JP2017531500A - 間隙及びＲＦスクリーン素子を有するｚセグメント化されたＭＲＩ用ＲＦコイル - Google Patents

Abstract

本発明は、磁気共鳴（ＭＲ）撮像システム１１０の検査空間１１６にＲＦ場を印加し且つ／又は検査空間１１６からＭＲ信号を受け取る無線周波数（ＲＦ）コイル１４０を提供し、ＲＦコイル１４０は、管状体１４２を備え、ＲＦコイル１４０は、管状体１４２の長手方向１５４に２つのコイルセグメント１４６にセグメント化され、２つのコイルセグメント１４６は、管状体１４２の長手方向１４４に互いに隔置され、２つのコイルセグメント１４６間に間隙１４８が形成される。本発明は、少なくとも１つの上記の無線周波数（ＲＦ）コイル１４０を備える磁気共鳴（ＭＲ）撮像システム１１０をさらに提供する。本発明は、上記の磁気共鳴（ＭＲ）撮像システム１１０と、ＲＦコイル１４０の間隙１４８を通って磁気共鳴（ＭＲ）撮像システム１１０の検査空間１１６にアクセスするように配置された医療デバイス２０２とを備える医療システム２００をさらに提供する。さらに、本発明は、磁気共鳴（ＭＲ）撮像システム１１０の検査空間１１６に無線周波数（ＲＦ）場を印加する方法を提供し、この方法は、少なくとも１つの上記の無線周波数アンテナデバイス１４０を提供するステップと、２つのＲＦコイルセグメント１４６を共通制御して、検査空間１１６内、特に間隙１４８内に均一のＢ１場を提供するステップとを含む。

Description

本発明は、磁気共鳴（ＭＲ）撮像システムの検査空間内で使用するための無線周波数（ＲＦ）コイル、少なくとも１つのそのようなＲＦコイルを用いるＭＲ撮像システム、そのようなＭＲ撮像システム及び医療デバイスを用いる医療システム、並びに磁気共鳴撮像システムの検査空間に無線周波数場を印加する方法に関する。

磁気共鳴（ＭＲ）撮像システムの先行技術の設計では、例えば、ＭＲ撮像システムの磁場強度は３テスラである。この先行技術のＭＲ撮像システムは、例えば、ＲＦシミングのためにバードケージの幾何学的に切り離された２つの給電位置を使用する２チャネル無線周波数（ＲＦ）ボディコイルを利用する。この技法は、高い磁場均一性を提供し、高い磁場強度での更なる用途のための臨床撮像を可能にする。そのようなＭＲ撮像システムは、良好な撮像結果を提供するが、現在、ＭＲ撮像システムに対する更なる使用事例が現れており、これらの使用事例が、ＭＲ撮像システムを設計するときの追加要件の基礎となる。

例えば、ＭＲ撮像システムの使用は、医療処置の領域でますます一般的になりつつあり、処置は、ＭＲ撮像システムの案内下で被験者の所望の位置に向けて行われる。例えば、放射線治療では、適切な線量を正確に所望の位置へ誘導することができ、その結果、この位置に加えて、線量自体も処置中に管理することができる。しかし、照射される放射線は、ＭＲ撮像システムの材料にも影響を及ぼし、その結果、例えば照射された放射線によってＲＦボディコイルの材料の老朽化が進行することがある。

さらに、診断器具でも、追加の機器を必要とすることがあるが、そのような機器は、検査空間にアクセスしなければならない。例えば、被験者の呼吸又は心拍動を管理するために、例えばカメラを含むバイオセンサが利用される可能性がある。これらのセンサは、好ましくは、ＲＦコイル内の被験者からセンサ情報を提供するが、被験者へのアクセスは制限される可能性がある。さらに、これらのセンサの接続には配線が必要となる場合があり、配線がＭＲ撮像システムによって生成される磁場と干渉して、ＭＲ撮像システムの画像品質を低下させることがある。

本発明の目的は、ＭＲ撮像システムを使用する際に効率的な処置及び／又は診断を可能にし、例えば医療処置で照射される放射線による変化の影響を受けにくいＲＦコイル、そのようなＲＦコイルを有するＭＲ撮像システム、及びそのようなＭＲ撮像システムを含む医療システムを提供することである。

この目的は、磁気共鳴（ＭＲ）撮像システムの検査空間にＲＦ場を印加し且つ／又は検査空間からＭＲ信号を受け取る無線周波数（ＲＦ）コイルによって実現され、このＲＦコイルは管状体を備え、管状体の長手方向に２つのコイルセグメントへとセグメント化され、２つのコイルセグメントは、管状体の長手方向に互いに隔置され、２つのコイルセグメント間には間隙が形成される。ＲＦコイルは、ボディコイルとすることができるが、局部コイル、例えばヘッドコイルとすることもできる。好ましくは、そのようなヘッドコイルは、患者の肩に嵌るような開口又は形状を含む。

この目的はまた、被験者を中に位置付けるために提供される管状の検査空間と、検査空間を遮蔽するＲＦスクリーンと、静磁場に重ね合わせた勾配磁場を生成する磁気勾配コイルシステムと、静磁場を生成する主磁石とを備え、ＲＦスクリーン、磁気勾配コイルシステム、及び主磁石が、この順で検査空間の周りから外に向かって径方向に位置付けられる磁気共鳴（ＭＲ）撮像システムによって実現され、磁気共鳴（ＭＲ）撮像システムは、少なくとも１つの上記の無線周波数（ＲＦ）コイルを備える。

この目的は、上記の磁気共鳴（ＭＲ）撮像システムと、ＲＦコイルの間隙を通って磁気共鳴（ＭＲ）撮像システムの検査空間にアクセスするように配置された医療デバイスとを備える医療システムによってさらに実現される。

この目的は、磁気共鳴（ＭＲ）撮像システムの検査空間に無線周波数（ＲＦ）場を印加する方法によっても実現され、この方法は、少なくとも１つの上記の無線周波数アンテナデバイスを提供するステップと、２つのＲＦコイルセグメントを共通制御して、検査空間内、特に間隙内に均一のＢ_１場を提供するステップとを含む。

この目的は、磁気共鳴（ＭＲ）撮像システムをアップグレードするソフトウェアパッケージによってさらに実現され、このソフトウェアパッケージは、上記の方法に従ってＭＲ撮像システムを制御する命令を含む。

