JP6850796B2 - 磁気共鳴画像誘導治療のための高周波アンテナアセンブリ - Google Patents

Description

本発明は、磁気共鳴検査システム、特に磁気共鳴画像誘導治療システムのための高周波アンテナアセンブリに関する。

磁気共鳴イメージング（MRI）法は、2次元又は3次元画像を形成するために磁場と核スピンとの間の相互作用を利用しており、今日では特に医療診断の分野で広く使用されている。軟組織のイメージングのために、それらは多くの点で他のイメージング法より優れており、電離放射線を必要とせず、通常は侵襲性ではない。

一般に、MRI法によれば、検査されるべき患者の体は強く均一な磁場B₀に配置され、その方向は同時に、測定値が関連付けられる座標系の軸（通常はz軸）を規定する。磁場B₀は、規定周波数（いわゆるラーモア周波数又はMR周波数）の電磁交番場（RF場）の印加によって励起（スピン共鳴）され得る磁場強度に依存して、個々の核スピンのための異なるエネルギーレベルを引き起こす。巨視的な観点から、個々の核スピンの分布は、適切な周波数（RFパルス）の電磁パルスを印加することによって平衡状態から偏向されることができる全磁化を生成するが、このRFパルスの対応する磁場B₁磁化は、磁化がz軸の周りで歳差運動を行うように、z軸に垂直に延在する。歳差運動は、アパーチャ角がフリップ角と呼ばれる円錐の表面を表す。フリップ角の大きさは、印加される電磁パルスの強度及び持続時間に依存する。いわゆる90度パルスの例では、磁化はz軸から横断面（フリップ角90度）に偏向される。

RFパルスの終了後、磁化は元の平衡状態に緩和され、z方向の磁化は第1の時定数T1（スピン格子又は縦緩和時間）で再びビルドアップされ、 z方向に垂直な方向の磁化は、第2のより短い時定数T2（スピンスピン又は横緩和時間）で緩和する。横磁化及びその変化は、磁化の変化がz軸に対して垂直な方向に測定されるように、磁気共鳴検査システムの検査ボリューム内に配置され、方向づけられる受信RFアンテナ（コイルアレイ）によって検出されることができる。横方向の磁化の減衰は、同じ信号位相を有する規則的な状態からすべての位相角が均一に分布している状態への移行を容易化する局所的な磁場の不均一性に起因するRF励起後に起こる離調を伴う。離調は、リフォーカシングRFパルス（例えば、180度パルス）によって補償されることができる。これにより、受信コイルにエコー信号（スピンエコー）が生成される。

検査されるべき患者のようなイメージングされる被験体における空間分解能を実現するために、3つの主軸に沿って延在する一定の磁場傾斜に均一磁場B₀に重ね合わされ、スピン共鳴周波数の線形空間依存性がもたらされる。受信アンテナ（コイルアレイ）で取り出される信号は、体の異なる位置に関連することができる異なる周波数の成分を含む。受信コイルを介して得られる信号データは、磁気共鳴信号の波数ベクトルの空間周波数領域に対応し、k空間データと呼ばれる。 k空間データは、通常、異なる位相エンコーディングに必要とされる複数の線を含む。各線は、多数のサンプルを収集することによってディジタル化される。k空間データのセットが、フーリエ変換によりMR画像に変換される。

横方向磁化は、一定の磁場傾斜の存在下でも位相がずれる。このプロセスは、いわゆるグラジエントエコーを形成する適切な傾斜反転によってRF誘起（スピン）エコーの形成と同様に、反転されることができる。しかしながら、傾斜エコーの場合、RFリフォーカス（スピン）エコーとは対照的に、主磁場不均一性の効果、化学シフト及び他のオフ共鳴効果の影響はリフォーカスされない。

磁気共鳴検査システムのための高周波コイルは、米国特許第4 680 548号から知られている。

既知の高周波コイルは、軸方向導電性セグメントによって電気的に相互接続される2つの導電性ループ要素からなるハイパスバージョンのバードケージコイルである。ループ要素は直列に接続されるコンデンサを含み、ループ要素は固有インダクタンスを有する。既知のバードケージコイルは、バードケージコイルが、検査されるべき被験体、特に検査されるべき患者における磁気スピンと相互作用する円偏波高周波磁場を送信する直交励起モードで動作する。

