JP2013518650A - 核磁気共鳴イメージング装置のための高周波アンテナの線形共振器 - Google Patents

Abstract

本発明は、無線周波数励起信号を放射することができ、無線周波数緩和信号を受信することができる高周波アンテナの線形共振器（１００）に関する。
この線形共振器は、無線周波数励起信号を放射することができ、無線周波数緩和信号を受信することができる放射素子（１０３）を備える。
線形共振器はまた、電源ライン（１３３）および２つの結合ライン（１３１、１３２）からなるバラン回路（１３０）と、バラン回路がその中に組み込まれているとともに、放射素子を支持する誘電体材料からなる基板（１２０）と、
結合ラインの一端から基板の外部に延長するよう形成され、バラン回路を放射素子と接続するよう構成され、共振器のインピーダンス整合を確保するように２つの接点（１３６、１３７）を隔てる距離が選択される、２つの接点と、
放射素子から結合ラインを隔てる地板（１１１）とを備える。
【選択図】 図２

Description

本発明は、複数の受信および／または送信チャネルを有する高周波アンテナの線形共振器に関する。特に、核磁気共鳴（ＮＭＲ）装置とそれらの応用、つまり、人や動物を被験体とする磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）、磁気共鳴スペクトロスコピー（ＭＲＳ）、そしてさらに拡散テンソルイメージング（ＤＴＩ）に用いられる高周波アンテナの線形共振器に関する。

本発明の技術分野は、核磁気共鳴（ＮＭＲ）であり、上記の応用も含む。

本発明は、特に、複数の受信および送信チャネルを有し、人体の全体または頭などのような人体の一部を検査することに用いられる高周波アンテナに関する。これらの高周波アンテナは、ＮＭＲ装置に用いられる。より詳しくは非常に強い磁場、すなわち、７テスラより高い磁場を伴う磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）装置に用いられる。これらの装置の目的は、アンテナの内側におかれた試料の中の水素原子の磁気スピンを励起すること、そしてそれらが次に述べるような緩和の間に発する無線周波数信号を集めることである。

ＭＲＩ装置のアンテナはさまざまな形をした銅の放射素子（copper radiating elements）から公知の態様で作られており、それらが提供される回路と共振状態において放射ア
ンテナとしての役割を果たすか、それとも緩和信号の受信器としての役割を果たすか、または、より一般的にはこれら二つの役割を交互に果たす。それらは、解析されるべき患者またはその体の一部を囲む。

核磁気共鳴ツール（ＮＭＲＴ）装置の永久的な縦方向磁場B₀中に置かれたときに、それらは磁場B₀に直交する磁場B₁を生成することができるような電気励起を受け、及び／または、それらは磁場B₀内に位置し、磁場B₁に一時的にさらされる試験下でその原子核の歳差運動または緩和共鳴周波数（またの名をラーモア周波数と呼ばれる）に相当する無線周波数（ＲＦ）信号を受ける。

静磁場B₀の影響下で、水素原子核のスピン磁気モーメントは、当初は磁場B₀に平行な方向に進むように一列に並ぶことを思い出して頂きたい。これにより、磁場B₀の方向、これは縦方向ｚであるが、における大域的な磁化を引き起こす。

励起がパルスの形で印加されたとき、すなわち、B₀に直交し、B₁で示される磁気成分を備えてラーモア周波数で振動する無線周波数場の形で印加されたとき、スピン磁気モーメントは共鳴し、そして縦軸ｚからしだいに逸脱し、最終的には、初期軸に対してＦＡで示されるフリップ角に到達し、歳差運動といわれる動きを描く。無線周波数場B₁はこのように、スピン磁気モーメントが磁場B₀の方向に対して角ＦＡで「フリップされる」ことを可能にする。

その励起が中断されたとき、初期軸から逸脱していたスピン磁気モーメントは、スピンした状態のまま、初期平衡位置、すなわち、軸ｚに戻る。このように平衡に戻ることは緩和と言われている。この点において、アンテナによって受信された非常に弱い無線周波数場の形をとるスピンの回転運動を測定することが可能になり、受信された無線周波数場は、励起された無線周波数場と同じ周波数、すなわち、ラーモア共鳴周波数である。

本発明によるアンテナは、磁場B₁のパルスを放射するか、または、水素原子の原子核の
緩和によって生成された信号を受信するか、好ましくはこれらの両方の機能を連続する時間において行なうように設計されている。

本アンテナは、詳細には体の部分、とりわけ頭を検査するために用いられ、近磁場において、すなわち、放射する物体に近づいて動作するアンテナである。

その結果として、このタイプのアンテナでは、「負荷」、すなわち、患者の頭や体の他の部分は、アンテナの中に導入されたときに、そのアンテナの無線周波数に近い場において反応効果を有する。従って、負荷をＭＲＩアンテナの中へ導入することは、予め決定されているそのアンテナの同調（tuning）および整合（matching）周波数を大きく変えることなる。

その上、無線電気学の立場から見れば、人の頭は極めて不規則なインピーダンスを示し、多数の偽像（artefacts）を発生する。

医用イメージングに用いられる磁場B₀の強度は、通常、０．１〜３テスラの範囲である。このような弱い磁場強度ではラーモア周波数に対応する動作周波数はまた低い。例としては、１．５テスラの磁場B₀では、これに対応するラーモア周波数は６４ＭＨｚであり、３テスラの磁場B₀では、これに対応するラーモア周波数は１２８ＭＨｚである。

周波数１２８ＭＨｚまでは、使用するアンテナは共振空洞構造である。このタイプのアンテナは「鳥籠」（birdcage）や「横電磁気」（ＴＥＭ）を含む種々の名称で知られており、以下を含む。
− 共振モードを生成するために相互に結合した一連の伝送線路；
− この一連の伝送線路を囲むシールド；および
− これらの伝送線路とそのシールドの間に割り込み、共振空洞の無線周波数励起に対応して設計され、ＮＭＲ無線周波数信号を検出する２つまたは４つの結合ポート（ＰＦポート）。

このタイプのアンテナは、特に以下の文献に記述されている。
特許文献１ 米国特許第４７４６８６６号明細書(Roschmann)
特許文献２ 米国特許第４７５１４６４号明細書(Bridges)
特許文献３ 米国特許第５５５７２４７号明細書(Vaughn, Jr.)
非特許文献４ 国際医用磁気共鳴学会誌（Proc. Int. Soc. Mag. Res. Med. ）11, 2003, No. 2354 (Vaughn)。