したがって、２つのＲＦコイルセグメント間に間隙が設けられると、この間隙を通じて医療デバイスによる処置及び／又は分析を実行することができるため、例えば医療処置又は分析のために使用される更なるデバイスを用いることが容易になる。したがって、ＭＲ撮像システム、特にＲＦコイルとの干渉を低減させることができる。例えば、従来のＲＦコイルを用いる従来のＭＲ撮像システム内で検査空間に照射される放射線は、ＭＲ撮像システム及び従来のＲＦコイルの材料を通過しなければならない。さらに、従来のＲＦコイルを用いる従来のＭＲ撮像システム内で検査空間に照射される放射線が従来のＲＦコイルを用いる従来のＭＲ撮像システムを通過するとき、この放射線は、ＭＲ撮像システム及び従来のＲＦコイルの材料を変質させる。したがって、材料の老朽化が加速する。放射線が２つのＲＦコイルセグメントの方へ誘導されるのではなく、２つのＲＦコイルセグメント間の間隙を通過するとき、これらの影響を回避することができる。したがって、間隙は、ＭＲ撮像案内下のリニアック又は陽子線治療などの放射線治療用途のための透過性を提供する。さらに、この間隙によって、運動（呼吸、心拍動）の検出のためのカメラ検出器などのバイオセンサの配置を容易にすることができる。提案する概念の別の利点は、均質な放射線減衰である。先行技術のＲＦコイルを使用する場合、この減衰は、例えば空気を通って放射する場合と比較すると、コイル導体を通って放射した方が強い。これにより、処置の効率及び正確性が低下する。ＲＦコイルを２つのセグメントに分離し、これらのセグメント間に間隙を設けると、放射線は、例えばコイル導体を通過する必要がなくなり、その結果、異なる円周位置で等しく減衰する。

好ましくは、ＲＦコイルセグメントは、管状体の長手方向に本質的に同じ長さを有する。したがって、好ましくは、ＲＦコイルの中心区域内に間隙が生じ、それにより均一のＢ_１場の提供が容易になる。さらに、ＲＦコイルセグメント自体はそれぞれ、個別のセグメントに分離され得る。ＲＦコイルセグメントは、単に先行技術のＲＦコイルを分離したものとして設けることができる。好ましくは、ＲＦコイルセグメントは、個別の給電ポートを備える。ＲＦコイルセグメントは、原則的に、ＲＦコイルを２つのＲＦコイルセグメントに電気的に分離することを指し、その結果、ＲＦコイルセグメントの共鳴器は、間隙によって互いに隔置される。したがって、ＲＦコイルセグメントは、単一の構成要素として提供することができ、２つのＲＦコイルセグメントは、機械的に相互接続される。しかし、２つのＲＦコイルセグメントは、２つの個別の構成要素に機械的に分割することもできる。

ＲＦコイルセグメントは、典型的には、ＲＦコイルの長手方向に延びるラングを備える。ラングは、典型的には、ＲＦコイルの外周面に設けられる。１組の典型的には８本又は１６本のラングが、ＲＦコイルの円周方向に等しく隔置される。通常、ラングの数は４の倍数である。ラングは、好ましくは、ＲＦコイルの長手方向に対して平行に配置される。代替実施形態では、ラングは、ＲＦコイルの長手方向から角変位して配置され、その結果、ラングは「斜め」に配置される。角変位は、ＲＦコイルの長手方向から最大２０°とすることができる。ラングは、典型的には、ＲＦスクリーンから数センチメートル、好ましくは２〜４センチメートルの距離をあけて設けられる。ＲＦスクリーンは、ＲＦコイル又はＭＲ撮像システムの構成要素の一体部分とすることができる。ラングからＲＦスクリーンまでの距離は、最適化の目的で、可変に保持することができる。

ｚセグメント化されたＲＦコイル、例えばボディコイルは、異なるやり方でも構築できる。個別のＲＦコイルセグメントは、ＴＥＭ共鳴器及び／又はバードケージ共鳴器から作ることができる。したがって、２つのＲＦコイルセグメントは、ＴＥＭ共鳴器、バードケージ共鳴器、又はこれらの組合せから作ることができる。これにより、その長手方向に２つのセグメントを有するＲＦコイルの全体的な挙動が変化することはない。通常、長手方向をｚ方向と呼ぶ。さらに、各ＲＦコイルセグメント自体が、複数のＲＦコイルセグメントを備えることもできる。したがって、ＲＦコイルは、例えば４つのＲＦコイルセグメントを備えることができ、これらのＲＦコイルセグメント間の中心領域には間隙が設けられ、例えば間隙のそれぞれの側に２つのＲＦコイルセグメントが位置する。

コイルセグメントは、管状体の周りに均等に隔置する必要はない。例えばＲＦコイルの第１の部分上に、ＲＦコイルの他の部分と比較してより少ない数のコイルセグメントを設けることによって、処置を施すための追加の空間を第１の部分内に提供することができる。

ＲＦコイルは、長手方向、すなわちｚ方向において、縮小率２で、ＳＥＮＳＥアルゴリズムなどの効率的な並列画像再構成技法を可能にする。ＳＥＮＳＥアルゴリズムは、当技術分野において既知である。各ＲＦコイルセグメントは、検査空間の５０％を含むだけなので、患者装荷が優勢であると想定すると、信号対雑音比（ＳＮＲ）の増大が生じる可能性が高い。しかし、コイル雑音が優勢な場合でも、信号対雑音比（ＳＮＲ）の増大が生じる可能性が高い。これは、例えばＲＦスクリーンに対して非常に小さい距離を使用した場合に起こる可能性がある。ＳＮＲは、典型的には、ｓｑｒｔ（Ｑ）、すなわちコイル共鳴の線質係数Ｑの平方根に比例する。典型的な線質係数Ｑは、空のコイルの場合、３００〜６００の範囲内である。患者装荷のため、線質係数Ｑは、約２分の１〜６分の１減少し得る。左／右（Ｌ−Ｒ）及び前／後（Ａ−Ｐ）方向に縮小率がより高い場合、これらのコイルは、縮退設計で構成しなければならない。また、ＲＦコイルの利用可能な独立したＲＦチャネルの数に応じて、ＲＦシミングが実行可能である。４つの独立したＲＦチャネルを有するＲＦコイルの場合、ＲＦシミングは、例えばＲＦコイルのｚ方向、すなわちＲＦコイルの長手方向、及びＲＦコイルのｘ−ｙ方向に沿って実現することができる。