本発明の目的は、磁気共鳴画像誘導治療システムのための高周波アンテナアセンブリを提供することにある。

この目的は、
高周波アンテナアセンブリであって、
-円筒面上に構成されるアンテナ導体の複数のセットであって、相互に軸方向にオフセットされるグループに構成される前記セットは、前記アンテナ導体のセットの間の軸方向及び角度方向に延在する開口部を残し、前記アンテナ導体のセットの各々は、前記円筒形の角度及び軸方向にその領域を有する表面導体ループを含む、アンテナ導体の複数のセットと、
-前記円筒面に対して半径方向に延在するその領域を有する少なくとも1つの横断導体ループと
を有する、高周波アンテナアセンブリ
によって実現される。

治療システムは、一般に、治療されるべき患者の体内のターゲットゾーンを照射するように構成される。そのような照射は、一般に、ターゲットゾーンにエネルギーを蓄積するために、X線ビーム、ガンマ線ビーム、陽子線ビーム又は高強度超音波ビームなどの高エネルギー放射線ビームを含む。治療システムは、磁気共鳴検査システムと組み合わされて、MR画像誘導治療システムにされることができる。 MR画像誘導治療システムは、治療されるべきターゲットゾーン上への治療用放射線ビームの配向に画像ガイドを提供するように機能する。磁気共鳴検査システムは、検査ゾーンにおいて動的電磁場を生成するために高周波アンテナアセンブリを備えている。円偏光磁場成分は、スピンを操作するために、例えば、主磁場方向に対して横方向にスピンを励起し、スピンをリフォーカス又は反転させるために使用される。 RFアンテナアセンブリは、動的電磁場を印加するために送信モードで動作し、磁気共鳴信号を受信するために受信モードで動作することができる。既知のバードケージコイルのような高周波（RF）アンテナの電子的及び構造的コンポーネントは、多くの場合、RFアンテナの構造を通過するときに放射によって引き起こされる放射線損傷の影響を受けやすい。 RFアンテナの電子及び構造的コンポーネントは、一般に、放射ビームに対して低い抵抗率を有する。特に、電子部品は放射線損傷に対して非常に脆弱である。本発明の高周波（RF）アンテナアセンブリは、アンテナ導体のセットのグループの間に開口部を提供し、それを通じて放射ビームが通過することができ、RFアンテナの構造的又は電子コンポーネントは放射ビームの経路に配置されない。開口部が、相互に軸方向にオフセットされる前記アンテナ導体のセットのグループによって形成される。このようにして、治療放射線ビームが通過することができるグループの間の軸方向開口部が残される。したがって、RFアンテナアセンブリの電子部品及び構造的コンポーネントへの放射線損傷が回避される。さらに、構造的及び電子的コンポーネントを放射ビームから遮蔽又は保護する必要はない。さらに、放射ビームは、RFアンテナアセンブリの構造的及び電子的コンポーネントによって殆ど摂動されないか、又はまったく摂動されない。これは更に、放射ビームをターゲットゾーンに正確に向ける。 RFアンテナアセンブリのアンテナ導体のセットのグループの間の開口部は、軸方向及び角度方向に延在してもよい。開口部の軸方向の幅は、治療システムの放射ビームのビーム経路のための空きを可能にする。別の例では、PET検出器が開口部に収容されることができる。その例では、開口部の軸方向及び角度範囲は、PET検出器の開口部に十分な空間を提供するように選択される。 RFアンテナアセンブリのこの例は、複合PET-MRIシステムに適している。

本発明のRFアンテナアセンブリでは、アンテナ素子の構成は、円筒面の表面導体を備え、半径方向に延在する横断導体ループがRFアンテナアセンブリ内、特に開口部の軸方向範囲及び角度範囲内において高周波（RF）場の良好な均一性を実現する。これは、放出される磁場が相対的に大きな軸方向範囲を有するアンテナ導体のセットの各々の横断導体ループによって特に実現される。表面導体は、開口部の軸方向範囲を取り囲むRFアンテナアセンブリ内の電界に寄与する。円筒面上の表面導体は、主として表面導体の軸方向範囲にRF場成分を生成し、このRF場成分は開口部において軸方向に減少する。一方、横断導体ループは、実質的に軸方向に開口部内に延在するRF場成分を生成する。実際には、横断導体ループは、RF場成分が、開口部の軸方向エッジから開口部の軸方向中心までの2分の1より多く減少しないように構成される。このように、本発明のRFアンテナアセンブリは、RFアンテナアセンブリ内、特に開口部の軸方向範囲に渡って、動的高周波磁場（B₁）磁場の非常に良好な空間均一性を有し、放射ビームがターゲットゾーンで正確に向けられるように制御される磁気共鳴画像の画質を更に向上させる。