これらの文献は本質的に、共振空洞の伝送線路に加えられる改善、とりわけ、所望の動作周波数にそれぞれの伝送線路を同調させる手段の改善を扱う。この同調させる手段は一般的に伝送線路とシールドとの間の電磁結合を調整するための機械的手段で代表される。

このように、特許文献１は、ＭＲＩ装置と共に用いるように設計され、同軸ケーブルと同様な伝送線路を含むアンテナを開示する。それぞれの伝送線路は、誘電体材料から作られてその内側に二つの中央導体が位置しており、そのうちの少なくとも一つは軸方向にずらすことが可能な、中空で導電性を有した外筒を備えている。

外側のシールドは、外筒の端部を介してすべり接触により中央導体と結合している。

特許文献２は、誘電材料が導電性ストリップ間に挿入されて形成された伝送線路を有する共振空洞を記述している。外部シールドがそれぞれの伝送線路の端部に配置されたコンデンサを介して伝送線路に結合されている。この共振空洞は、外部シールドに形成された
調整可能スリットによって同調される。特許文献２では、「棒」は断面が長方形の薄いストリップの形状を有している。他方、誘電体素子の主表面は、その棒の軸に並列になっている。棒（またはストリップ）は、固定された素子であり、いかなる調整も許容しない。結局、棒と外被との間の結合は絶縁されている。

特許文献３は、鳥籠（birdcage）タイプの共振空洞を作るために文献１で記述されているような同軸ケーブルと同様な伝送線路を用いている。この文献は、また、同時に複数の伝送線路の同調を行なうための機械的システムも記述している。

これらの引用文献に記述されている公知の共振空洞すべては、それらが高い磁場、すなわち、信号対雑音比を増大させるために７テスラより高い磁場で用いられるとき、および／または約２９８ＭＨｚより高い周波数で用いられるときには、満足に機能しないという同じ欠点を有する。事実、３テスラまでは、対応するラーモア周波数が低く偽像が許容できる。従って、検査下の帯域において良質な画像が得られる。

例えば、非特許文献４に記述された共振器の、有限要素法による実験およびデジタルシュミュレーションによれば、このような共振器は、人の頭を収容することができる使用可能体積に相当する、直径２７ｃｍ、長さ２５ｃｍの円筒形の体積では、プロトンの共鳴周波数（ラーモア周波数）が、約４００ＭＨｚ未満、または磁場が４テスラ未満に制限されることを示している。

事実、周波数を増加させるためには、伝送線路の中央導体は完全に撤去しなければならない。そうでなければ、磁場B₁が生成した磁場の不満足な均質性および放射による損失という結果になるからである。

従って、ラーモア周波数が１２８ＭＨｚより高いとき、上記に説明したような直角位相モード（quadrature mode）で動作する体積タイプのアンテナでは、プロトンの均質な励
起の点においてそれらの限界を示し始める。

事実、磁場B₁は、被験者の頭が導入されるや否や擾乱（disturbances）の影響を受けやすい。高い磁場値、すなわち、７テスラを超える磁場では多量の偽像が生じるので、これらのアンテナでは実用上使用できない。同時に、特に、医療イメージングの分野では、検査下における被験者の組織の性質を正確に反映する良質の画像を得られることが有利である。従って、高磁場条件が普及するときに、アンテナの中への「負荷」の導入によって不利な影響を受けることがない、プロトンの励起の均質な分離を提供できる高周波アンテナを有することが必要である。

１２８ＭＨｚより高い周波数用として、複数の共振器（通例、８から３２）の配置によって形成され、測定されるべき試料を取り囲んで配置され、送信器及び受信器としても機能するアレイタイプアンテナが開発されている。

それぞれの共振器は、無線周波数信号を送受信するための専用の制御経路またはチャネルを有する。それぞれの共振器は、その位置に対応する解剖組織上の領域の画像の生成を可能にする。種々の画像は、その後、最終画像を生成するためアルゴリズムを用いて結合される。

アレイタイプアンテナには次の２つのファミリーがある。
− 通例、「ストリップラインアンテナ」と誤った名称で呼ばれ、「マイクロストリップ」法に従って絶縁本体に集積された、直線をなす銅シートから作られた線形共振器からなるアンテナ、および
− しばしばフレキシブルで、解析すべき試料に直接的に適用される、しばしば絶縁素子に銅シートを結合して作られるループ共振器からなるアンテナである。

このタイプのアレイアンテナを効率的に使用するためには、それぞれの共振器を電力増幅器を用いて適切な振幅と位相でそれぞれ自身のチャネルにより個別に制御することが必要である。これにより測定されるべき試料を取り囲むＭＲＩにおけるプロトンの空間的な励起をモニターすることが可能となる。

並列伝送と呼ばれるこの公知技術は、特に、選択された「関心領域」(ROI) における均質な励起を可能にする。

以下の２つの文献は、これらアレイアンテナの２つのファミリーと並列伝送技術をそれぞれ記述している。
非特許文献５ 磁気共鳴医学会誌（Magnetic Resonance in Medicine ）53:434445, 2005 (Adriany),
非特許文献６ 磁気共鳴医学会誌（Magnetic Resonance in Medicine ）56:11631171, 2006 (Setsompop)。

非特許文献５に記述された線形共振器は、テフロン(登録商標)（ポリテトラフルオロエチレン）から作られた本体に銅の粘着性ストリップまたはシートを固着して作られている。放射電磁場を生成する電流を流す銅ストリップは、１２ｍｍ幅で１６０ｍｍ長である。銅ストリップは、周波数同調および整合回路を介し、二端のうちの一端を介して供給され、１／４波長共振器のいくつかの特性を有するとともに、放射された電磁場は、一端から他端へと相当変化する。その上、その同調および整合回路は、低いＱ値（quality factor）と、限定された寸法を有する分散されたコンデンサおよびインダクタから構成されており、損失源となることは避けられず、放射ストリップと著しい相互作用をなす。

結局、この配置の簡単さは、送信器と受信器との間の相互結合を減らすための受動絶縁手段（遮蔽物）の設置を許容できない。これにより、放射出力の損失および受信時の信号対雑音比の悪化を引き起こす。

非特許文献６は、テフロン(登録商標)シリンダの壁のどちらか一方の側に互いに対向して配置された２つのストリップにより形成されるループを有するアレイアンテナを記述している。このループは、「間隙」と一般に呼ばれる非常に小さい領域内で調整され、ループの周波数同調を可能にする、局在のコンデンサを囲んでいる。アンテナのこの領域は、線形アンテナで使用されているのと同様な整合回路を介してそれぞれのループが外部へ接続されている場所でもある。