ＭＲ撮像システム内で、ＲＦスクリーン、磁気勾配コイルシステム、及び主磁石は、典型的には、検査空間を取り囲むように同心円状に配置される。全体的に、ＭＲ撮像システムの典型的な全設備は、検査空間内に位置する被験者と、送受信コイルとして使用される全身ＲＦコイル、例えば全身コイルと、ＲＦスクリーンと、磁気勾配コイルシステムと、検査空間の中心を起点として径方向に動く主磁石とを備える。代替実施形態では、ＭＲ撮像システムは、局部ＲＦコイルをさらに備え、局部ＲＦコイルは、典型的には受信コイルとしてのみ使用され、被験者を少なくとも部分的に取り囲むように、全身コイルとして設けられたＲＦコイル内に配置される。この代替実施形態では、ＲＦコイルは、全身コイルとして提供され、送信コイルとしてのみ使用される。さらに、勾配コイルシステムは、勾配コイルシステムの径方向外側区域に設けられたシムコイルを備えることができる。

医療システムにおいて、医療デバイスは、任意の適した種類のデバイス、例えば診断／分析又は治療デバイスとすることができる。診断デバイスは、呼吸／呼吸停止の検出のためのデバイス、心拍動検出デバイス、陽電子放出断層撮影法（ＰＥＴ）デバイス、特にＰＥＴレシーバ、バイオセンサ、カメラ検出器などを含む任意の適した種類の診断／分析デバイスを含むことができる。治療デバイスは、放射線治療システム、線形加速器（ＬＩＮＡＣ）デバイス、陽子線治療デバイス、ＭＲ温熱治療デバイスなどを含む任意の適した種類の治療デバイスを含むことができる。代替実施形態では、間隙はまた、ＭＲ撮像システムのＲＦ増幅器を位置付けるために使用することができる。

医療デバイスは、検査空間及び／又は検査空間内に位置する被験者にアクセスするためのサイズ、形状、及び特定の必要性に応じて配置することができる。したがって、医療デバイスは、間隙内に配置することができ、又は医療デバイスは、間隙を通って検査空間及び／若しくは被験者にアクセスすることができる。例えば、検査空間の周りを回転可能な典型的なＬＩＮＡＣデバイスが設けられ、ＲＦコイルの構成要素と干渉するリスクなしに、間隙を通って被験者へ加速粒子を誘導することができる。

他の場合、医療デバイスは、ＭＲ温熱治療デバイスのように、例えば検査空間内に位置付けることができる。ＭＲ温熱治療デバイスへは、間隙を通ってアクセス及び／又は接続することができ、それによってＭＲ撮像デバイス、特にＲＦコイルとの結合を低減させることができる。ＲＦコイルの２つのセグメントの個別のコイル素子は、アプリケータの真下、すなわちこの場合はＭＲ温熱治療デバイスの真下に位置しないため、良好な減結合を実現することができる。

好ましい実施形態によれば、２つのコイルセグメントが、互いに対して管状体の長手方向軸の周りに回転角をあけて配置される。したがって、ＲＦコイルの長手方向に延びる２つのＲＦコイルセグメントのラングは、２つのＲＦコイルセグメント間に位置合わせすることができ、又は一方のＲＦコイルセグメントからのラングが、他方のＲＦコイルセグメントのラング間の方向を向くように配置することができる。

好ましい実施形態によれば、２つのコイルセグメントは、従来のバードケージ場を生成するように互いに結合される。好ましくは、２つのコイルセグメントは、λ／２（ｎ倍）伝送線によって結合され、これは、２つのＲＦコイルセグメントを結合して従来のバードケージ場を生成する１つの可能性を提供する。λ／２結合により、間隙のない従来のコイルのように、例えば従来のバードケージコイルのように、２つのコイルセグメントを駆動することができる。したがって、既存のＭＲ撮像システムにおいて従来のＲＦコイルの代わりに本発明のＲＦコイルを使用することができる。この交換は、ＭＲ撮像システムが医療システムの一部として使用されない独立型デバイスである場合、すなわちＭＲ撮像システムが、検査空間へのアクセスを必要とする追加の治療又は診断デバイスとともに使用されない場合でも実行することができる。

好ましい実施形態によれば、２つのコイルセグメントは、互いに減結合され、独立して駆動される。２つのＲＦコイルセグメントを減結合することにより、ＲＦコイル全体を４チャネルコイルアレイとして駆動可能にすることができる。したがって、ＲＦ場の励起を非常に正確且つ効率的に実現することができる。

好ましい実施形態によれば、２つのコイルセグメントは、別個のＲＦ電力増幅器によって駆動することができ、又はハードウェアコンバイナ若しくはスプリッタを使用して駆動することができる。したがって、２つのコイルセグメントは、２つのＲＦ電力増幅器によって独立して駆動することができる。別法として、２つのコイルセグメントは、単一のドライバのみによって組み合わせて駆動される。

好ましい実施形態によれば、ＲＦコイルは、バードケージコイル及びＴＥＭコイルの複合デザインを有する複合ＲＦコイルとして提供され、このＲＦコイルは、その長手方向の中心領域でＴＥＭ状になり、その端部領域でバードケージ状になる。したがって、２つのＲＦコイルセグメントは、間隙から離れて位置する区域内の導電性リングと、導電性リングから間隙の方向に延びる導電性ラングとを備える。導電性ラングは、ＲＦシールドに結合され、ＲＦシールドは、ＲＦコイル自体の一部とすることができ、又はＭＲ撮像システムの一部とすることができる。ＲＦコイルは、ＲＦスクリーンを備え、導電性ラングは、間隙に面する端部でＲＦスクリーンに結合される。別法として、スクリーンは、ＭＲ撮像システムの一部とすることができ、導電性ラングは、面する端部でＲＦスクリーンに結合される。したがって、全体的なＲＦコイルは複合デザインをもたらし、その長手方向の中心領域でＴＥＭ状になり、端部でバードケージ状になる。従来のＲＦコイルの典型的なＱＢＣ寸法は、３７０ｍｍのシールド半径、３５５ｍｍのコイル半径、及び５００ｍｍのコイル長さを含む。そのような典型的な従来のＲＦコイルの場合、ＭＲ撮像システムの動作及び撮像品質に影響を及ぼすことなく、約２０ｃｍの間隙を実現することができる。好ましくは、ＲＦコイルの長手方向において、間隙の幅は少なくとも５ｃｍであり、さらに好ましい間隙の幅は少なくとも１０ｃｍであり、さらに好ましい間隙の幅は１５ｃｍ〜２０ｃｍである。上記のコイル寸法は、例としてのみ与えられる。他のコイル寸法の場合、間隙の幅は異なっていてもよい。