開口部の角度範囲は、放射ビームの方向の配向範囲を決定する。２πの角度範囲は、ターゲットゾーンがすべての角度方向から照射されることを可能にする。開口部はより制限された角度範囲を有してもよい。開口部が限られた角度範囲にわたってのみ延在するとき、角度範囲の外側で表面導体は軸方向ディメンションをカバーし、RFアンテナアセンブリ内のより良好な場均一性が実現される。例えば、放射線が体を通過し、反対側の端部で放射線が放射線負荷によって吸収されるとき、MR Linacには２πの角度範囲が必要とされる。 MR HIFUの場合、開口部の角度範囲はπとすることができるので、開口部は後部コイルにのみ必要とされる。これは、インターベンション医師が患者の体にアクセスするために上側に開口部を必要とするような様々な介入用途にも適用され得る。さらにオプションは、開口部にPET検出器を収容するように、磁気共鳴及び陽電子放射トモグラフィー（MR PET）に適用されることができる45度の角度範囲を有するいくつかの開口部、すなわち4つの開口部を有することにある。この実施においてRFコイルのいくつかのコイルは開口部によって分離されず、開口部の場均一性が改善される。

要約すると、本発明の高周波（RF）アンテナアセンブリは、セットの間に開口部を残すアンテナ導体のセットを有する。放射線治療ビーム経路は、アンテナ導体が放射線に最小限に暴露されるように、開口部を通過することができる。アンテナ導体の各セットは、表面導体ループと、横断導体ループとを有する。表面導体ループは、円筒面上に配置され、主としてその軸方向範囲内にRF場を生成する。横断導体ループは半径方向に延在し、開口部の軸方向範囲にRF場を生成する。このようにして、均一なRF場がRFアンテナアセンブリ内に生成される。

本発明のこれら及び他の態様は、従属請求項に定義される実施形態を参照してさらに詳述される。

本発明のRFアンテナアセンブリの一例では、表面導体は、円筒面に配置される表面コイル又は表面ストリップであってもよい。横断導体ループは、横断コイルループであってもよい。本発明のRFアンテナアセンブリの別の例では、表面導体は円筒領域セクションであり、横断導体ループは横断突出セクションである。横断突出セクションは円筒領域セクションに接続される。円筒領域セクションは、円筒面上に軸方向に構成され、横断突出セクションは、好ましくは半径方向に、円筒面からある角度で延在する。横断突出セクションが半径方向に近く向くほど、横断突出セクションはより強く開口部内に延在する。円筒領域及び横断突出セクションは、共に単一の導電性ループを形成することができる。

本発明のさらなる実施形態では、アンテナ導体の個々のセットは、各表面導体に関連するいくつかの横断コイルループを含む。例えば、個々のセットは、1つ、2つ、3つ又はそれより多くの横断コイルループ及び単一の表面導体を含むことができる。アンテナ導体の個々のセットにおける単一表面導体毎の横断ループが多く使用されるほど、空間場の均一性はより良好になる。 2つ又は3つの横断コイルループが使用される場合、非常に良好な結果が実現される。アンテナ導体のセットにより多くの横断ループを追加することは構成の複雑さを増やすが、場の均一性をはるかに向上させない。更なる場の寄与、より良い信号感度、及び場の均一性は、いくつかの横断コイルループを使用して実現される。これらの横断コイルループは、個別にデカップリングされる送信/受信コイルとして並列に動作することができる。例えば、個々の円筒領域コイルのそれぞれは、少なくとも1つの横断コイルと関連していてもよい。これらのコイルは、通常のデカップリング技術によってデカップリングされることができる。場合によっては、横断突出部を有さない円筒領域セクションと、横断突出部を有する円筒領域セクションとの混合が使用されてもよい。

好ましくは、横断コイルループは軸方向に開口部のエッジまで延在する。横断コイルループの場は、開口部に軸方向にうまく延在し、高い電力効率で開口部の軸方向及び角度範囲における場の均一性に寄与する。

好ましくは、表面導体は、軸方向端部で横断コイルループを超えて軸方向に延在する。言い換えれば、横断コイルループの軸方向延在は、RFアンテナアセンブリの軸方向端部に到達しない。この構成では、強い漂遊場が軸方向にRFアンテナアセンブリの外側で回避される。この構成は、必要とされない場所でRF場が生成されないため、電力効率も改善する。実際、この構成では、RF場は、RFアンテナアセンブリの外側で短い軸方向範囲にわたって減少する。例えば、中心B₁場強度は、コイル導体の端部の横断面において50％に低下する。

