JP4004964B2 - Ｍｒ装置用の送信及び受信コイル - Google Patents

Description

本発明は、検査体積の周りに配置される複数の共振器セグメントを有するボディコイルを含み、各共振器セグメントは主磁場磁石の縦軸に平行に延在する少なくとも一つの導体素子及び少なくとも１つのキャパシタ素子を有する、ＭＲ装置の検査体積内でＲＦ磁場を発生する装置に関する。

本発明はまた、本発明によるＲＦ磁場を発生する装置を含むＭＲ装置に関する。

従来のＭＲ装置のＲＦシステムは、検査体積の体積撮像のために使用されうる例えば一体型ボディコイルといった送信及び受信コイルを含む。向上された受信品質（向上された信号対雑音比、より高い解像度）を達成するため、別個の表面コイル又はいわゆるフェーズドアレイコイルもまた使用されうる。検査とＭＲ信号の検出に使用されるボディコイルは、通常はいわゆるバードケージ型共振器（バードケージコイル）である。これらの共振器は、主磁場方向と平行に延在するよう検査体積の回りに配置される複数の導体棒からなり、導体棒はコイルの端部でループ導体を介して互いに接続されている。ボディコイルの共鳴作用は、回路網を形成するよう導体素子を接続するキャパシタ素子によって決定される。これらの共振器の第１の共鳴モード（基本モード）は、共振器の内部領域全体で均一なＢ₁磁場分布によって特徴付けられる。同じことは検出モードでの空間感度プロファイルについても成り立つ。従って、体積撮像のために、ボディコイルは慣習上は送信と受信の間は基本モードで動作する。また、直交共鳴が同じ周波数で励起されるよう、即ち直角検出のための減結合された共鳴が励起されるよう、共振器を制御することが可能である。

ＭＲ撮像では、核磁化は、時間的に可変の空間的に不均質な磁場（傾斜磁場）によって検査体積内で局在化される。撮像のため、スピン共鳴信号は、適当なＲＦ及び傾斜パルスのシーケンスの影響下で検査体積を囲むボディコイルの中に引き起こされる電圧として時間領域で記録される。実際の画像再構成は、次に時間信号のフーリエ変換によって行われる。撮像されるべき体積（視野又はＦＯＶ）と解像度を決定する反復的なｋ空間のサンプリングは、用いられる傾斜パルスの数、時間上の隔たり、持続時間、及び強度によって決定される。画像形式及び解像度に対する要件は、位相エンコードステップの数と、撮像シーケンスン持続時間を決定する。現在のＭＲ装置では、出来る限り短い期間で出来る限り高い解像度での撮像を実現することが目的とされる。このように、出来る限り強い傾斜磁場の出来る限り早いスイッチングを可能とするため、ＭＲ装置の傾斜システムに関して特別な要件が課せられる。

ＭＲ装置中の傾斜システムは、慣習上は検査体積を囲むいわゆる傾斜チューブ（ｇｒａｄｉｅｎｔ ｔｕｂｅ）内に収容される。傾斜チューブとボディコイルの間には、周囲からの妨害信号を検査体積から遠ざけ、また、ＭＲ装置の周囲へのＲＦパワーの放射を防止するＲＦシールドが配置される。傾斜磁場強度は、例えば傾斜チューブの径を小さくすることによって高められ得る。そのような場合に検査体積とボディコイルの内径が維持されると、ＲＦシールドとボディコイルの間の距離は小さくなる。ボディコイルの導体素子とＲＦシールドの間の距離が小さいことによりコイルの内部のＢ₁磁界強度又は検出感度が低下することは不利である。このことは、必要とされる送信パワーが高められると同時に信号対雑音比が劣化するという不利点がある。チューブの径が小さくなることにより、個々の共鳴モードの周波数間隔が小さくなりすぎ、望ましくないモードのカップリングが生ずるため、ボディコイルの共鳴動作に対して悪影響がある。従って、従来のバードケージ型共振器が送信及び受信コイルとして使用されると、チューブの径を小さくすることによる傾斜磁場強度の増加に関して制限が課せられる。