好ましい実施形態によれば、ＲＦコイルの少なくとも１つのセグメントは、多素子送信アレイとして提供される。したがって、ハードウェアコンバイナと組み合わせた場合、個別のＲＦコイルセグメント間の結合は低いため、２つのＲＦコイルセグメントの減結合はおそらく不要になる。

好ましい実施形態によれば、ＲＦスクリーン、磁気勾配コイルシステム、及び主磁石の少なくとも１つは、検査空間の長手方向に２つのセグメントへとセグメント化され、これらのセグメントは、管状体の長手方向に互いに隔置され、２つのセグメント間には間隙が形成される。好ましくは、ＲＦスクリーン、磁気勾配コイルシステム、及び／又は主磁石の間に提供される間隙は、２つのＲＦコイルセグメント間の間隙と位置合わせされる。したがって、ＲＦコイルから分離された２つのＲＦコイルセグメント間の間隙によって実現される利点は、ＲＦスクリーン、磁気勾配コイルシステム、又は主磁石にも当てはまる。ＲＦスクリーンの場合、ＲＦスクリーンセグメントは、単一の構成要素として提供することができ、２つのＲＦスクリーンセグメントは、機械的に相互接続される。しかし、２つのＲＦスクリーンセグメントは、２つの個別の構成要素に機械的に分割することもできる。検査空間及び管状体の長手方向は位置合わせされ、すなわちこれらの方向は同一である。

好ましい実施形態によれば、ＲＦスクリーンは、検査空間の長手方向に２つのＲＦスクリーンセグメントへとセグメント化される。２つのＲＦスクリーンセグメントは、管状体の長手方向に互いに隔置され、２つのＲＦスクリーンセグメント間には間隙が形成され、代替のＲＦスクリーン素子が、間隙を通って２つのＲＦスクリーンセグメントを接続するように設けられる。効率的なＲＦスクリーニングを実現するために、ＲＦスクリーンは、典型的には、ＲＦ場に対して非透過性の密なウエブ構造を有する金属シート又は金属ウエブとして提供される。さらに、ラングに関連して上記ですでに論じたように、ＲＦスクリーンもまた、ＭＲ撮像システムとともにＬＩＮＡＣ又は他の放射線デバイスを使用した場合、例えば放射線に対して非透過性である。放射線に対するＲＦスクリーンの透過性を高めるには、非導電性材料から作られた代替のＲＦスクリーン素子を設けること、導電性材料から作られたメッシュ状のスクリーンを使用すること、又はより高い透過性を有する導電層を使用することができる。例えば、約１５〜４０μｍの厚さを有する銅から作られた薄い導電層が代替のＲＦスクリーン素子として使用される場合、この導電層はＬＩＮＡＣデバイスからの放射線に対してほぼ透過性である。代替実施形態では、代替のＲＦスクリーン素子は、２つのＲＦスクリーンセグメントのうち、間隙を通って重複する部分の重複区域として提供することができる。更なる代替実施形態では、間隙を通って２つのＲＦスクリーンセグメントをガルバーニ接続するために、少なくとも１つの導電性ストリップを設けることができる。好ましくは、ＲＦスクリーンの円周方向に隔置された複数の導電性ストリップが設けられる。したがって、代替のＲＦスクリーン素子は、間隙内に少なくとも１つの窓を有する素子として形成される。さらに、２つのＲＦスクリーンセグメント間に容量結合を提供することができる。したがって、ＲＦスクリーンセグメント間の電気的接続を省略することができ、それにより、異なる種類の代替のＲＦスクリーン素子の使用が可能になる。検査空間及び管状体の長手方向は位置合わせされ、すなわちこれらの方向は同一である。

好ましい実施形態によれば、ＲＦスクリーン、磁気勾配コイルシステム、及び主磁石は、検査空間の長手方向にそれぞれ２つのセグメントへとセグメント化され、２つのセグメントは、管状体の長手方向に互いに隔置され、２つのセグメントそれぞれの間に間隙が形成され、２つのＲＦスクリーンセグメントは、検査空間から外に向かって径方向に間隙に沿ってリング状に延びる。ＲＦスクリーン、すなわち２つのＲＦスクリーンセグメントのこのデザインは、勾配コイルに対する遮蔽を提供するために、間隙の方向に延びるＲＦスクリーニングを提供する。間隙内に形成されたスロットは、ＲＦコイルの典型的な寸法と比較すると狭く、放射線の抑制をもたらす。好ましくは、ＲＦスクリーンセグメントは、径方向外方に折り畳まれる。好ましくは、ＲＦコイルセグメントのラングは、ＲＦスクリーンに接続され、その結果、ＲＦスクリーンを介してＲＦ電流が逆流することがあるため、間隙をＲＦスクリーン内にも設けることができる。検査空間及び管状体の長手方向は位置合わせされ、すなわちこれらの方向は同一である。

本発明の上記その他の態様は、以下に記載する実施形態から明らかになり、これらの実施形態を参照して解明される。しかし、そのような実施形態は、必ずしも本発明の全範囲を表すものではなく、したがって本発明の範囲について説明する特許請求の範囲及び本明細書を参照されたい。

磁気共鳴（ＭＲ）撮像システムの包括的な実施形態の一部の概略図である。 第１の実施形態によるＲＦコイルの概略図である。 第２の実施形態によるＲＦコイルをＲＦスクリーンとともに示す斜視図である。 所与の時点におけるシミュレートされた電流分布を示す図３のＲＦコイルの斜視図である。 それぞれ左側及び右側に結合及び減結合されたＲＦコイルセグメントを有するＲＦコイルに対する所与の時点におけるシミュレートされた電流分布を示す図３のＲＦコイルの斜視図である。 それぞれ左側及び右側に結合及び減結合されたＲＦコイルセグメントを有するＲＦコイルに対する上図の散乱パラメータ及び下図のスミスチャートの図表である。 容量性減結合を伴う多素子送信アレイとして用いられる第３の実施形態によるＲＦコイルの概略図である。 誘導性減結合を伴う多素子送信アレイとして用いられる第４の実施形態によるＲＦコイルの概略図である。 第５の実施形態によるＲＦコイルをＲＦスクリーンとともに示す斜視図である。 第５の実施形態のＲＦコイルを使用するシミュレートされたＢ_１場の図表である。 第５の実施形態のＲＦコイルを使用する周波数に対する入力インピーダンスの図表である。 第６の実施形態によるＲＦコイル及び医療デバイスを有するＭＲ撮像システムを備える医療システムの概略図である。 第７の実施形態によるＲＦコイル及びセグメント化されたＲＦスクリーンを有し、代替のＲＦスクリーン素子がそれらの間に位置するＭＲ撮像システムの概略図である。 第８の実施形態による２つのＲＦコイルセグメントを有するＲＦコイル及び減結合回路の概略図である。 第９の実施形態による２つのＲＦスクリーンセグメントを有するＲＦスクリーンを代替のＲＦスクリーン素子とともに示す概略図である。