さらなる実施形態では、RFアセンブリのアンテナ導体のセットの横断コイルループは、TEM共振器として動作するように回路化される。これは、TEMコイルがより均一なRF場分布を生成する200MHzを超える高周波で特に有利である。この実施形態では、RFコイルアセンブリは、高周波（RF）スクリーンを備えている。 RFスクリーンは、アンテナ導体のセットが位置される円筒面から半径方向に外側に配置される。横断コイルループは、RFスクリーンに電気的に接続されるので、RFスクリーンは、横断コイルループに導入される電流のためのリターン経路を提供する。患者からのより大きい距離を有するリターン導体は、より広いストリップとすることができ、すなわち、リターン導体ストリップの幅は、RF場を送出するアンテナ素子として機能するストリップの幅よりも大きい。これにより、より優れたRFシールドが得られる。導電性ストリップは、プリント回路基板の技術及び設計を用いて容易かつ安価に製造される。検査されるべき患者が位置される検査ゾーンからのより大きな距離を有するリターン導体は、より広いストリップとすることができ、したがってより良好なRFシールドを提供することができる。アンテナが送信/受信アンテナとして使用される場合、より大きなRFシールドが、患者の腕への放射及び結合を防止するために考慮される。低インダクタンスは、導体への伝播効果が低減され、したがってより低い電界及びより低い損失並びにより高いSNRを意味する。特に、送信アンテナ素子として幅0.5乃至1.0cmのストリップが使用され、幅5乃至10cmのより広いストリップがリターン導体として使用される。アンテナが送信/受信アンテナとして使用される場合、より大きなRFシールドが、患者の腕への放射及び結合を防止するために考慮される。低インダクタンスは、導体への伝播効果が低減され、したがって、より低い電界及びより少ない損失を意味する。これは、導体上の均一な位相分布に起因する。

さらに別の実施形態では、表面導体は導電性ストリップとして形成される。これらの導電性ストリップは、導電性ストリップを通過する電流のための電流リターン経路を提供するように、RFスクリーンに接続される。 RFアンテナアセンブリのこの実施形態は、低いインダクタンスを有する。

別の実施形態では、前方及び後方RFアンテナアセンブリを有するRFアンテナ装置が提供される。前方RFアンテナアセンブリ及び後方RFアンテナアセンブリのそれぞれは、各円筒面上に配置されるアンテナ導体を有する。これらの各円筒面の曲率半径は異なっていてもよい。このジオミトリは、ボア空間の効率的な使用を更に可能にし、治療されるべき患者の断面形状をよりよく考慮に入れる。好ましくは、前方RFアンテナは、請求項1に記載されるアンテナ導体のセットの間に開口部を有する。随意に、後方RFアンテナは、請求項1に記載されるアンテナ導体のセットのグループの間に開口部を有することができる。これらの開口部は、放射ビームが、RFアンテナアセンブリの電子部品であるアンテナ導体を通過することなく、ターゲットゾーンに通過することを可能にする。別の実施形態では、アンテナ導体は、治療されるべき患者に適合するように変形可能又は可撓性である円筒面を形成する可撓性キャリア上に構成される。好ましくは、アンテナ導体自体は硬質であり、キャリア又はフォーマのような可撓性基板上に取り付けられる。 RFアンテナ装置は、その上にアンテナ導体を有するキャリアを撓ませることによって形成されることができる。アンテナ導体自体は変形されないので、変形時にRFアンテナ装置を（広範囲に）再調整する必要はない。

本発明のこれら及び他の態様は、以下に記載される実施形態を参照して、添付図面を参照して説明される。

本発明のRFアンテナアセンブリの一実施形態の3次元概略図を示す。 本発明のRFアンテナアセンブリ用のアンテナ導体のセットの例の概略図を示す。 本発明のRFアンテナアセンブリ用のアンテナ導体のセットの他の例の概略図を示す。 本発明のRFアンテナアセンブリ用のアンテナ導体のいくつかのセットの別の例の概略図を示す。 本発明のRFアンテナアセンブリ用のアンテナ導体の他のいくつかのセットの別の例の概略図を示す。 本発明のRFアンテナアセンブリのアンテナ素子のセットの例のRF場分布を表す図を示す。 本発明のRFアンテナアセンブリのアンテナ素子のセットの他の例のRF場分布の概略図を示す。 本発明のRFアンテナアセンブリが組み入れられた磁気共鳴検査システムの概略正面図を示す。 本発明が組み込まれた磁気共鳴検査システムの概略図を示す。