ループの主な長所は、それぞれの素子によって放射される磁場のより大きな均一性にある。他方、それらの幾何学的形状は、送信器と受信器との間の著しい相互結合を誘発する傾向がある。この相互結合は、与えられた負荷または試料にとって唯一の完全に有効な容量結合を導入することによってしばしば低減されなければならない。

結局、このアンテナタイプにおけるループの性能は、動作周波数が増大するにつれて急速に低下する。

概して、解析中に試料により生じる寄生容量を可能な限り減少させるために、例えば、このような試料が被験者の頭であれば、経験によれば高い容量を持つ「マイクロストリッ
プ」タイプのアンテナの方が低い容量のアンテナよりも好ましいことが分かっている。なぜならば、後者の寄生容量は大きすぎるようになるからである。

このマイクロストリップアンテナタイプの同調および整合の制御は、完遂することがとりわけ難しい。その理由は、操作者がアンテナ周波数を同調し、そのインピーダンスを整合させるとき、操作者の手のような寄生インピーダンスの接近により生じるインピーダンスの変動のためである。

従って、公知のアレイタイプアンテナは、そのアンテナ中に導入された負荷（試料）に正確に整合させることができず、試料上のプロトンの不均一な励起とその結果として低品質な画像をもたらすことになる。

このような情況において、本発明の目的は、受信と送信のための多数の経路を有し、１２８ＭＨｚを超える周波数で動作可能な高周共振波アンテナの線形共振器を提案すること、同時に、アンテナ中に導入されたそれぞれの負荷に対してプロトンの励起を正確に画一化することを可能にする共振同調および整合手段を提案することにより、上記の問題を解決することである。

この目的のため、本発明は、無線周波数励起信号を放射することができ、無線周波数緩和信号を受信することができる高周波アンテナの線形共振器を提案するものである。前記線形共振器は、無線周波数励起信号を放射することができ、無線周波数緩和信号を受信することができる放射素子を備え、以下を備えることを特徴とする。
− 電源ラインおよび２つの結合ラインからなるバラン回路；
− 前記バラン回路が組み込まれ、前記放射素子を支持する誘電体材料からなる基板；
− 前記結合ラインの一端から前記基板の外部に延長するよう形成され、前記バラン回路を前記放射素子と接続するよう構成され、前記共振器のインピーダンス整合を確保するように２つの接点を隔てる距離が選択される、２つの接点；および
− 前記放射素子から前記結合ラインを隔てる地板。

「バラン」回路は、２つのワイヤや非接地線のような対称または平衡線の間、および一つのコネクタが適切に接地されている同軸ケーブルのような非対称線の間の整合（matching）を確実にする回路であることが想起されるであろう。

このように線形共振器を有する本発明によれば、アンテナの中に導入されるであろう負荷、すなわち、頭や他の人体の一部である負荷、のタイプと一致するようにそれぞれの共振器の整合を設計段階でパラメータ化することができる高周波アンテナを製造することができる。

共振器の整合（matching）は、主に、その共振器が設計されるときにバラン回路の放射素子に対する２つの接点間の距離を選択することによって行なわれる。その２つの接点は基板から突き出ている結合ラインの２つの端部によって形成されている。それ故、結合ラインおよび放射素子上の接点は、磁気結合によって共振器の上側地板と同一線上にある磁場を生成することができる。従って、共振器の過電圧が最小化され、これにより好ましくない電力消耗の最小化に役立つ。

共振器の整合は、また、基板の中に組み込まれたバラン回路の寸法、すなわち、電源ラインと結合ラインとの寸法によるものである。

「基板の中に組み込まれた」という用語は、基板がバラン回路を完全に覆うような態様
でバラン回路が基板の内側に埋め込まれていることを示すと理解される。

本発明の有利な一実施態様によれば、本発明による共振器は、共振器が設計されたときに定められた整合、およびそれぞれの個人の頭の固有の抵抗率に合うようにアンテナの共振同調（resonance tuning）をより正確に調整できる調整手段を備える。このようにして例えば、そのアンテナ中に導入される負荷のタイプに関わらず均一な励起周波数を有するように、そのアンテナのそれぞれの共振器を調整することができる。

この有利な実施態様によれば、整合および共振同調の調整手段は、放射素子から分離されて任意の距離を有して設置されている。この任意の距離とは、その操作者が整合と同調の調整動作を行なうときに「手の影響」によって生じる放射と整合の変動による干渉を最小化するためにその放射素子から十分遠く離れた距離である。

調整手段の分離配置は、バラン回路が基板の内側に組み込まれているという事実、および、相互作用のいかなる可能性をも排除するために十分な広さである地板によって放射素子から分離されている結合ラインを介してバラン回路が放射素子のための２つの接点にエネルギーを供給するという事実、により可能となっている。

その上、遠隔調整手段は、操作者のその調整手段へのアクセスを容易にする。従って、調整は迅速にかつ解析が行われている間、制約なく行なわれる。

本発明による共振器を用いれば、２００ＭＨｚから６００ＭＨｚの間で画像を生成することができ、使用可能な直径が２５０ｍｍ以上のアンテナアレイを提供することができるとともに、それぞれの線形共振器を無線周波数励起信号を送信するために独立的に調整することができる。

従って、それぞれの頭に対して特別に整合するように調整することが可能なので、共振器の放射電力を低減することができるとともに信号対雑音比（Ｓ／Ｎ比）を受信中に増加することができる。

本発明による共振器は、また、単独または全ての技術的に可能な組み合わせにより、以下に記載の１またはそれ以上の特徴を示す。
− 前記共振器は前記共振器の整合および共振周波数の調整のための調整手段を備えている。
− 操作者により行なわれる調整作業が前記放射素子の整合にも共振同調にも影響を及ぼさないようにするために、前記調整手段が、前記バラン回路に接続されており、前記放射素子から距離を有して配置されている。
− 前記調整手段は、２つの可変コンデンサと１つのインダクタを備えるπ回路のようなπ回路によって形成される。
− 前記共振器は、少なくとも前記基板の上部を覆う、基本の上側地板を含み、前記基板のそれぞれの面を覆う複数の地板を備える。
− 前記上側地板の上に熔接またはろう付け（brazed）された２つのセラミックコンデンサの上に、前記放射素子が熔接またはろう付けされている。
− 前記セラミックコンデンサは、Ｑ値が１０００より大きい特性を有するコンデンサである。
− 前記セラミックコンデンサは、少なくとも９６重量％以上の純度を有するアルミナから製造される。
− 前記コンデンサの値は、前記共振器の共振周波数を決定するように選択されている。
− 前記放射素子は、開いたＵ字状の断面を有する導電素子から形成される。
− 前記放射素子は、長方形の断面を有する導電素子から形成される。
― 前記放射素子は、前記上側地板に固着された誘電体基板の層の上に印刷した導体（track）から形成される。
− 前記放射素子はその両端部にツイスト（twists）を有する。
− 前記ツイストは、前記共振器の共振周波数を決定するように形作られている。