図１は、ＭＲスキャナ１１２を備える磁気共鳴（ＭＲ）撮像システム１１０の一実施形態の一部の概略図を示す。ＭＲ撮像システム１１０について、更なる実施形態のすべてに対するベースとして包括的にここで説明する。

ＭＲ撮像システム１１０は、静磁場を生成するために提供される主磁石１１４を含む。主磁石１１４は、被験者１２０、通常は患者が中に位置付けられる検査空間１１６を中心軸１１８の周りに提供する中央ボアを有する。この実施形態では、主磁石１１４の中央ボア、したがって静磁場は、中心軸１１８に従って水平の向きを有する。代替実施形態では、例えば垂直の向きを有する静磁場を提供するために、主磁石１１４を異なる向きにすることができる。さらに、ＭＲ撮像システム１１０は、静磁場に重ね合わせた勾配磁場を生成するために提供される磁気勾配コイルシステム１２２を備える。磁気勾配コイルシステム１２２は、当技術分野では知られているように、主磁石１１４のボア内に同心円状に配置される。

さらに、ＭＲ撮像システム１１０は、管状体を有する全身コイルとして設計された無線周波数（ＲＦ）コイル１４０を含む。代替実施形態では、ＲＦコイル１４０は、ＭＲ撮像システム１１０内で使用するためのヘッドコイル又は任意の他の適したコイルタイプとしてデザインされる。ＲＦコイル１４０は、ＲＦ送信位相中に検査空間１１６にＲＦ磁場を印加して、ＭＲ画像によって含まれるべき被験者１２０の原子核を励起するために提供される。ＲＦコイル１４０はまた、ＲＦ受信位相中に励起された原子核からＭＲ信号を受け取るために提供される。ＭＲ撮像システム１１０の動作状態では、ＲＦ送信位相及びＲＦ受信位相は連続して生じる。ＲＦコイル１４０は、主磁石１１４のボア内に同心円状に配置される。当技術分野では知られているように、磁気勾配コイルシステム１２２とＲＦコイル１４０との間には、円筒形の金属ＲＦスクリーン１２４が同心円状に配置される。

本明細書においては、ＲＦコイル１４０を送受信コイルとして説明したことに留意されたい。しかし、ＲＦコイル１４０は、送信コイル又は受信コイルとしてのみ提供することもできる。

さらに、ＭＲ撮像システム１１０は、当技術分野では一般に知られているように、取得されたＭＲ信号からＭＲ画像を再構成するために設けられるＭＲ画像再構成ユニット１３０と、ＭＲスキャナ１１２の機能を制御するために設けられるモニタユニット１２８を有するＭＲ撮像システム制御ユニット１２６とを備える。ＭＲ撮像システム制御ユニット１２６とＲＦ送信器ユニット１３４との間には、制御ライン１３２が設置される。ＲＦ送信器ユニット１３４は、ＲＦ送信位相中にＲＦスイッチングユニット１３６を介してＭＲ無線周波数のＲＦ電力をＲＦアンテナデバイス１４０に給電するために提供される。ＲＦスイッチングユニット１３６もＭＲ撮像システム制御ユニット１２６によって制御されることから、ＭＲ撮像システム制御ユニット１２６とＲＦスイッチングユニット１３６との間には、この目的を果たすために、別の制御ライン１３８が設置される。ＲＦ受信位相中、ＲＦスイッチングユニット１３６は、ＲＦコイル１４０からのＭＲ信号を前置増幅後にＭＲ画像再構成ユニット１３０へ誘導する。

図２は、第１の実施形態によって、ＭＲ撮像システム１１０の検査空間１１６にＲＦ場を印加し、検査空間１１６からＭＲ信号を受け取るＲＦコイル１４０を示す。被験者１２０は、ＲＦコイル１４０内に位置する。ＲＦコイルは、管状体１４２を備え、管状体１４２の長手方向１４４に２つのＲＦコイルセグメント１４６にセグメント化される。長手方向１４４は通常、ｚ方向と呼ばれる。２つのＲＦコイルセグメント１４６は、管状体１４２の長手方向１４４に互いに隔置され、２つのＲＦコイルセグメント１４６間には間隙１４８が形成される。したがって、２つのＲＦコイルセグメント１４６は、図２に示すように、距離１５０をあけて隔置される。

図３は、第２の実施形態による、ＭＲ撮像システム１１０の検査空間１１６にＲＦ場を印加し、検査空間１１６からＭＲ信号を受け取るＲＦコイル１４０を示す。第１の実施形態によるＲＦコイル１４０の原理は、別途記載しない限り、第２の実施形態のＲＦコイル１４０にも当てはまる。

第２の実施形態のＲＦコイルは、バードケージコイル及びＴＥＭコイルの複合デザインを有する複合ＲＦコイル１４０として提供される。図３で見ることができるように、ＲＦコイル１４０は、その長手方向１４４の中心領域１５２でＴＥＭ状になり、その端部領域１５４でバードケージ状になる。したがって、２つのＲＦコイルセグメント１４６は、間隙１４８から離れて位置する端部領域１５４内の導電性リング１５６と、導電性リング１５６から間隙１４８の方向に延びる導電性ラング１５８とを備える。この実施形態では、各ＲＦコイルセグメント１４６は、ＲＦコイル１４０の円周方向に等しく隔置された１組の１６本の導電性ラング１５８を備える。代替実施形態では、ＲＦコイル１４０は、２組の８本の導電性ラング１５８を備え、すなわち１組の８本の導電性ラング１５８が、各ＲＦコイルセグメント１４６内に設けられる。導電性ラング１５８は、ＲＦスクリーン１２４から数センチメートル、好ましくは２〜４センチメートルの距離をあけて設けられる。