図1は、本発明のRFアンテナアセンブリの一実施形態の3次元概略図を示す。本発明のRFアンテナアセンブリは、多数のアンテナ導体のセット10を有する。アンテナ導体は、共振構造を構成するアンテナ素子を形成する。アンテナ導体のセット10は、角度方向及び軸方向に延在する開口部40を残す。開口部は、アンテナ素子のセットのグループの間に残される。示される例では、アンテナ導体11,13のこれらのセットのうちの12個が存在し、開口部40の両側に6つのセットが配置されている。これらの6つのセットの各々は、アンテナ導体のセットのグループを形成する。セットは、それらの間に開口部を残すように軸方向に移動される。これらのアンテナ素子のセットは、図1に概略的に部分的に示されている円筒面12上に配置される。円筒面は、アンテナ導体を担持する円筒形コイルフォーマであってもよい。円筒軸21は軸方向に配向される。磁気共鳴検査システムで使用されるとき、円筒軸は、磁気共鳴検査システムの主磁場の方向に沿って配向される。アンテナ導体のセットは、円筒面内に検査ゾーン23を残すように半径方向に22離れている。使用時に、RFアンテナアセンブリは、検査ゾーンにおいて動的RF（B₁）場を生成することができる。 MR画像誘導治療システムで使用されるとき、ガンマ線ビーム、高エネルギーX線、陽子又は高強度集束超音波のような治療用放射線ビームは、開口部40を通じて、検査ゾーン23における治療されるべき患者のターゲット領域に向かって通過する。この目的のために、本発明のRFアンテナアセンブリは、治療用放射線ビームのビーム経路が開口部を通過するように、MR画像誘導システムに取り付けられる。

本発明のRFアンテナアセンブリのアンテナ導体は、検査ゾーンにおいて空間的に均一なB₁場分布を生成するように構成されるが、軸方向及び角度方向に延在する開口部においてアンテナ導体は存在しない。アンテナ導体のセットの各々は、1つ以上の横断導体ループ13を備える表面導体ループ11を含む。図1に示される例では、2つの横断導体ループが各々の単一の表面導体に関連付けられている。表面導体ループは、一般に円筒面に配置される平坦な導体ループである。表面導体ループは、表面導体ループが延在する軸方向及び角度範囲で、及び円筒軸に向かう半径方向範囲に沿って、検査ゾーンにおけるB₁場を生成する。横断導体ループは、半径方向に延び、横断コイル導体から軸方向に延在するB₁場成分を生成する。アンテナ導体のセットの表面導体ループ及び横断コイル導体からのB₁磁場の寄与は、検査ゾーンにおける空間的に均一なB₁磁場分布に結合する。検査ゾーンのB₁磁場は、表面導体ループ及び横断導体ループに印加されるAC電流の位相及び振幅、周波数、時間、波形を制御することによって制御される。最も詳細な制御は、個々の表面及び各横断導体ループへの電流の独立制御によって実現される。アンテナ導体のセットの各々への電流が独立して制御されるとき、かなり詳細な制御が実現される。

図1に示されるように、表面導体ループは、円筒面内にループ領域を有する軸方向に細長い導体ループとして形成される。横断導体ループは、それぞれ半径方向及び軸方向に延在する横断導体ループである。横断導体ループは、半径方向に延在するループ領域を有し、軸方向に延在する。

図2及び図3は、本発明のRFアンテナアセンブリのためのアンテナ導体のセットの例の概略図を示す。図2は、1つの表面導体ループ11と2つの横断コイル導体131,133を備えるアンテナ導体のセット10の例を示す。横断導体ループ131,133は、開口部40の軸方向の境界まで軸方向に延在する。すなわち、開口部の境界は、角度方向導体111と、開口部40の側の半径方向導体135とによって形成される。開口部40から離れて向いている横断コイル導体の軸方向端部において、表面導体ループ11は、横断コイル導体131,133の軸方向延在を超えて軸方向に延在する。すなわち横断コイル導体は、RFアンテナアセンブリの軸方向の端部までずっと延在していない。従って、横断コイル導体のB₁場成分は、開口部40の軸方向範囲においてB₁場に寄与する開口部に良好に延在するが、横断コイル導体は、RFアンテナアセンブリの外側に軸方向に延在する大量のB₁場成分を生成しない。したがって、望ましくない漂遊B₁場が生成されず、RFアンテナアセンブリの電力効率が改善される。