或いは、傾斜磁場強度は、非対称の断面を有する傾斜チューブを用いることによって増加されうる。しかしながら、このことはまた非対称なボディコイルの使用を必要とする。一方で、直角動作を可能とするようかかるボディコイルを直交とすることは困難である。他方で、コイルの内部のＲＦ磁場変化は導体素子のアレイ中の電流分布に依存し、従って伝送モードでのＲＦ磁場の均一性、従って受信モードにおける空間感度プロファイルは、通常は非対称な共振器の場合は満足のいくものではない。

ルスラー（Ｌｅｕｓｓｌｅｒ）外は、共振器の空間的に隣接するセグメントが減結合される、即ち互いに独立に振動する縮退共鳴モードで動作するバードケージ型共振器を既に提案している（ルスラー（Ｌｅｕｓｓｌｅｒ）外、ＩＳＭＲＭ会報（Ｐｒｏｃｅｅｄｉｎｇｓ ｏｆ ｔｈｅ ＩＳＭＲＭ）、第１７６号、バンクーバー、１９９７年を参照）。公知のコイルでは、用いられる共鳴動作は、キャパシタ素子を適切に選ぶことによって達成される。残念ながら、この方法では、直ぐに隣り合う共振器セグメントの減結合のみが達成されうる。より遠くのセグメント間のカップリングは高すぎるため、共鳴送信モードでのコイルの動作は可能ではない。

引用する従来技術から始めて、本発明は、任意のチューブ径に、即ち、小さく非対称なチューブ径にも使用されうる、ＭＲ装置用の改善されたＲＦ送信及び受信配置を提供することを目的とする。同時に、適切な均一性と適切な安定した共鳴動作が確実とされるべきである。

この目的は、共振器セグメントは互いに電磁的に減結合され、各共振器セグメントに別個の送信チャネルが関連付けられ、送信チャネルを通じて当該の共振器セグメントへのＲＦ供給が行われ、ＲＦ供給の位相及び／又は振幅は各共振器セグメントに対して個々に選択可能であることを特徴とする上述の種類の装置によって達成される。

別個の送信チャネルが各共振器セグメントに関連付けられるため、検査体積内の磁場分布は有利に完全に制御されうる。これは、個々の送信チャネル上の振幅及び位相を選択することにより導体素子の配置の中に、知覚可能な電流分布が発生されうるためである。ＲＦ供給の時間的な変化もまた、各送信チャネルに対して異なるよう個々に選択されうる。特に、任意の共鳴モードにある同数の共振器セグメントを具備した従来のバードケージ型共振器の磁場分布をまねることが可能である。個々の送信チャネルの振幅及び位相は、ＭＲ装置のソフトウエアによって制御されえ、従って磁場分布の直接的なインタラクティブな制御を可能とする（ＲＦシミング）。例えば、検査されるべき患者の異なる誘電性による磁場分布に対する様々な影響について補償するため、撮像シーケンス中のＲＦ磁場の均一性の完全に自動的な制御を組み入れることが可能である。

本発明によるＲＦ磁場を発生する配置では、個々の共振器セグメントが互いに電磁的に減結合されていることだけが必要である。従って、ボディコイルは、個々の共振器セグメントが所望の共鳴周波数で互いに独立に共鳴することが確実とされる共鳴動作を示さねばならない。上述のように、少なくとも直接的に隣接する共振器セグメントが互いから減結合されるコイル配置が知られている。本発明による配置には、空間的により遠い共振器セグメント間でも電磁カップリングが最小限とされるための更なる手段が設けられねばならない。実際上は、個々の送信チャネル間のクロストークを出来る限りなくすため、約−２０ｄＢの共振器セグメントの相互の隔離が望ましいことがわかっている。

共振器セグメントの相互の電磁的な減結合は、請求項２に記載のように導体セグメント間に配置されるキャパシタンス又はインダクタンスによって特に簡単に実現される。キャパシタンスの値又はインダクタンスの値を適切に選ぶことにより、様々な共振器セグメント間に共振するカップリングが存在しないことが確実とされねばならない。次に、両方の隣接する共振器セグメントの導体セグメントとより遠い共振器セグメントとの間に減結合回路網（キャパシタンスとインダクタンスからなる）を設けることが有用である。