導電性ラング１５８は、間隙１４８に面する端部で結合キャパシタ１６０によってＲＦスクリーン１２４に結合される。代替実施形態では、導電性ラング１５８は、例えばＲＦスクリーン１２４に近接するパッドを使用して、ＲＦスクリーン１２４にガルバーニ接続又は容量結合される。更なる代替実施形態では、ＲＦスクリーン１２４は、ＲＦコイル１４０自体の一部である。したがって、ＲＦコイル１４０は複合デザインをもたらし、その中心領域１５２内でＴＥＭ状になり、端部領域１５４内でバードケージ状になる。ＲＦコイル１４０は、半径３７０ｍｍのＲＦスクリーン１２４を備え、ＲＦコイル１４０の半径は３５５ｍｍであり、コイル長さは５００ｍｍである。間隙１４８の長さは、約２０ｃｍである。したがって、各ＲＦコイルセグメント１４６のコイルセグメント長さは、例えば５０ｃｍのＲＦコイル長さから間隙の長さ２０ｃｍを引いて２で割った値である約１５ｃｍである。

図３で詳細に見ることができるように、ＲＦコイルセグメント１４６は、管状体１４２の長手方向１４４に本質的に同じ長さを有する。ＲＦコイルセグメント１４６は、この図には示していないが、個別の給電ポートを備える。ＲＦコイルセグメント１４６は、ＲＦコイル１４０を２つのＲＦコイルセグメント１４６に電気的に分離することを意味し、その結果、ＲＦコイルセグメント１４６の共鳴器は、間隙１４８によって互いに隔置される。この実施形態のＲＦコイルセグメント１４６は、２つの個別のＲＦコイルセグメント１４６に機械的にも分割される。代替実施形態では、ＲＦコイル素子１４６は、単一の構成要素として提供され、２つのＲＦコイルセグメント１４６は、機械的に相互接続される。

図４は、第２の実施形態のＲＦコイル１４０に対する所与の時点におけるシミュレートされた電流分布を示す。図４で見ることができるように、２つのＲＦコイルセグメント１４６を通る電流は、ほとんど同一である。

ＲＦコイルセグメント１４６の減結合のための一般的な技法は、例えば、参照により本明細書に組み込まれている、米国特許出願公開第２０１３／００６３１４７（Ａ１）号から知られている。

図５に、第２の実施形態のＲＦコイル１４０に対する所与の時点におけるシミュレートされた電流分布を示す。図６は、それぞれ左側及び右側に結合及び減結合されたＲＦコイルセグメント１４６を有するＲＦコイル１４０に対する電流分布を示す。

図６では、上側の図に、図５の図面に従ってそれぞれ左側及び右側に結合及び減結合されたＲＦコイルセグメント１４６を有するＲＦコイル１４０に対する散乱パラメータが描かれている。

さらに、図６では、下側の図に、図５の図面に従ってそれぞれ左側及び右側に結合及び減結合されたＲＦコイルセグメント１４６を有するＲＦコイル１４０に対するスミスチャートが描かれている。

図７は、第３の実施形態による、ＭＲ撮像システム１１０の検査空間１１６にＲＦ場を印加し、検査空間１１６からＭＲ信号を受け取るＲＦコイル１４０を示す。第１及び第２の実施形態によるＲＦコイル１４０の原理は、別途記載しない限り、第３の実施形態のＲＦコイル１４０にも当てはまる。

第３の実施形態によるＲＦコイル１４０は、容量性減結合を伴う多素子送信アレイとして用いられる。したがって、複数の素子がメッシュ１７４として提供され、メッシュ１７４には、給電ポート１７６を介して給電することができる。メッシュ１７４内には、結合キャパシタ１７８が設けられる。また、結合キャパシタ１７８を容易に区別するために、結合キャパシタ１７８をＣ_ｒｉ及びＣ_ｒｕと示す。ＲＦコイル１４０は、個別のメッシュ１７４が減結合されるように的確な比Ｃ_ｒｉ／Ｃ_ｒｕを選ぶことによって、縮退ＲＦコイル１４０として提供することができる。したがって、２つのＲＦコイルセグメント１４６内の個別の各メッシュ１７４は、Ｔｘ／Ｒｘ並列ＲＦシステムによって独立して駆動することができる。

図８は、第４の実施形態による、ＭＲ撮像システム１１０の検査空間１１６にＲＦ場を印加し、検査空間１１６からＭＲ信号を受け取るＲＦコイル１４０を示す。第３の実施形態によるＲＦコイル１４０の原理は、別途記載しない限り、第４の実施形態のＲＦコイル１４０にも当てはまる。

第４の実施形態のＲＦコイル１４０は、減結合に関して、第３の実施形態のＲＦコイル１４０とは異なる。図８によれば、誘導性減結合変圧器１８０は、隣接するメッシュ１７４間に設けられる。この違いを除いて、第３及び第４の実施形態のＲＦコイル１４０は同一である。

図９は、第５の実施形態による、ＭＲ撮像システム１１０の検査空間１１６にＲＦ場を印加し、検査空間１１６からＭＲ信号を受け取るＲＦコイル１４０を示す。前述の実施形態によるＲＦコイル１４０の原理は、別途記載しない限り、第５の実施形態のＲＦコイル１４０にも当てはまる。

第５の実施形態のＲＦコイル１４０は、第２の実施形態のＲＦコイル１４０とほとんど同一である。第５の実施形態と第２の実施形態のＲＦコイル１４０は、第５の実施形態の２つのコイルセグメント１４６が管状体１４２の長手方向軸の周りに回転角１８２だけ互いにずれて配置されるという点で異なる。したがって、一方のＲＦコイルセグメント１４６からの導電性ラング１５８は、他方のＲＦコイルセグメント１４６の導電性ラング１５８の間の方向を向いている。

図１０では、第５の実施形態のＲＦコイルを使用するシミュレートされたＢ_１場の図表を見ることができる。シミュレートされたコイルデザインの冠状面及び横断面におけるＢ_１場の均一性を、それぞれ図１０の右図及び左図に示す。等高線は、アイソセンタの場と比較して１０％単位で示す。図からわかるように、ＲＦコイル１４０に設けられた間隙１４８において均質な径方向の場が提供される。中心（ｚ）軸上の場は、標準的なバードケージコイルと比較して非常に類似している。したがって、２つのＲＦコイルセグメント１４６は、検査空間１１６内、特に間隙１４８内に均一のＢ_１場を提供するように共通制御される。

図１１では、第５の実施形態のＲＦコイル１４０を使用する周波数に対する入力インピーダンスを見ることができる。入力インピーダンスは、２つの非常に近接した共鳴を示す。この均一モードは６３．８６ＭＨｚに調整され、第２のモードは６３．５３ＭＨｚで生じる。したがって、ＲＦコイル１４０を２つのＲＦコイルセグメント１４６に分離することによって、モード分離が生成される。２つのモードは、ちょうど約３００ｋＨｚによって分割される。したがって、第５の実施形態のＲＦコイル１４０の場合、直交コイルに対する４ポート給電が提案される。別法として、２×２＝４チャネルのｚセグメント化されたボディコイルのようなコイルを使用するために、追加の減結合を実行することもできる。