図3には、本発明のRFアンテナアセンブリ用のアンテナ導体のセットの一例が示されている。ここで、横断導体ループ13は、RFアンテナアセンブリの円筒面の角度方向に沿って細長くなり、半径方向に延在する横断導体ループである。横断導体ループは、開口部40のエッジ部、すなわち表面コイルループ11の角度方向導体111の近くに配置される。この横断導体ループは主に、開口部40への軸方向にB₁場を生成する。横断導体ループのデカップリングは、容量性及び/又は誘導性デカップリングによって行われる。容量性デカップリングは、突出セクタを並列に接続し、共通キャパシタを使用することによって実現される。誘導性デカップリングは同様のアプローチで実現されることができる。

図4は、本発明のRFアンテナアセンブリ用のアンテナ導体のいくつかのセットの別の例の概略図を示す。このバージョンでは、各セットは、円筒面に配置される円筒領域セクション15と、円筒領域セクション15の領域に対してある角度をなして延在する横断突出セクション17とを有する単一の導体ループによって形成される。この単一の導体ループは、図4の単一導体ループのうちの1つのみで示されるように、横断導体ループ135と組み合わされてもよい。好ましくは、横断突出部は、半径方向に沿っており、すなわち、円筒領域セクションの領域に垂直である。横断突出部は、60度乃至120度の範囲の角度αで円筒領域セクションを横切っていてもよいが、α= 90度のとき、非常に良好な結果が得られる。このアンテナ導体のセットは、単一の導体ループから形成され、製造が容易である。導体の各セット、すなわち単一の導体ループへの電流が印加されるため、アンテナ素子のセットの各々への電流は容易に制御される。横断突出セクションは、主に開口部40の軸方向範囲内に延在するそのB₁場成分を生成する。円筒領域セクションは、主として細長い円筒領域セクションの軸方向範囲に沿ってそのB₁場成分を生成する。適切な共振特性を実現するために、円筒領域セクション15に同調コンデンサ31が設けられる。デカップリングコンデンサ32は、突出セクション17の容量性分離のために隣接する突出セクションを連結する。

図5の実施形態では、デカップリングインダクタンス42は、突出部17を誘導的にデカップリングする。デカップリングインダクタンス32は、突出部を誘導的にデカップリングするために、隣接する突出部を連結する。

図6及び7は、本発明のRFアンテナアセンブリのアンテナ素子のセットの例のRF場分布の概略図を示す。図6は、図4のアンテナ導体15,17のセットのうちの1つの角度方向及び半径方向のB₁場分布を図的に示す。図6は、コイルループの10cm下の平面内における円筒軸21を通って横方向平面におけるB₁場分布の概略図を示す。図6は、B₁場が負のz値で開口部40に軸方向に延在することを示している。円筒領域セクション15の反対の軸方向端部（正のz値）では、B₁場は、RFアンテナアセンブリの軸方向の延在を殆ど又は全く超えないで延在する。図7は、図3のアンテナ導体15,17のセットの1つの角度方向及び半径方向におけるB₁場分布を図示する。表面導体ループ11及び横断導体ループ13に印加される電流の位相は調整され得る。この特定のシミュレーションでは、垂直なより小さな横断ループ13の電流は、より大きな表面コイルループ11の3.75倍であった。ギャップ内の場生成の横方向偏差は、電流比及び意図される電流の位相によって制御される。位相及び電流比を変更する（実現するのがより難しい）ことによってもう1つの自由度を許容すると、図7に示されるように、これは改善されることができる。この場プロットは、45 度の位相比と共に、3.75の振幅比を選択することによって生成されることができる。

B₁場は、開口部40内に延在するように示されている。B₁場、特に、軸方向に対して配向されている導体10のセットからB₁場が延在する主軸120の角度分布は、表面導体ループに印加される電流と横断導体ループとの間の位相差によって決定される。