本発明による配置の特に有利な実施例は、請求項３に記載のように、導体セグメントが本質的に矩形の平坦な細片として構成されるときに得られる。平坦な導体細片が用いられるとき、より離れた共振器セグメント間の磁気カップリングは減衰されることがわかっている。更に、ボディコイルの特に空間を節約した実施例は、平坦な導体細片を用いたときに実現されうる。更に、細片状の導体素子内の電流分布は、例えば穴又は凹部を与えることにより、又は、導体細片の縁を適切な構造とすることにより、容易に影響が与えられうる。平坦な導体細片を用いることはまた、導体素子内の平坦な電流分布を生じさせ、それにより高められた局所的な磁場の均一性が達成される。

傾斜チューブとボディコイルの間のＲＦシールドは検査体積内の磁場強度を減衰させるため、通常はコイル系とＲＦシールドの間に出来る限り大きい距離が維持されねばならない。しかしながら、本発明による配置では、請求項６により、個々の共振器セグメントの導体素子をＲＦシールドから小さい距離に配置することが有利である。これは、ＲＦシールドへの近さにより個々の導体セグメント間の相互の磁気的な結合が減少されるためであり、これは本発明に関して、ボディコイルの共鳴動作のために有利である。導体素子とＲＦシールドの間の距離を、一方では導体素子間で適切な磁気的な減結合が達成され、他方では検査体積内のＲＦ磁場強度が過剰に減少されないよう、選ぶことが有利であり得る。実験により、共振器セグメントとＲＦシールドの間に、０．５乃至２ｃｍの距離を、しかし望ましくは０．７乃至１．５ｃｍの距離を維持することが有利であることが分かった。

本発明による配置による検査体積中のＲＦ磁場の任意の空間的な分布の選択の可能性により、一連の更なる適用の磁場が可能となる。例えば、ＲＦ磁場における異なる空間的な方向で傾斜磁場が発生されうる。空間的及び時間的に可変のＲＦ磁場パターンの選択により、励起された核磁化分布に対して空間的なコードが与えられうる。このコードは、高速体積撮像（送信ＳＥＮＳＥ法）のために使用されうる。検査体積中の核磁化の空間的に選択的なプリサチュレーションもまた可能である。

特に有利な実施例は、請求項７に従って、本発明による配置中のボディコイルが少なくとも２つの独立の、軸方向に連続して配置されたセグメントへ分割される。この場合、ＲＦ磁場分布を、主磁場方向（ｚ方向）にも可変であるよう予め選択することが可能であり、それにより、特にｚ軸に沿ったＲＦ傾斜磁場を可能とする。

請求項８に従って、各共振器セグメントに別個の受信チャネルを設け、これを通じて、当該の共振器セグメントによって検出されたＭＲが更なる処理のために受信ユニットへ転送されることも有利である。一方では、体積撮像は、個々の共振器セグメントによって検出されたＭＲ信号の組み合わせにより空間的に均一な感度プロファイルを用いて行われうる。或いは、別々に検出されたＭＲ信号からサブ画像が形成されえ、サブ画像は後の段階で全体画像を形成するよう組み合わされる。これは、一方では信号対雑音比を改善するために有利であり、個々の共振器セグメントはシナジーコイルとして使用されうる。また、個々の共振器セグメントに割り当てられた空間感度プロファイルに基づいて個々の画像を組み合わせ、それにより撮像（ＳＥＮＳＥ方法）中の測定時間を節約することも可能である。

本発明による配置は、有利には検査体積が主磁場方向に対して垂直に延在する平面上で非対称の断面を有し、個々の共振器セグメントの導体素子がこの断面の周囲に配置されることを可能とする。検査体積中のＲＦ磁場分布は実際的は任意に制御されうるため、検出中に、励起磁場並びに空間感度プロファイルの適切な均質性が、ボディコイルの非対称な幾何学形状の場合にも確実とされる。上述のように、非対称の検査体積は、特に高い傾斜磁場が実現されうるという利点を与える。