本発明の更なる目的は、絶縁本体と本発明による複数の線形共振器とを有する核磁気共鳴装置のための高周波アンテナであって、前記共振器が前記アンテナの前記絶縁本体のハウジング内に取り外しできるように実装されることを特徴とする高周波アンテナである。

本発明によるアンテナは、また、単独または全ての技術的に可能な組み合わせにより、以下に記載の１またはそれ以上の特徴を示す。
− 前記アンテナは、それぞれのハウジング内の所定の位置に前記共振器を保持するように設計された取り外しできる頂部（crown）を備える。
− 前記ハウジングの内壁は、放射素子に面する内壁を除いてそれぞれの共振器を絶縁するために金属で覆われている。
− 前記ハウジングは、前記絶縁本体の内側の所定の位置にそれぞれの共振器のそれぞれの放射素子の周囲に空気間隙（a pocket of air）が作られるような大きさの寸法に合
わせて作られている。
− 前記アンテナは、前記絶縁本体の外壁にシールドを備えている。

本発明の他の特徴および利点は以下の記載を読むことにより明白になるであろう。これらは、以下の添付図を参照して単に例証となる目的を意図しているものであり、いかなる限定をも意図しているものではない。

本発明による線形共振器を備える高周波ＭＲＩアンテナおよび解剖模型の一般的な概略図を示す。 図１に示す線形共振器の第１の実施態様を示す分解図を示す。 図１および図２に示す線形共振器の第１の実施態様の部分縦断面図を含む組立図を示す。 共振器が同調回路（tuning circuit）および整合回路（matching circuit）によって調整される前の図１および図３に示すアンテナのそれぞれの線形共振器の共振周波数を示すグラフである。 共振器が同調回路および整合回路によって調整された後のアンテナのそれぞれの線形共振器の共振周波数を示すグラフである。 それぞれの線形共振器に対する放射場B₁ ⁺ の分割の例を示す解剖模型（anatomical model）を含む高周波ＭＲＩアンテナの軸切断面を示す。 本発明による線形共振器を備えた高周波アンテナを用いて得られた映像の例を示す。 本発明による線形共振器の第２の実施態様を示す。

図１は、本発明による線形共振器を備えた高周波ＭＲＩアンテナおよび解剖模型の一般的な概略図を示す。

アンテナ１０は、非常に強い磁場、すなわち、７テスラよりも大きな磁場で用いられる磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）装置に用いられる高周波、多重路アンテナである。例示のアンテナ１０は、図１に解剖模型２００によって表わされる人の頭を検査するように、特別に改良されている。

アンテナ１０は、絶縁本体２０の周辺部に円周方向に配設された複数のハウジング２１を含む円筒形の絶縁本体２０を備える。線形共振器１００は、そのハウジング２１の中に後から、すなわち、患者が導入される側の反対側から、挿入される。

公知の態様においては、アンテナ１０の絶縁本体２０はまた、絶縁本体２０の外側壁２３の上に配置された光源２２を備えており、これにより、機能ＭＲＩ適用時の患者に視覚の刺激を与えるための種々のミラーシステムを取り付けることを可能にする。

絶縁本体２０は、単体として、または、例えば、ポリオキシメチレン、またの名をポリホルムアルデヒドと言われ、「ＰＯＭ」という名前でよく知られるような高分子化合物材料からなる機械部品を組み合わせることにより構成されている。ＰＯＭの使用はこの用途にはとりわけ有利であり好適である。なぜならば、これは良い電気絶縁材として機能するとともに３．７という低い比誘電率(ε_r)を有するからである。

本発明の有利な１実施態様によれば、内壁は、放射素子に面した一つの壁面、つまり、共振器１００を収容するために絶縁本体２０のなかに作られたハウジング２１に面した内壁を除いて、それぞれの共振器１００の間に最大の絶縁を実現するために金属で覆われている。それぞれの共振器の間の絶縁を増大することは、相互結合、すなわち、電圧が印加された一つの共振器または同じ電源に繋がり結合している一群の共振器と、伝送モードにおいて電圧が印加されていない隣接する一つのあるいは一群の共振器との間の電力の伝送、を減少することに役立つ。相互結合の増大は、アレイタイプアンテナの出力損失を依然として誘発するからである。例えば、ハウジング２１の内壁は、銅の堆積物による金属で覆われてもよい。

絶縁本体２０の外側の横壁２３は、また、導電性シールドにより覆われても良い。この導電性シールドは、ＭＲＩ装置中の勾配磁石の作動により誘発される電流の生成を防止するためにアンテナの長さ方向に裂かれている。

共振器１００は、絶縁本体２０のハウジング２１の内側にモジュール化されている。それらは、ハウジング２１の内側の滑動システムに沿って容易に挿入される。共振器１００が絶縁本体２０の内側の所定の位置にあるときに共振器１００の機械的な安定性を確保するために、穴のあいた頂部（perforated crown）（図示せず）が非磁性のボルトによって絶縁本体に固定されていてもよい。

図２および図３は、図１に示す共振器１００の第１の実施態様のより詳細な図解を提供する。

特に、図２は、共振器１００の分解図を示す一方、図３は、共振器の部分縦断面図を含むより詳細な組み立て図である。

共振器１００は、以下を含む。
− １つの放射素子１０３；
− ２つの容量性素子Ｃ１、Ｃ２；
− １つの基板１２０；
− 複数の地板、１１１、１１２、１１３、１１４、１１５、１１６；および
− １つのバラン回路１３０。

第１の実施態様において、放射素子１０３は、好ましくは銅からなる導電性材料を用いて、広く開いたＵ字状の形状を有する断面を備えた、まっすぐな、本質的に直線の素子に
より組み立てられる。いずれにせよ、放射素子１０３は、長方形の断面を有する直線の素子として組み立てることができる。

放射素子１０３の広く開いたＵ字形状により、放射素子の機械的な剛性と、性能が向上する。他方、その長方形の形状により、本発明による共振器はより簡潔な設計とすることができる。

放射素子１０３は、２つのディスク形状の容量性素子Ｃ１、Ｃ２の上面にろう付けまたは溶接されており、容量性ディスクＣ１、Ｃ２の上面、および、あるいはまた下面に、薄い金属性のディスク（図示せず）の接合（bonding）によって、または、それらの上に銅
の層が配置されて導電性が与えられている。