図8は、本発明のRFアンテナアセンブリが組み入れられた磁気共鳴検査システムの概略正面図を示す。磁気共鳴検査システムは、主磁石及び傾斜システムを備えた磁石システムが取り付けられたガントリ50を含む。ガントリ50には、患者テーブルなどの患者キャリア31が取り付けられている。患者キャリアは、検査されるべき（及び/又は治療されるべき）患者が配置される支持面32を有する。患者のキャリアは、軸21に沿って軸方向に移動可能である。軸21は、主磁場の方向に沿っている。 RFアンテナ素子は、患者キャリアの対向する側に配置される前方241及び後方242アンテナアセンブリを有する。前方RFアンテナアセンブリは、検査されるべき患者が位置される支持面32の側に取り付けられる。後方RFアンテナアセンブリは、一般に患者キャリア31の下にある患者キャリアの反対側に配置される。前方RFアンテナアセンブリ及び後方RFアンテナアセンブリの円筒面12は、異なる曲率半径を有する。これにより、主磁石内の利用可能なボア空間を効率的に使用することが可能になる。さらに、RFアセンブリは、このようにして、患者の断面形状に対応するように構成される。この対応は、フレキシブルキャリア上にアンテナ素子のセットを配置することによって、さらに改善され得る。

図8の例では、アンテナ導体のセット10の表面導体11は、軸方向に配向される導電性ストリップとして形成されている。 RFアンテナアセンブリは、アンテナ素子のセットから半径方向に配置される高周波（RF）スクリーンをさらに有する。導電性ストリップは、リターン電流経路を提供するRFスクリーンに結合される。この結合は、ガルバニック、誘導又は容量性であってもよい。 RFスクリーンを備えたRFアンテナ素子は、TEM共振器として電気的に接続されている。

図9は、本発明が使用される磁気共鳴イメージングシステムの詳細を概略的に示す。磁気共鳴イメージングシステムは、主コイル10のセットを備える主磁石を含み、これにより、安定した均一場が生成される。主コイルは、例えば、トンネル状の検査空間を囲むようにボアを形成するように構成されている。検査されるべき患者は、このトンネル形状の検査空間にスライドされる患者キャリア上に配置される。磁気共鳴イメージングシステムは、多数の傾斜コイル111,112を含み、それによって特に個々の方向の一時的な傾斜の形態で空間的な変化を示す磁場が均一な磁場に重なるように生成される。傾斜コイル111,112は、1つ以上の傾斜増幅器と制御可能な電源ユニットとを含む傾斜制御器121に接続されている。傾斜場コイル111,112は、電源ユニット121により電流が印加されることにより付勢され、このために、電源ユニットは、適切な時間的形状の傾斜パルス（「傾斜波形」とも呼ばれる）を生成するように傾斜コイルに電流を印加する電子傾斜増幅回路に適合される。傾斜の強さ、方向及び持続時間は、電源ユニットの制御によって制御される。磁気共鳴イメージングシステムは、RF励起パルスを生成し、磁気共鳴信号をそれぞれピックアップするための送信及び受信アンテナ（コイル又はコイルアレイ）113,116を含む。送信コイル113は、好ましくは、本体コイル13として構成され、それによって検査されるべき対象（の一部）が包囲されることができる。本体コイルは通常、検査されるべき患者30が、磁気共鳴イメージングシステムに配置されるとき、本体コイル113によって囲まれるように、磁気共鳴イメージングシステム内に配置される。本体コイル13は、RF励起パルス及びRFリフォーカスパルスの送信のための送信アンテナとして働く。好ましくは、本体コイル113は、送信RFパルス（RFS）の空間的に均一な強度分布を含む。同じコイル又はアンテナは通常、送信コイル及び受信コイルとして交互に使用される。典型的には、受信コイルは、各々が典型的には単一のループを形成する多数の要素を含む。ループの形状の様々なジオミトリ及び様々な要素の構成が可能である。送信及び受信コイル113は、電子送受信回路115に接続される。

送信及び受信として動作することができる1つ（又はいくつか）のRFアンテナ素子があることは留意される。さらに、典型的には、ユーザは、典型的には受信素子のアレイとして形成される特定用途の受信アンテナを使用するように選択することができる。例えば、表面コイルアレイ116は、受信コイル及び/又は送信コイルとして使用されることができる。このような表面コイルアレイは、比較的小さなボリュームで高い感度を有する。受信コイルは、プリアンプ123に接続される。プリアンプ123は、受信コイル116によって受信されるRF共鳴信号（MS）を増幅し、増幅されるRF共鳴信号は、復調器124に印加される。表面コイルアレイのような受信アンテナは、受信コイル復調器124に接続され、受信される前置増幅磁気共鳴信号（MS）は、復調器124によって復調される。プリアンプ123及び復調器124は、ディジタル的に実施され、表面コイルアレイに集積され得る。復調される磁気共鳴信号（DMS）は再構成ユニットに印加される。復調器124は、増幅されるRF共鳴信号を復調する。復調される共鳴信号は、イメージングされるべき対象の部分における局所スピン密度に関する実際の情報を含む。さらに、送受信回路115は、変調器122に接続される。変調器122及び送受信回路115は、RF励起パルス及びリフォーカスパルスを送信するように送信コイル113を作動させる。特に、表面受信コイルアレイ116は、無線リンクをよって送信及び受信回路に結合される。表面コイルアレイ116によって受信される磁気共鳴信号データは、送信及び受信回路115に送信され、（表面コイルを同調及び離調させるための）制御信号が無線リンクを介して表面コイルに送られる。