ＲＦ磁場を発生する配置は、請求項１０に記載のＭＲ装置中で使用されうる。特に簡単な実施例は、請求項１１によって得られ、請求項１１では、各送信チャネルは当該の共振器セグメントに関連付けられる接続回路網（コンバイナ・ハイブリッド）の出力に接続され、この回路網は個々の共振器セグメント間に送信増幅器の電力を分配する。各共振器セグメントに対する接続回路網は、供給される夫々のＲＦ信号の位相及び振幅を決める。この実施例は、ＲＦ供給のために一つの給電器のみが必要であるという利点を与え、この給電器の出力信号はコンバイナ・ハイブリッドによって個々の共振器セグメント間に分配される。分配は、検査体積中で出来る限り均一なＲＦ磁場分布が実現されるよう行われることが望ましい。請求項１２に従って、測定素子（ピックアップコイル）が少なくとも１つの各共振器セグメントに、しかし望ましくは各共振器セグメントに関連付けられることが有利である。夫々の共振器セグメントによって放射されるＲＦ磁場強度は測定素子によって測定され、測定信号は、供給されたＲＦ信号の位相及び振幅を監視及び／又は制御するために、ＭＲ装置の制御ユニットに印加される。

以下、図面を参照して本発明について詳述する。

図１に示すＭＲ装置の中心には、患者１０２が患者台１０１上に置かれた検査体積１００が配置される。例えば１．５テスラの強度の静磁場は、主磁場磁石（図示せず）によって検査体積１００の領域で発生される。更に、ＭＲ撮像のため、検査体積１００内に時間的に可変の傾斜磁場が発生されねばならない。このために、検査体積１００を囲む傾斜チューブ１０３中に収容された複数の傾斜コイルが設けられる。傾斜チューブ１０３は非対称の断面を有し、これは、上述のように出来る限り高い傾斜磁場強度を達成するために必要である。やはりＭＲ撮像のために必要なＲＦ磁場の発生は、検査体積１００の回りの傾斜チューブ１０３内に配置され、主磁場磁石の縦軸に平行に延在する平坦な細片形状の導体素子１０４を含む共振器セグメントによって実現される。導体素子１０４は、キャパシタ素子を通じて互いに、可能であれば接地にも、回路網内で接続され、それにより装置の共鳴動作を支配する。キャパシタ素子は、導体素子１０４と共に、検査体積１００内でスピン共鳴信号を励起するだけでなくその検出にも使用されるＭＲ装置のボディコイルを構成する。傾斜チューブ１０３とボディコイルの導体素子１０４の間には、検査体積１００全体を囲むＲＦシールド１０５が配置される。このシールドは、環境からの妨害信号をＭＲ装置から遠ざけ、また、環境へのＲＦ放射線の出力を抑制する。

図１に示す８つの導体素子１０４の夫々はスイッチＳに接続され、当該の導体素子１０４はスイッチＳを介して、動作モードに従って、２つの可能な端子のうちの１つに接続される。送信モード用の端子は参照番号１乃至８で示され、受信モード用の端子は、文字ａ乃至ｈで示される。端子１乃至８は、送信ユニット１０６の対応して番号が付された出力に関連付けられる。ボディコイルの各共振器セグメントに対して、このユニットは夫々の電力増幅器１０７及びＲＦ制御ユニット１０８を含む夫々の送信チャネルを有する。ＲＦ信号の振幅及び位相は、ＲＦ制御ユニット１０８によって夫々の個々の送信チャネルに対して個々に調整されるため、ＭＲ装置の検査体積１００内に実際的に任意の所望のＲＦ磁場分布が生成されうる。あまり複雑でない変形例として、ＲＦ送信増幅器１１０の出力信号が端子１乃至８の間で分布される分布回路網１０９（コンバイナ・ハイブリッド（ｃｏｍｂｉｎｅｒ ｈｙｂｒｉｄ））を用い、コンバイナ・ハイブリッドが各出力チャネル１乃至８に対するＲＦ信号の振幅及び位相を決めるようにすることも可能である。