容量性ディスクＣ１，Ｃ２は、最小の損失を保証するために、非常に純粋な誘電体材料、すなわち、少なくとも９６重量％からなる誘電体材料から作られている。例えば、容量性ディスクＣ１、Ｃ２の誘電体材料は、アルミナのようなセラミック材料であり、少なくとも９６重量％に等しい純度を有している。

２つのコンデンサからなる容量性ディスクＣ１、Ｃ２の値は、放射素子１０３の長さおよび共鳴を得る目的に対応したＭＲＩ装置の動作周波数から決定される。

２つの容量性ディスクＣ１、Ｃ２は、上側地板１１１の上にろう付けまたは溶接により固着される。

共振器１００は、結合するように作られている複数の地板、つまり、主要な、基板の上面を覆う上側地板１１１、および基板１２０の他の面を覆う第２の地板、１１２、１１３、１１４、１１５、１１６を備える。地板はこのように電気的連続体を形成する。基板１２０は、例えば、ガラスーテフロン(登録商標)（glass-teflon：テフロン(登録商標)含浸ガラス）などの複合材料である誘電材料から作られている。地板１１１，１１２、１１３、１１４、１１５、１１６は、基板１２０の上に金属の溶着（deposition）によって、あるいはまた、理想的には銅で作られた導電性ストリップを基板１２０に接着によって貼り付けることによって製造することができる。

共振器１００は、放射素子１０３とＳＭＡタイプの同軸アダプタ１５４とを接続するバラン回路１３０を備える。同軸アダプタは、共振器１００と外部との間の唯一の電気的なインタフェースとして機能している。

バラン回路１３０は、非接地の、または平衡な伝送回路、すなわち、放射素子１０３と、非対称な伝送回路、すなわち、上側地板１１１に接続されている外部コネクタである同軸アダプタ１５４とを接続する電気回路である。

バラン回路１３０は、電源ライン１３３および２つのミラー結合ライン１３１、１３２から作られており、図３の基板１２０の縦断面図に示されるように基板１２０に組み込まれている。電源ライン１３３とミラー結合ライン１３１、１３２は、基板１２０によって分離されており、いかなる電気的な接触も有していない。電力は、変調された信号を受け取る電源ライン１３３と、結合ラインとの間の電磁気近接結合により伝送される。

バラン回路１３０は、一つが他の上に形成され一つのユニットとして一体とされた、典型的には３層の、複数の基板層の配置によって基板１２０に組み込まれている。それぞれの基板層は、低損失の材料から形成されており、バラン回路１３０の一部を含む。バラン回路１３０は、回路の一部が基板の上に直接印刷されているか配置されている回路を、異
なる基板層を重ね合わせることによって組み立てられている。

結合ライン１３１、１３２の端部１３４、１３５は、第１地板１１１と接触しており、２つの中央接点１３６と１３７は、基板１２０から突き出てバラン回路１３０と放射素子１０３との間の接点を形成する。接点は、好都合なことに放射素子１０３に対して対称的に設置されている。この端部のために、長方形の開口１１８が第１地板１１１に設けられており、中央接点１３６、１３７が基板から突き出して通過することを許容する。この開口１１８は、中央接点１３６、１３７と第１地板１１１との間に少なくとも１ｍｍの絶縁を確保するのに好都合な寸法を有している。

もう一つの実施態様によれば、接点は、また、放射素子１０３の中央に対して非対称的に配置してもよい。

中央接続素子１４０は、放射素子１０３、中央接点１３６、１３７および基板１２０に、例えば接着によって固着されている。この中央接続素子１４０は、単に、放射素子１０３と基板１２０との間の機械的補強のために提供される。これは、例えば、容量性ディスクＣ１、Ｃ２の材料と同じ材料、すなわち、少なくとも９６重量％に等しい純度を有するアルミナから製造される。中央接続素子１４０は、好ましくは、２つの中央接点１３６、１３７を隔てる空間に設置される。

共振器１００の整合は、主に放射素子１０３および２つのミラー結合ライン１３１、１３２の中央接点である１３６と１３７との間の距離の選択、換言すれば、中央接続素子１４０の長さによって可能となる。このようにして過電圧は最小化され、望ましくない電力浪費は防止される。バラン回路に用いられる基板１２０のための材料の選択は、また、整合も変えることができる。さらに、電源ライン１３３および２つの結合ライン１３１、１３２の寸法を変えることは、また、共振器１００の整合も変えることができる。

従って、中央接点１３６、１３７間の距離は、アンテナに導入される負荷のタイプによって限定される。それゆえ、整合はペイロード（payload）に適合する。

人の頭に相当する負荷に対するＭＲＩ用途において、中央接点１３６、１３７の間の距離は約３〜４ｃｍが好都合である。

それにもかかわらず、人の頭の形状および体積における変異性を処理するために、本発明による共振器１００は整合および同調回路を備えている。アンテナは、これにより、解析される試料または負荷に対応してより正確に調整される。

制御回路１５０は、以下からなるπ回路で構成されている。
− ２つの可変コンデンサ１５１、１５２；
− １つのインダクタ１５３；および
− 基板１２０に覆い隠された（submerged）接続導体（connection track）１３８、
１３９。

制御回路１５０は、バラン回路１３０とＳＭＡタイプの同軸アダプタ１５４との間に配置される。これは、共振器１００が外部に対して有するただ一つの電気インタフェースである。制御回路１５０の２つの接続口は、電源ライン１３３の狭い端部１２３とＳＭＡタイプの同軸アダプタ１５４とにそれぞれ接続されている。

接続導体１３８は、インダクタ１５３を可変コンデンサ１５１に接続する。接続導体１３９は、インダクタ１５３、同軸アダプタ１５４、および第２の可変コンデンサ１５２を
接続する。

共振器１００およびバラン回路１３０は、バラン回路が基板１２０に組み込まれおり、π回路１５０が好都合にも放射素子１０３から遠く離れて任意の距離に位置しているという特別な構造を有している。このため、放射干渉および操作者がインピーダンス適合を調整するときの「手の影響」によって引き起こされる整合の変動を最小化することができる。通例、π回路１５０は、共振器１００の後方に位置し、いうならば、絶縁本体２０のハウジング２１に挿入された端部の反対側端部に位置している。

放射素子１０３から離れたこの位置は、また、操作者が共振器１００に対する調整要素にアクセスすることを非常に便利にする。事実、共振器１００が絶縁本体２０の内側の正規の場所にあるときには、これらの調整要素は容易にアクセス可能であるので、共振器は迅速かつ容易に調整される。