再構成ユニットは、復調される磁気共鳴信号（DMS）から1つ又はそれより多くの画像信号を導出する。画像信号は、検査されるべき対象のイメージングされる部分の画像情報を表す。実際には、再構成ユニット125は、好ましくは、復調される磁気共鳴信号からイメージングされるべき対象の部分の画像情報を表す画像信号を導出するようにプログラムされるディジタル画像処理ユニット125として構成される。再構成の出力上の信号はモニタ126に印加されるので、再構成される磁気共鳴画像がモニタ上に表示される。代わりに、さらなる処理又は表示を待っている間に、再構成ユニット125からの信号をバッファユニット127に格納することが可能である。

本発明による磁気共鳴イメージングシステムは、例えば（マイクロ）プロセッサを含むコンピュータの形態の制御ユニット120も備えている。制御ユニット120は、RF励起の実行及び一時的傾斜場の印加を制御する。このために、本発明によるコンピュータプログラムは、例えば、制御ユニット120及び再構成ユニット125にロードされる。

Claims (12)

1. 高周波アンテナアセンブリであって、
   -円筒面上にグループで構成されるアンテナ導体の複数のセットであって、相互に軸方向にオフセットされる前記セットのグループは、前記アンテナ導体のセットの間の軸方向及び角度方向に延在する開口部を残し、前記アンテナ導体のセットの各々は、円周方向及び軸方向にその領域を有する表面導体ループと、前記円筒面に対して半径方向に延在するその領域を有する少なくとも1つの横断導体ループとを含むアンテナ導体の複数のセット
   を有する、高周波アンテナアセンブリ。
2. アンテナ導体の個々のセットにおいて、前記表面導体ループを形成し、前記横断導体ループを形成する横断突出セクションに接続される円筒領域セクションが設けられ、前記円筒領域セクションは、前記円筒面上に配置され、前記横断突出セクションは半径方向に延在する、請求項１に記載の高周波アンテナアセンブリ。
3. 前記円筒領域セクションにおいて前記横断突出セクションは、単一の導電性ループを形成する、請求項２に記載の高周波アンテナアセンブリ。
4. アンテナ導体の個々のセットにおいて、2つの横断導体ループが前記表面導体ループと関連している、請求項１に記載の高周波アンテナアセンブリ。
5. 前記横断導体ループは、前記開口部まで軸方向に延在する、請求項１に記載の高周波アンテナアセンブリ。
6. 前記表面導体ループが、前記横断導体ループを超えて前記高周波アンテナアセンブリの軸方向端部に向かって軸方向に延在する、請求項１又は５に記載の高周波アンテナアセンブリ。
7. 前記横断導体ループはTEM共振器からループする、請求項１に記載の高周波アンテナアセンブリ。
8. 前記表面導体ループは表面コイルループである、請求項１に記載の高周波アンテナアセンブリ。
9. RFスクリーンをさらに有し、前記横断導体ループは、前記RFスクリーンに電気的に接続される導電性ストリップである、請求項１に記載の高周波アンテナアセンブリ。
10. 請求項１に記載の高周波アンテナアセンブリから構成される前方高周波アンテナアセンブリ及び後方高周波アンテナを有する高周波アンテナ装置であって、前記後方高周波アンテナアセンブリの前記円筒面の曲率半径は、前記前方高周波アンテナアセンブリの前記円筒面と異なる、高周波アンテナ装置。
11. 支持面を備える患者キャリアを有する磁気共鳴検査システムであって、請求項１に記載の高周波アンテナアセンブリは、前記支持面に対向する前記患者キャリア側に取り付けられるか、又は前記患者キャリアに一体化される、磁気共鳴検査システム。
12. 前記請求項１に記載の高周波アセンブリが、前記患者キャリアに対して可動に取り付けられるか、又は一体化される、請求項１１に記載の磁気共鳴検査システム。

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