検査ゾーン１００内でＲＦパルスを発生するために、送信ユニット１０６又は送信増幅器が制御ユニット１１１に接続される。傾斜パルスの時間的な連続の制御のために、更に、制御ユニット１１１は傾斜チューブ１０３に接続される。受信モード用の端子ａ乃至ｈは、受信ユニット１１２の対応する文字によって示される受信チャネルに関連付けられる。各受信チャネルには、高感度ＲＦ前置増幅器１１３及び復調器１１４が設けられる。受信ユニット１１２によって検出されるＭＲ信号は、ディジタル化された信号が結合されフーリエ解析を受ける再構成ユニット１１５に印加される。再構成ユニット１１５によって発生された画像は、次にマイクロコンピュータ１１６のモニタを介して出力される。マイクロコンピュータ１１６は、同時に、ユーザによるＭＲ装置の制御のために役立つ。コンピュータ１１６はまた、この目的のために制御ユニット１１１に接続される。更に、患者１０２の体の上に直接は位置される表面コイル１１７はもまた撮像に使用されえ、表面コイルは、端子ｉ及びｊを介して、受信ユニット１１２の対応する入力に接続される。表面コイル１１７は、例えば、シナジーモードでは、患者１０２の背中の上に配置されたボディコイル（端子ｇ及びｈ）の導体素子１０４が表面コイル１１７と共にデータ獲得のために使用される局所心臓撮像のために使用されうる。

図２は、ループのキャパシタンスＣ_Tと棒のキャパシタンスＣ_Aが、共振器が所望の共振周波数で減結合モードで動作するよう選択される従来のバードケージ型共振器を示す（ルスラー（Ｌｅｕｓｓｌｅｒ）外、ＩＳＭＲＭ会報、第１７６号、バンクーバー、１９９７年を参照）。この種類の共振器は、本発明によれば任意の径と任意の断面（対称又は非対称）で使用されうる。上述のような共振器の特別な共振モードにより、直ぐに隣り合う共振器セグメントは互いから適切に減結合される。しかしながら、共振送信モードのため、より遠隔のセグメント間のカップリングは高すぎる。適切な減結合（少なくとも−２０ｄＢ）を達成するために、個々の導体棒１０４は、適切なインピーダンス回路網により互いから絶縁されうる。一定の状況下では、このような減結合は、それぞれが一つおいて隣からの減結合で十分である。減結合のために、検査体積中のＲＦ磁場強度がわずかに減少されたときでも、共振器とＲＦシールドの間に比較的小さい距離とすることを選択することが必要である。主磁場方向に平行に延在する棒１０４もまた、図２中に図式的にのみ示される共振器中の平坦な導体細片として構成されうる。共振器のこの構成では、即ち、棒又は細片の中にキャパシタンスがあるとき、電気的遮蔽によりＲＦシールドを介しては全く電流は散逸されない。更に、ＲＦシールドと導体細片１０４との間の距離がその縦方向に変化し、ＲＦシールドからの距離が共振器の端面では中央領域よりも大きくなるよう、共振器を構成することが有利であり得る。検査体積中のＲＦ磁場の均一性は、このように向上される。