図１２は、第６の実施形態による医療システム２００を概略的に示す。医療システム２００は、ＲＦコイル１４０及び医療デバイス２０２を有する上記のＭＲ撮像システム１１０を備える。

図１２で見ることができるように、ＭＲ撮像システム１１０は、図１に関連して上述したように、第１〜５の実施形態に関連して上述したＲＦコイル１４０と、ＲＦスクリーン１２４と、磁気勾配コイルシステム１２２と、主磁石１１４とを備える。ＲＦコイル１４０、ＲＦスクリーン１２４、磁気勾配コイルシステム１２２、及び主磁石１１４は、検査空間１１６を取り囲むように同心円状に配置される。ＲＦコイル１４０、ＲＦスクリーン１２４、磁気勾配コイルシステム１２２、及び主磁石１１４は、検査空間１１６の長手方向１４４にそれぞれ２つのセグメント、すなわち２つのＲＦコイルセグメント１４６、２つのＲＦスクリーンセグメント２０４、２つの勾配コイルセグメント２０６、及び２つの磁石セグメント２０８にセグメント化され、これらのセグメントはすべて、管状体１４２の長手方向１４４に互いに隔置され、その結果、それぞれのセグメント１４６、２０４、２０６、２０８間に間隙１４８が形成される。間隙１４８は、それぞれのセグメント１４６、２０４、２０６、２０８を位置合わせすることによって、ＲＦコイルセグメント１４６、ＲＦスクリーンセグメント２０４、勾配コイルセグメント２０６、及び主磁石セグメント２０８に対する単一の間隙１４８として提供される。

図１２でさらに見ることができるように、２つのＲＦスクリーンセグメント２０４はそれぞれ、リング状延長部２１０を備える。リング状延長部２１０は、それぞれのＲＦスクリーンセグメントから間隙１４８に沿って検査空間１１６から外に向かって径方向に延びる。

医療デバイス２０２は、ＲＦコイル１４０、ＲＦスクリーン１２４、勾配コイルシステム１２２、及び主磁石１１６の間隙１４８を通ってＭＲ撮像システム１１０の検査空間１６にアクセスするように配置される。したがって、設けられた間隙１４８により、例えば間隙１４８を通って医療処置を施すための医療デバイス２０２として医療処置／治療デバイスを使用する場合、間隙１４８を通じて医療デバイスを被験者１１６に当てることが実行可能となる。

医療デバイス２０２は、任意の適した種類のデバイス、例えば診断又は治療デバイスとすることができる。治療デバイスは、放射線治療システム、ＬＩＮＡＣデバイス、陽子線治療デバイス、ＭＲ温熱治療デバイスなどを構成することができる。

図１３は、第７の実施形態による医療システム２００を概略的に示す。医療システム２００は、ＲＦコイル１４０及び医療デバイス２０２を有する上記のＭＲ撮像システム１１０を備え、以下に詳述するように、ＲＦスクリーン１２４のデザインに関してのみ、第１の実施形態の医療システム２００とは異なる。

図１３で見ることができるように、ＲＦスクリーン１２４は、第６の実施形態に関連して上述したように、２つのＲＦスクリーンセグメント２０４に分離され、互いに隔置される。第７の実施形態による２つのＲＦスクリーンセグメント２０４は、間に位置する代替のＲＦスクリーン素子２１２によって相互接続される。したがって、代替のＲＦスクリーン素子２１２は、間隙１４８を通って２つのＲＦスクリーンセグメント２０４を接続するように設けられる。放射線に対するＲＦスクリーン１２４の透過性を高めるには、非導電性材料から作られた代替のＲＦスクリーン素子２１２を設けることができ、導電性材料から作られたメッシュ状のＲＦスクリーン素子２１２を使用することができ、又はより高い透過性を有する導電層を代替のＲＦスクリーン素子２１２として使用することができる。

図１４は、第８の実施形態によるＲＦコイル１４０を概略的に示す。ＲＦコイル１４０は、上記の実施形態のＲＦコイル１４０に従って提供される。

図１４で見ることができるように、ＲＦコイルの２つのＲＦコイルセグメント１４６は、減結合回路２１６に接続された低損失ケーブル２１４を使用して減結合される。これにより、間隙１４８を介した２つのＲＦコイルセグメント１４６間のあらゆるケーブル又はストリップライン接続が防止される。各ＲＦコイルセグメント１４６は、直交モードで駆動されるか、又は別個の独立した送信器によって駆動される。代替実施形態では、ＲＦコイルセグメント１４６は、低放射線及び減衰を提供する細いストリップライン導体又は可撓性の薄いＰＣＢ材料を使用して、間隙１４８を介して減結合される。

図１５は、第９の実施形態によるＲＦコイル１４０のＲＦスクリーン１２４を示す。ＲＦコイル１４０及びＲＦスクリーン１２４は、前述の実施形態に従って提供される。図１５で見ることができるように、ＲＦスクリーン１２４は、２つのＲＦスクリーンセグメント２０４を備える。２つのＲＦスクリーンセグメント２０４は隔置され、それによってＲＦスクリーンセグメント２０４間に間隙１４８を提供する。各ＲＦスクリーンセグメント２０４は、勾配渦電流を低減させ、ＲＦコイルセグメント１４６のミラーＲＦ電流のためのＲＦ電流の流れを可能にするために、長手方向１４４に延びる構造を備える。間隙内に、放射線の透過性のために、開口２２０が設けられる。この実施形態では、材料を含まない窓状の開口２２０が提供される。代替実施形態では、開口２２０は、薄いメッシュのような非導電性材料若しくは導電性材料、又はＲＦスクリーンセグメント２０４とは異なる薄い導電層を含む。

本発明について、図面及び上記の説明において詳細に図示及び説明を行ってきたが、そのような図示及び説明は、限定的ではなく説明的又は例示的であると見なされるべきであり、本発明は、開示する実施形態に限定されるものではない。開示する実施形態に対する他の変形形態は、当業者であれば、請求項に係る本発明を実施する上で、図面、開示、及び添付の特許請求の範囲の考察から理解及び実行することができる。特許請求の範囲では、「備える、含む（ｃｏｍｐｒｉｓｉｎｇ）」という単語は、他の要素又はステップを除外するものではなく、不定冠詞「ａ」又は「ａｎ」は、複数を除外するものではない。相互に異なる従属請求項に特定の方策が記載されていることだけで、これらの方策の組合せを有利に使用することができないことを示すものではない。特許請求の範囲内のいかなる参照符号も、範囲を限定するものとして解釈されるべきでない。

