 1992-05-29 1993-12-14 Mitsubishi Electric Corp 磁場補正装置
US5389909A (en) * 1993-11-08 1995-02-14 General Electric Company Open architecture magnetic resonance imaging passively shimmed superconducting magnet assembly
US5485087A (en) * 1994-08-05 1996-01-16 Picker International, Inc. Magnetic resonance insert gradient coils with parabolic returns for improved access
US5545997A (en) * 1994-05-13 1996-08-13 Bruker Analytische Messtechnik Gmbh Therapy tomograph with homogeneity device
DE4416907C1 (de) * 1994-05-13 1995-09-07 Bruker Analytische Messtechnik Therapietomograph mit Homogenisierungseinrichtung
US5416415A (en) * 1994-08-05 1995-05-16 General Electric Company Over-shoulder MRI magnet for human brain imaging
JPH0884716A (ja) * 1994-09-16 1996-04-02 Toshiba Corp 勾配磁場コイル
US5635839A (en) * 1994-11-04 1997-06-03 Picker International, Inc. High order passive shimming assembly for MRI magnets
GB9623537D0 (en) * 1996-11-12 1997-01-08 Marconi Gec Ltd Nuclear magnetic resonance imaging apparatus

Also Published As

Publication number Publication date
GB2337595B (en) 2003-03-19
EP0959365A2 (en) 1999-11-24
US6218839B1 (en) 2001-04-17
GB9810976D0 (en) 1998-07-22
DE69925956D1 (de) 2005-08-04
GB2337595A (en) 1999-11-24
JP4191319B2 (ja) 2008-12-03
DE69925956T2 (de) 2006-01-05
EP0959365A3 (en) 2001-08-01
EP0959365B1 (en) 2005-06-29

Similar Documents

Publication Publication Date Title
US4758813A (en) Cylindrical NMR bias magnet apparatus employing permanent magnets and methods therefor
EP0216404B1 (en) Magnetic resonance imaging apparatus including-homogenizing magnetic elements
JPH11347013A (ja) 磁気共鳴映像システムの改良装置または該システム関連の改良装置
JPH09153408A (ja) 超電導磁石装置
US5992006A (en) Method for passive control of magnet hemogeneity
JP3682627B2 (ja) 磁気共鳴撮像装置
GB2354328A (en) Passive shimming method
JP3658735B2 (ja) 磁気共鳴撮像装置および磁界傾斜コイル機構
JP2007512074A (ja) 追加渦電流シールドシステムを有する活性シールド勾配コイルシステム
EP3894879B1 (en) Gradient coil system
JPH08224219A (ja) 磁気共鳴画像診断装置用電磁石
JP2005144187A (ja) 特定の磁場を生成するための二次元コイルアセンブリ
JPH0824240A (ja) 磁気共鳴撮像装置
EP0609604A1 (en) Magnetic field generation device of use in superconductive type MRI
JPH02257937A (ja) 核磁気共鳴断層撮影装置のための傾斜コイル装置
US7230426B2 (en) Split-shield gradient coil with improved fringe-field
US7262678B2 (en) Magnet system and MRI system
US20050122106A1 (en) Gradient coil arrangement
JP2004358238A (ja) 磁気共鳴イメージングにおける傾斜補償のためのシステム及び方法
EP1467220A2 (en) Passive shimming of an MRI magnet
US8134433B2 (en) Superconducting magnet apparatus
US20030079334A1 (en) Magnetic homogeneity design method
JP4392978B2 (ja) 傾斜磁場コイル及びそれを用いた磁気共鳴イメージング装置
JPH0622921A (ja) 磁界発生装置
JPH0490746A (ja) 核磁気共鳴画像形成装置

Legal Events

Date Code Title Description
A621 Written request for application examination

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A621

Effective date: 20050614

A131 Notification of reasons for refusal

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131

Effective date: 20080108

A521 Request for written amendment filed

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523

Effective date: 20080401

TRDD Decision of grant or rejection written
A01 Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model)

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01

Effective date: 20080819

A01 Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model)

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01

A61 First payment of annual fees (during grant procedure)

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61

Effective date: 20080918

FPAY Renewal fee payment (event date is renewal date of database)

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20110926

Year of fee payment: 3

R150 Certificate of patent or registration of utility model

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R150

FPAY Renewal fee payment (event date is renewal date of database)

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20110926

Year of fee payment: 3

LAPS Cancellation because of no payment of annual fees