図３、図４、及び図５は、本発明によるボディコイルの平面図である。コイルは、検査体積の周りに配置される複数の平坦な導体細片１０４を含む。個々の共振器セグメントの共振周波数は、図３及び図４中は接地に接続されるキャパシタによって決定される。図５に示すボディコイルでは、共振周波数は、導体細片中に設けられたキャパシタンスＣ_R及び接地に接続されたキャパシタンスＣ_Gによって決定される。この種類の配置は、高い共振周波数での電磁伝搬効果を防止するために特に有利である。導体細片内では、送信モードにおいて高い電流強度を分割するよう、また、ＲＦ磁場の均一性のために有利な均一な電流分布を達成するために、複数の並列接続されたキャパシタンスＣ_Rが用いられる。キャパシタンスＣ_Rはまた、キャパシタンスＣ_Rの領域において衝合する導体細片１０４の端の間に重なり合いを設けることによっても実現されうる。出来る限り高い誘電定数を有する誘電材料（例えばセラミック）が、細片間の重なり合いのゾーン中に設けられる。導体細片１０４とＲＦシールドの間のキャパシタンスもまた、同様に実現されうる。個々の導体素子１０４の間に設けられるキャパシタンスＣ_Dは、互いの減結合のために役立つ。かかる減結合は、本発明による個々の共振器セグメントが別個の送信チャネルを介して互いとは独立に制御されることを可能とするための前提条件である。このため、各個々の導体素子１０４は、中間キャパシタを介して、送信チャネル１、２、３、又は４（図３及び図５）に接続される。図３及び図５に示す装置では、減結合するキャパシタンスは直ぐに隣り合う導体細片１０４の間に設けられる。より遠隔の共振器セグメントの適切な減結合は、他のステップ（導体素子の幾何学形状、空間中の距離、ＲＦシールドへの近さ）を取ることによって確実とされねばならない。図４に示すボディコイルでは、１つおいて隣のものが中間キャパシタンスＣ_Dによって互いから減結合される。より遠隔の導体素子間の接続は、適切な長さ（λ／２）の同軸ケーブルを介して実現されることが望ましい。インダクタンス（コイル）はまた、キャパシタンスの代わりに、減結合のために使用されうる。

図６は、出来る限り均一な電流分布を達成するために異なる構造で設けられた導体細片１０４の種々の実施例を示す図である。このために、図示される鋸歯状の縁構造の種類のうちの１つによって導体細片の縁のインピーダンスを高めることが特に有利である。導体細片１０４に対しては、凸状又は凹状の幾何学形状が可能であり、また、キャパシタ６０２によってブリッジされうるスリット６０１を設けることも可能である。

図７は、一つおきの共振器セグメント１０４の相互の電磁的な減結合の実現を示す図である。対応する導体細片１０４は互いに直ぐに隣接して配置されていないため、適切な長さ（λ／２又はλ／４）の同軸ケーブルによって接続される。次に、適切なインピーダンス回路網Ｚは、所望の隔離を与える。目的とすることは、直接カップリングされたＲＦ信号の補償が振幅と位相の対応するシフトを適切に選択することによって達成されるよう、夫々の他の共振器セグメントにインピーダンス回路網Ｚを介して信号を供給することである。このようなカップリングは、もちろん、共振器の直ぐに隣り合うセグメント及びその遠隔のセグメントに対して同じ程度で使用されうる。最も単純な場合、インピーダンス回路号Ｚは、それを通じて当該の共振器セグメントが接続されるキャパシタ、並びに、接地に接続されたインダクタンスを含みうる。

図８は、中間キャパシタンスＣ_Dにより本発明により互いから減結合され、ボディコイルを形成するよう互いに接続された連続した導体素子の交互配置を示す図である。ボディコイルの２つの独立の軸方向に連続するセグメントはこのように利用可能であり、これらは主磁場磁石の縦軸（ｚ方向）に平行な方向にＲＦ磁場分布を制御するために使用されうる。

本発明による送信及び受信配置を具備したＭＲ装置を示す図である。 本発明による減結合されたバードケージ型共振器の使用を示す図である。 本発明によるボディコイルを示す平面図である。 本発明によるボディコイルの他の実施例を示す図である。 本発明によるボディコイルの更なる実施例を示す図である。 異なる構造とされた細片形状の導体素子を示す図である。 導体素子の減結合を示す図である。 ２つの独立の、連続して配置されるセグメントへ分割されたボディコイルを示す平面図である。

Claims (12)