１１０ 磁気共鳴（ＭＲ）撮像システム
１１２ 磁気共鳴（ＭＲ）スキャナ
１１４ 主磁石
１１６ ＲＦ検査空間
１１８ 中心軸
１２０ 被験者
１２２ 磁気勾配コイルシステム
１２４ ＲＦスクリーン
１２６ ＭＲ撮像システム制御ユニット
１２８ モニタユニット
１３０ ＭＲ画像再構成ユニット
１３２ 制御ライン
１３４ ＲＦ送信器ユニット
１３６ ＲＦスイッチングユニット
１３８ 制御ライン
１４０ 無線周波数（ＲＦ）コイル
１４２ 管状体
１４４ 長手方向
１４６ ＲＦコイルセグメント
１４８ 間隙
１５０ 距離
１５２ 中心領域
１５４ 端部領域
１５６ 導電性リング
１５８ 導電性ラング
１６０ 結合キャパシタ
１７４ メッシュ
１７６ 給電ポート
１７８ 結合キャパシタ
１８０ 誘導性減結合変圧器
１８２ 回転角
２００ 医療システム
２０２ 医療デバイス
２０４ ＲＦスクリーンセグメント
２０６ 勾配コイルセグメント
２０８ 磁石セグメント
２１０ リング状延長部
２１２ 代替のスクリーン素子
２１４ 低損失ケーブル
２１６ 減結合回路
２１８ 構造
２２０ 開口

Claims (13)

1. 磁気共鳴（ＭＲ）撮像システムの検査空間にＲＦ場を印加し且つ／又は前記検査空間からＭＲ信号を受け取る無線周波数（ＲＦ）コイルであって、
   前記ＲＦコイルは、管状体を備え、前記管状体の長手方向に２つのコイルセグメントへとセグメント化され、
   前記２つのコイルセグメントは、前記管状体の前記長手方向に互いに隔置され、前記２つのコイルセグメント間には間隙が形成され、
   前記ＲＦコイルは、バードケージコイル及びＴＥＭコイルの複合デザインを有する複合ＲＦコイルとして提供され、
   前記ＲＦコイルは、当該ＲＦコイルの前記長手方向の中心領域でＴＥＭ状になり、当該ＲＦコイルの端部領域でバードケージ状になる、無線周波数（ＲＦ）コイル。
2. 前記２つのコイルセグメントは、互いに対して前記管状体の長手方向軸の周りに回転角をあけて配置される、請求項１に記載の無線周波数（ＲＦ）コイル。
3. 前記２つのコイルセグメントは、従来のバードケージ場を生成するように互いに結合される、請求項１又は２に記載の無線周波数（ＲＦ）コイル。
4. 前記２つのコイルセグメントは、互いに減結合され、独立して駆動される、請求項１又は２に記載の無線周波数（ＲＦ）コイル。
5. 前記２つのコイルセグメントは、別個のＲＦ電力増幅器によって駆動することができるか、又はハードウェアコンバイナ若しくはスプリッタを使用して駆動することができる、請求項１乃至４の何れか一項に記載の無線周波数（ＲＦ）コイル。
6. 前記ＲＦコイルの少なくとも１つのセグメントは、多素子送信アレイとして提供される、請求項１乃至５の何れか一項に記載の無線周波数（ＲＦ）コイル。
7. 被験者を中に位置付けるために提供される管状の検査空間と、
   前記検査空間を遮蔽するＲＦスクリーンと、
   静磁場に重ね合わせた勾配磁場を生成する磁気勾配コイルシステムと、
   前記静磁場を生成する主磁石とを備え、
   前記ＲＦスクリーン、前記磁気勾配コイルシステム、及び前記主磁石が、この順で検査空間の周りから外に向かって径方向に位置付けられ、
   請求項１乃至６の何れか一項に記載の無線周波数（ＲＦ）コイルの少なくとも１つを備える、磁気共鳴（ＭＲ）撮像システム。
8. 前記ＲＦスクリーン、前記磁気勾配コイルシステム、及び前記主磁石の少なくとも１つは、前記検査空間の長手方向に２つのセグメントへとセグメント化され、前記２つのセグメントは、管状体の前記長手方向に互いに隔置され、前記２つのセグメント間には間隙が形成される、請求項７に記載の磁気共鳴（ＭＲ）撮像システム。
9. 前記ＲＦスクリーンは、前記検査空間の前記長手方向に２つのＲＦスクリーンセグメントへとセグメント化され、
   前記２つのＲＦスクリーンセグメントは、前記管状体の前記長手方向に互いに隔置され、前記２つのＲＦスクリーンセグメント間には前記間隙が形成され、
   代替のＲＦスクリーン素子が、前記間隙を通って前記２つのＲＦスクリーンセグメントを接続するように設けられる、
   請求項７又は８に記載の磁気共鳴（ＭＲ）撮像システム。
10. 前記ＲＦスクリーン、前記磁気勾配コイルシステム、及び前記主磁石は、前記検査空間の前記長手方向にそれぞれ２つのセグメントへとセグメント化され、
    前記２つのセグメントは、前記管状体の前記長手方向に互いに隔置され、前記２つのセグメントそれぞれの間に前記間隙が形成され、
    前記２つのＲＦスクリーンセグメントは、前記検査空間から外に向かって前記径方向に前記間隙に沿ってリング状に延びる、
    請求項７乃至９の何れか一項に記載の磁気共鳴（ＭＲ）撮像システム。
11. 請求項７乃至１０の何れか一項に記載の磁気共鳴（ＭＲ）撮像システムと、
    前記ＲＦコイルの間隙を通って前記磁気共鳴（ＭＲ）撮像システムの前記検査空間にアクセスするように配置された医療デバイスと、を備える、医療システム。
12. 磁気共鳴（ＭＲ）撮像システムの検査空間に無線周波数（ＲＦ）場を印加する方法であって、前記方法は、
    請求項１乃至８の何れか一項に記載の無線周波数アンテナデバイスの少なくとも１つを提供するステップと、
    ２つのＲＦコイルセグメントを共通制御して、前記検査空間内、特に間隙内に均一のＢ_１場を提供するステップと、を含む、方法。
13. 磁気共鳴（ＭＲ）撮像システムをアップグレードするソフトウェアパッケージであって、請求項１２に記載の方法に従って前記ＭＲ撮像システムを制御する命令を含む、ソフトウェアパッケージ。