同調および整合調整は、可変コンデンサ１５１、１５２の中央軸の位置を変えることで容易に行なえる。中央軸は、コンデンサの第２電極に形成されており、特に、共振器１００の上側地板１１１により、中央軸は共通アースに接続されている。例としては、中央軸を回転させることによる調整は、「手の影響」をさらに減少させるためにセラミック製のねじ回しを用いて行なうことができる。

共振器１００が絶縁本体２０の内部に配置されたら、すべての共振器１００に対する共通のアースは、共振器に結合するであろう寄生空洞または体積モード（volume modes）を防止するためにそれらの全てに接続される。

接続導体１３８、１３９、電源ライン１３３、および結合ライン１３１、１３２は、有利には銅から作られる。

本発明のこの第１の実施態様では、放射素子１０３と上側地板１１１とは、損失を最小化することおよび共振器１００の放射出力を増大することに役立つ空気の形態の誘電体材料によって隔てられている。いずれにせよ、その厚さが容量性ディスクＣ１、Ｃ２の厚さによって決定されるこの空気層は、およそ数ミリメートルであるのが好都合である。大気の湿度に応じて変動する空気の誘電率の変動に対して、この空気層が共振器の共振周波数を敏感にする。この感度を見積もるために誰でもまず考える共振器１００の共振周波数角ω₀は、以下の式により得られる。

ここで、C_Tは、放射素子１０３と地板１１１との間に形成される静電容量、例えばＣ３、および容量性ディスクにより形成される２つの静電容量Ｃ１、Ｃ２の合計の静電容量に相当する全容量である。

Ｌは、共振器１００のインダクタンスを表わす。

微分計算を用いれば、次のように説明される。

ここでε_raは、空気の比誘電率である。

水蒸気で飽和された空気のdε_raの値、すなわち、考えられる最悪の場合の値は、３０
℃で４×10^-4である。従って、例としては、Ｃ３の静電容量が１７ｐＦで全容量C_Tが約４９ｐＦであれば、大気中の湿度による周波数のドリフトは、約２０ｋＨｚである。この値は、共鳴が２００ＭＨｚより高く、−１０ｄＢでの通過帯域が約１ＭＨｚであることに比較して極端に低い。

結局、アンテナ１０の本体の中に配置されたそれぞれの共振器１００のハウジング２１の内壁と、放射素子１０３との間の空気間隙（a pocket of air）を維持することが重要
である。この空気間隙の厚さは、ハウジング２１の壁の接近によって決定され、共振器１００の間の相互結合を調整するために用いられもする。

ハウジング２１の内側の壁は金属で覆われていないことに注目しなければならない。そのため、内側の壁は放射素子１０３から少なくとも２ｍｍに等しい距離になければならない。ハウジング２１の内側の壁が金属で覆われている場合は、この内側の壁は金属で覆われていない場合よりもより遠く、すなわち、通例、約６ｍｍの距離を有して位置させなければならない。

図２および図３に示される第１の実施態様による共振器は、８個の経路を有する７テセラのＭＲＩアンテナであり、共振器１００は、B₀の有効な測定値にも依存し、２９８ＭＨｚに近い周波数で動作するものである。

この典型的な実施態様におけるアンテナのための絶縁本体２０は、２５０ｍｍの内径、３１７ｍｍの外径を有する円筒形状である。絶縁本体２０は共振器１００の数と同数のハウジング２１を、すなわち８個のハウジングを具えている。

８個の共振器は、それぞれ以下を含む。
− １ｍｍの厚さの銅シートで形成され、広く開いたＵ字形状に曲げられた、２６０ｍｍの長さ、２４ｍｍの幅、３ｍｍの高さを有し、約１７ｐＦの静電容量を有する放射素子１０３；
− ９６重量％以上の純度を有するアルミナから作られた、２４ｍｍの直径、３．１８ｍｍの厚さを有し、約１６ｐＦの静電容量を有する、２つの容量性ディスク；
− ３７０ｍｍの長さ、７０ｍｍの幅、および９．５４ｍｍの高さを有するガラスーテフロン(登録商標)基板１２０；
− ガラスーテフロン(登録商標)基板のそれぞれの面を覆う１８ｕｍの厚さの銅ストリップから作られた複数の地板、１１１、１１２、１１３、１１４、１１５、１１６；
− ３１８ｍｍの長さ、および１０ｍｍの幅を有する基板のなかに組み込まれた、１８ｕｍの厚さを有する銅ストリップから作られた電源ライン１３３；
− １４０ｍｍの長さ、１０ｍｍの幅および６．３６ｍｍの高さを有する基板１２０に組み込まれた、１８μｍの厚さを有する銅ストリップの形態をした結合ライン１３１、１３２；
− 少なくとも９６重量％に等しい純度を有するアルミナからなる、４０ｍｍの長さ、７ｍｍの幅、および３．１８ｍｍの高さを有する長方形の平板の形態で、放射素子１０３および、結合ライン１３１、１３２の中央接点１３６、１３７に固着するように取り付けられた中央接続素子１４０；
− １８μｍの厚さを有する銅から作られた結合導体１３８、１３９；
− 静電容量が１ｐＦから１０ｐＦまで可変できる２つのコンデンサ１５１、１５２；
− ２２ｎＨのインダクタンスを有する空芯インダクタ１５３；および
− 非磁気ＳＭＡタイプ同軸コネクタ１５４。

アンテナ１０の設計および最適化は、ＨＦＳＳコード（有限要素法）を用いるデジタルシュミュレーションに基づいて行なわれる。このＨＦＳＳコードは、アンソフト（Ansoft）社により作られており、核磁気共鳴映像の分野では公知のものである。シュミュレーションの間、患者の頭は、ＨＦＳＳシュミュレーションのためにAarkid社（ノースバーウィック、スコットランド）（ North Berwick, Scotland）によって供給されている、デジタルモデルで描写されている解剖学的な疑似模型（anatomical phantom）を用いる。解剖学的なモデル２００は、頭の種々の解剖学的要素に対応する８つのタイプの臓器の組織、すなわち、筋肉、頭蓋、顎、小脳外側葉、小脳、舌、脊髄、眼から作られている。

図４は、図１に示したアンテナ１０のそれぞれの線形共振器１００が「同調」および「整合」回路によって調整される前の共振周波数のシュミュレーションの結果をグラフの形で示す。