1. 検査体積の周りに配置される複数の共振器セグメントを有するボディコイルを含み、各共振器セグメントは主磁場磁石の縦軸に平行に延在する少なくとも一つの導体素子及び少なくとも１つのキャパシタ素子を有する、ＭＲ装置の検査体積内でＲＦ磁場を発生する装置であって、
   前記共振器セグメントは互いに電磁的に減結合され、各共振器セグメントに別個の送信チャネルが関連付けられ、前記送信チャネルを通じて当該の共振器セグメントへのＲＦ供給が行われ、ＲＦ供給の位相及び／又は振幅は、前記ＭＲ装置のソフトウェアによって各共振器セグメントに対して個々に制御可能であることを特徴とする、装置。
2. 前記共振器セグメントの電磁的な減結合は、前記導体素子間に配置されるキャパシタンス又はインダクタンスによって実現されることを特徴とする、請求項１記載の装置。
3. 前記導体素子は、本質的に矩形の平坦な細片として構成されることを特徴とする、請求項１記載の装置。
4. 前記導体細片の縁に鋸歯状の構造が設けられることを特徴とする、請求項３記載の装置。
5. 前記導体細片の表面にその縦方向に平行に延在するスリットが設けられることを特徴とする、請求項３記載の装置。
6. 前記ボディコイルの回りに延在するＲＦシールドが設けられ、前記個々の共振器セグメントの導体素子は前記ＲＦシールドから０．５ｃｍ乃至２ｃｍの小さい距離に配置されることを特徴とする、請求項１記載の装置。
7. 前記ボディコイルは少なくとも２つの独立した軸方向に連続して配置されるセグメントへ分割されることを特徴とする、請求項１記載の装置。
8. 各共振器セグメントに別個の受信チャネルが関連付けられ、当該の共振器検出器セグメントによって検出されたＭＲ信号は前記受信チャネルを通じて更なる処理のために受信ユニットへ印加されることを特徴とする、請求項１記載の装置。
9. 前記検査体積は前記主磁場方向に対して垂直に延在する平面上に非対称の断面を有し、前記個々の共振器セグメントの導体素子は前記断面の周囲に配置されることを特徴とする、請求項１記載の装置。
10. 請求項１記載のＲＦ磁場を発生する装置と、検査体積内に均一の安定した磁場を発生する少なくとも１つの主磁場コイルと、異なる空間的な方向に傾斜パルスを発生する多数の傾斜コイルと、前記検査体積の周りに配置され夫々が前記主磁場コイルの縦軸に平行に延在する少なくとも１つの導体素子及び少なくとも１つのキャパシタ素子を有する複数の共振器セグメントを含むボディコイルと、前記ＲＦ及び傾斜パルスの時間上の連続を制御する少なくとも１つの制御ユニットと、再構成ユニットと、視覚化ユニットとを含む、ＭＲ装置であって、
    前記ボディコイルの共振器セグメントは互いに電磁的に減結合されること、
    各共振器セグメントに別個の送信チャネルが関連付けられ、前記送信チャネルを介して当該の共振器セグメントへのＲＦ供給が行われ、ＲＦ供給の位相及び／又は振幅は、前記ＭＲ装置のソフトウェアによって各共振器セグメントに対して個々に制御可能であること、及び、
    各共振器セグメントに別個の受信チャネルが関連付けられ、前記受信チャネルを介して、当該共振器セグメントによって検出されたＭＲ信号は前記再構成ユニット及び前記視覚化ユニットによる更なる処理のために受信ユニットへ印加されることを特徴とする、ＭＲ装置。
11. 各送信チャネルは、当該共振器セグメントに関連付けられ、これを介して送信増幅器の電力は個々の共振器セグメント間で分配される、接続回路網の出力に接続され、各共振器セグメントへ供給される夫々のＲＦ信号の位相及び振幅は前記接続回路網によって決められることを特徴とする、請求項１０記載のＭＲ装置。
12. 少なくとも１つの共振器セグメントに測定素子（ピックアップコイル）が関連付けられ、前記測定素子を通じて、当該共振器セグメントによって発生されたＲＦ磁場強度が決定され、測定信号は、供給された前記ＲＦ信号の位相及び振幅を監視及び／又は制御するために前記制御ユニットへ供給されることを特徴とする、請求項１０記載のＭＲ装置。

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