このシミュレーションによれば、π調整回路１５０を使った同調および整合調整がないとき、これらの共振器は同じ構造であるという事実にも関わらず、それぞれの線形共振器１００は、動作周波数からわずかにずれた異なる周波数で共振することが認められる。このずれは、アンテナの中に負荷を導入する行為によって引き起こされる。アンテナ１０の絶縁本体２０の上部にある共振器から始めて光源２２の左の方に向かってアンテナ１０の共振器１００にＲ１からＲ８と番号をつける場合、共振器Ｒ１とＲ８との間、Ｒ２とＲ７との間などに明らかな対称性が依然はっきり見える。信号のこの対称性は、矢状面（sagittal plane）に対する疑似模型（phantom）の鏡面対称を反映している。

本発明による共振器１００のπ回路１５０は、共振器１００が全て同じ共振周波数で動作し、非常に良好なインピーダンス整合を有するように種々の共振器１００を完全に調整することを可能にする。この結果、つまり、π回路１５０を使って共振周波数の同調およびインピーダンス整合をした後のアンテナ１０のそれぞれの共振器１００の共振周波数を図５に示す。共振器１００のπ回路１５０は容易にアクセス可能であることが想起される。このため、操作者は、アンテナに導入された負荷に応じて迅速かつ容易に共振器１００の共振周波数の同調およびインピーダンス整合をすることができる。

アンテナアレイの性能を予測することを可能にするために、負荷がアンテナ中にあるときの、それぞれの共振器による放射無線周波数場のラーモア周波数で回転する座標系における磁気励起成分の分布マップを作成することが必要である。B₁ ⁺のこのマップは、励起
無線周波数場の磁気成分B₁に基づくシミュレーションによって作られるか、または、ＭＲＩスキャナにおける模型（prototype）の測定から直接作られる。

シミュレーションは、アンソフトによって製造されたＨＦＳＳデジタルシミュレーションソフトウエアを用いて行なわれる。このシミュレーションの原理は、次のような磁気成分B₁の分布状態を組織的に調べることにある。

ここで指標「ｘ」および「ｙ」は、実験室に関連する固定デカルト座標系（直交座標系）に属する。軸Ｘおよび軸Ｙ（図示せず）は軸Ｚに垂直である。ここで軸Ｚは、アンテナ（図示せず）の縦軸であり、磁場B₀の大域的な磁化の方向である縦軸Ｚである。

磁場B₁のシミュレーションは、中間の計算によってB₁ ⁺の推論を可能にする。ここでB₁ ⁺は、次式に従ってスピンを同じ方向に回転させた座標系における分解された磁場B₁の位相ベクトルに対応する。

ここで、

磁場B₁ ⁺の分布状態を示すマッピングオペレーションは、また、模型の測定によって実
験的に行なうこともできる。このためには、特に、実フリップ角イメージング（Actual Flip-angle Imaging (AFI)）と呼ばれる、医用イメージングの分野では公知の獲得法[Vasily L. Yarnykh, Actual Flip-angle Imaging in the Pulsed Steady State. Magn Reson Led 2007; 57 : 192-200]を用いて、直接的に磁気成分B₁ ⁺をマッピングすることを決定することである。

図６は、前述のように規定された共振器１００を備え、７テスラにおいて導入された負荷（本件の場合は解剖学的疑似模型（anatomical phantom））のもとで、８経路アンテナによって可視化された、それぞれの共振器Ｒ１からＲ８に対する放射磁場B₁ ⁺のマップを
示す。

分布状態の尺度は、１００Ｗの入射電力が得られた際の、０〜４μＴの変動に対応する。

本発明による共振器を用いれば、アンテナは、３次元画像における強度偽像（intensity artefacts）を減少することができ、特に、小脳外側葉、小脳の領域における強度偽像
を減少することができる。偽像は上記に記述した典型的な実施形態を用いれば７％低減される。

最適な結果を得るために、アンテナ１０および共振器１００は、２つの相補的な励起パルスに対して連続的に得られる２つの画像の再結合を用いる並列伝送法によって制御されている。この公知の方法は、特に、ＲＯＩとも呼ばれる選択された関心領域における励起を均質にすることができる。２０度に等しいフリップ角およびミリ秒のパルス持続時間に対するそれぞれの共振器に印加された電力および位相は次の表に例示する。

図７は、ｊ．パウリ（Pauly）などによって磁気共鳴学会誌(Journal of Magnetic Resonance 81 : 43-46, 1989)に記述された選択イメージングと呼ばれる伝送方法を用い、本
実施態様に記述されたようなアンテナを用いて得られた画像の例を示す。この方法は、均質的な解剖学的疑似模型の内側にあらかじめ定めた物体を挿入すること、本件の場合には、食塩水で充満されたガラスボールを挿入することからなる。

図８は、前述の図２，３の変形であり、デバイス１００および３００に共通な素子は同じ参照番号により示され、同じ機能を遂行する。従って、これらの２つの実施態様における特徴が異なる点のみ以下に記載する。

第２の実施態様による共振器３００は、フラットで、基板１２０に固着して取り付けられた基板パネル３３０に一体化されている放射素子３０３を備えているという点で、図１，２，３に示す共振器１００とは異なる。

第２の実施態様では、共振器１００の中の空気によって形成された誘電体は典型的に、誘電体材料により作られたパネル３３０により置換される。

第２の実施態様では、セラミック誘電性ディスクおよび外側に張り出されたＵ次状の放射素子は使われていない。典型的に、バラン回路１３０の基板に用いられたものと同じ材料から作られた基板パネル３３０が代用されている。パネル３３０の上表面には、パネル３３０の上に直接刻まれて放射素子としての役目を果たす、金属で覆われた広い導体（track）３０３が取り付けられている。

放射素子３０３の端部は、屈折部３０４、３０５により形成された特別な形状である。これにより、セラミックコンデンサの存在なく共振することができる放射素子３０３を可能にしている。

屈折部３０４、３０５の形状は共振器３０３の所望の共振周波数に応じて慎重に導出されることに注目しなければならない。

パネル３３０は、バラン回路１３０の中央接点が通過して放射素子３０３に接触できるように構成された中央開口（図８には見えない）を含む。

パネル３３０の大きさは基板１２０よりも小さい。そのため、パネル３３０は、π制御回路（図示せず）の可変コンデンサやインダクタのある場所で上側地板１１１を完全には覆っていない。

この第２の実施態様を用いれば、共振器３００の構造は第１の実施態様に比べてより頑丈でよりコンパクトにすることが可能である。しかしながら、図２および図３に示す第１の実施態様によって達成される性能の方が、この第２の実施態様によって得られる性能よりも優れている。

従って、本発明によれば、２００ＭＨｚから６００ＭＨｚの周波数範囲において高い電力ピークで動作可能となるよう長さ方向が調整可能である、低損失な２つのコンデンサが集積された構造の放射素子となっている。アンテナの絶縁本体の内側における共振器の配置は、並列伝送方法による励起の画一化を容易にするように、および、特に組織内電力の局部的な蓄積を最小にするように選択される。これはまた、共振器の間の相互結合を減少する目的に基づく遮蔽を可能にする。

加えて、線形共振器の有限数は、体積モードで動作し、同じタイプの独立アンテナのアレイに組み込まれ、ある種のミニアンテナを作るために組み合わせられてもよい。この形態は、モジュール共振器の構造によって実現され、電子制御経路の数およびアンテナを動作させるために必要な増幅器の数の節約の可能性を提供する。これと同時に、並列伝送の見地から非常に優れた適応性を提供する。

結局、共振器は、それらの長さに応じて互いに組み合わせることや、縦方向、すなわち患者の軸に沿った方向、および、半径方向における特定の位置に配置することにより、異なる長さに寸法決めすることが可能である。

本発明は、特に、核磁気共鳴イメージングに使用する目的で記述されている。しかしながら、磁気共鳴スペクトロスコピー（ＭＲＳ）の分野に対しても同様に適用可能である。

Claims (19)

1. 無線周波数励起信号の放射および無線周波数緩和信号の受信が可能な放射素子（１０３，３０３）を備え、無線周波数励起信号の放射および無線周波数緩和信号の受信が可能な高周波アンテナ（１０）の線形共振器（１００、３００）において、
   電源ライン（１３３）および２つの結合ライン（１３１、１３２）からなるバラン回路と、
   前記バラン回路（１３０）が組み込まれ、前記放射素子（１０３，３０３）を支持する誘電体材料からなる基板（１２０）と、
   前記結合ライン（１３１、１３２）の一端から前記基板（１２０）の外部に延長するよう形成され、前記バラン回路（１３０）を前記放射素子（１０３、３０３）と接続するよう構成され、前記共振器（１００、３００）のインピーダンス整合を確保するように２つの接点（１３６、１３７）を隔てる距離が選択される、２つの接点（１３６、１３７）と、
   前記放射素子（１０３、３０３）から前記結合ライン（１３１、１３２）を隔てる地板（１１１）と、
   を、備えることを特徴とする高周波アンテナの線形共振器（１００、３００）。
2. 共振整合および共振器（１００、３００）同調の調整のための調整手段（１５０）を備えることを特徴とする請求項１に記載の線形共振器（１００、３００）。
3. 操作者が前記放射素子（１０３，３０３）の整合または同調に影響を及ぼさないように調整作業を行なうことができるようにするために、前記調整手段（１５０）が、前記バラン回路（１３０）に接続されており、前記放射素子（１０３，３０３）から距離を有して配置されていることを特徴とする請求項２に記載の線形共振器（１００、３００）。
4. 前記調整手段（１５０）は、２つの可変コンデンサ（１５１、１５２）と１つのインダクタ（１５３）を備えるπ回路のようなπ回路によって形成されることを特徴とする請求項２または３に記載の線形共振器（１００、３００）。
5. 前記共振器は、少なくとも前記基板（１２０）の上部を覆う、基本の上側地板（１１１）を含み、前記基板（１２０）のそれぞれの面を覆う複数の地板（１１１、１１２、１１３、１１４、１１５、１１６）を備えることを特徴とする請求項１から４のいずれかに記載の線形共振器（１００、３００）。
6. 前記上側地板（１１１）の上に熔接またはろう付けされた２つのセラミックコンデンサ（Ｃ１、Ｃ２）の上に、前記放射素子（１０３）が熔接またはろう付けされていることを特徴とする請求項５に記載の線形共振器（１００）。
7. 前記セラミックコンデンサ（Ｃ１、Ｃ２）は、Ｑ値が１０００より大きい特性を有するコンデンサであることを特徴とする請求項６に記載の線形共振器（１００）。
8. 前記セラミックコンデンサ（Ｃ１、Ｃ２）は、９６重量％以上の純度を有するアルミナから製造されることを特徴とする請求項６または７に記載の線形共振器（１００）。
9. 前記コンデンサ（Ｃ１、Ｃ２）の値は、前記共振器（１０３）の共振周波数を決定するように選択されることを特徴とする請求項６から８のいずれかに記載の線形共振器（１００）。
10. 前記放射素子（１０３）は、開いたＵ字状の断面を有する導電素子から形成されること
    を特徴とする請求項６から９のいずれかに記載の線形共振器（１００）。
11. 前記放射素子（１０３）は、長方形の断面を有する導電素子から形成されることを特徴とする請求項６から９のいずれかに記載の線形共振器（１００）。
12. 前記放射素子（３０３）は、前記上側地板（１１１）に固着された誘電体基板の層（３３０）の上に印刷した導体から形成されることを特徴とする請求項５に記載の線形共振器（３００）。
13. 前記放射素子（３０３）はその両端部にツイスト（３０４、３０５）を有することを特徴とする請求項１２に記載の線形共振器（３００）。
14. 前記ツイスト（３０４、３０５）は、前記共振器（３００）の共振周波数を決定するように形作られていることを特徴とする請求項１３に記載の線形共振器（３００）。
15. 絶縁本体（２０）と、請求項１から１４のいずれかに記載の複数の線形共振器（１００，３００）とを備える核磁気共鳴装置のための高周波アンテナ（１０）であって、前記共振器が前記高周波アンテナ（１０）の前記絶縁本体のハウジング（２１）内に取り外しできるように実装されることを特徴とする高周波アンテナ（１０）。
16. それぞれのハウジング（２１）内の所定の位置に前記共振器（１００、３００）を保持するように設計された取り外しできる頂部を備えることを特徴とする請求項１５に記載の高周波アンテナ（１０）。
17. 前記ハウジング（２１）の内壁は、放射素子（１０３，３０３）に面する内壁を除いてそれぞれの共振器（１００，３００）を絶縁するために金属で覆われていることを特徴とする請求項１５または１６に記載の高周波アンテナ（１０）。
18. 前記ハウジング（２１）は、前記絶縁本体（２０）の内側の所定の位置にそれぞれの共振器（１００，３００）のそれぞれの放射素子（１０３，３０３）の周囲に空気間隙が作られるような大きさの寸法に合わせて作られていることを特徴とする請求項１５から１７のいずれかに記載の高周波アンテナ（１０）。
19. 前記絶縁本体（２０）の外壁（２３）にシールドを備えていることを特徴とする請求項１５から１８のいずれかに記載の高周波アンテナ（１０）。