自由にアクセス可能な検査ボリュームを持つＭＲ撮像システム
本発明は、磁気共鳴撮像システム１に関する。このシステムは、検査ボリューム２１内の一様な、安定した磁場を生成する主磁石と、少なくとも１つの進行モードにおいて上記検査ボリューム２１の軸に沿って進行するＲＦ波を誘導するＲＦ導波管１９と、上記検査ボリューム２１に配置される患者の体１０にＲＦパルスを送信し、及び／又は上記体からＭＲ信号を受信する少なくとも１つのＲＦアンテナ９であって、上記ＲＦアンテナ９が、上記ＲＦ導波管１９の上記少なくとも１つの進行モードに結合するよう構成され、上記検査ボリューム２１が自由にアクセス可能であるよう、上記ＲＦアンテナ９は、上記撮像システムに配置される、少なくとも１つのＲＦアンテナと、ＲＦパルスの時間的連続性を制御する制御ユニット１５と、上記受信されるＭＲ信号からＭＲ画像を再構成する再構成ユニット１７とを有する。更に、本発明は、ＭＲ撮像システム１のためのＲＦアンテナ９に関し、上記ＲＦアンテナ９が、少なくとも１つのリセス２３を持つ電気導電的プレート２２により形成される。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、磁気共鳴（ＭＲ）撮像の分野に関する。本発明は、進行するＲＦ波を導くＲＦ導波管と、ＲＦ導波管の少なくとも１つの進行モードに結合するよう構成される少なくとも１つのＲＦアンテナとを有するＭＲ撮像システムに関する。更に、本発明は一般に、ＭＲシステムに関するＲＦアンテナに関する。
【背景技術】
【０００２】
特に医療診断の分野において、２次元又は３次元画像を形成するために磁場及び核スピンの間の相互作用を利用する画像形成ＭＲ法が、今日では広く使われている。なぜなら、軟組織の撮像に関して、これらが多くの点で他の撮像方法より優れており、電離放射線を必要とせず、通常侵襲的でないからである。
【０００３】
一般のＭＲ方法によれば、検査される患者の体は、強い、一様な磁場において構成される。磁場の方向は、同時に、測定のベースとなる座標系の軸（通常ｚ軸）を規定する。磁場は、印加される磁場強度に基づき、個別の核スピンに関する異なるエネルギー準位を生み出す。このスピンは、規定された周波数、いわゆるラーモア周波数又はＭＲ周波数の交番電磁場（ＲＦ場）の印可により、励起されることができる（スピン共鳴）。巨視的な視点からは、個別の核スピンの分布は、適切な周波数の電磁パルス（ＲＦパルス）の印加により平衡状態から偏向されることができる全体の磁化を生み出す。一方、磁場は、ｚ軸に垂直に延在する。その結果、磁化が、ｚ軸の周りで歳差運動を実行する。
【０００４】
磁化の変動は、磁化の変動がｚ軸に垂直な方向で測定されるようにＭＲデバイスの検査ボリュームにおいて構成され、及び方向付けられる受信ＲＦアンテナを用いて検出されることができる。
【０００５】
体における空間分解能を実現するため、３つの主軸に沿って延在する線形傾斜磁場が、一様な磁場に重畳される。これは、スピン共鳴周波数の線形空間依存をもたらす。すると受信アンテナにおいて受信される信号は、体における異なる位置に関連付けられることができる異なる周波数の要素を含む。受信アンテナを介して得られる信号データは、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ドで取得される複数のラインを含む。各ラインは、複数のサンプルを集めることによりデジタル化される。ｋ空間データのセットは、例えばフーリエ変換を用いてＭＲ画像に変換される。
【０００６】
近年、ＭＲ撮像システムの設計において、２つの強い傾向が見られる。１つは、高い磁場強度（３テスラ以上）で作動するＭＲ撮像システムの臨床的必要性及び臨床的受容性が、明らかになったことである。他方は、ＭＲシステムの検査ボリュームの寸法（インナーボア直径）が、着実に増加していることである。
【０００７】
Brunnerら（Nature、457巻、2009、994-998頁）は、高磁場ＭＲ撮像に関する進行波手法を提案した。検査される患者は、ＲＦ導波管内に配置される。このＲＦ導波管は、少なくとも１つの進行モードにおいて、長手方向ボア軸に沿って進行するＲＦ波を誘導するのに使用される。進行するＲＦ波は、ＭＲ撮像装置の検査ボリュームを通り伝搬し、磁気共鳴を励起及び検出するのに用いられる。この概念の基本的な利点は、優れたＲＦ範囲と、検査ボリュームにわたり高次のＲＦ一様性とを可能にする点にある。このため、進行波ＭＲ撮像は、医療ＭＲ撮像に利用可能な最高の磁場強度及びより大きなボア直径の同時採用を容易にする可能性を持つ。
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００８】
しかしながら、斯かる進行波を用いるＭＲ撮像は、新しいタイプのＲＦアンテナを必要とする。検査される体のニアフィールドに結合する代わりに、進行波アンテナは、ＲＦ導波管の進行モードに結合しなければならない。既知の手法では、ＭＲ撮像装置の円筒状ボアのオープンエンドに配置される円形分極されたパッチアンテナが用いられる。この構成の問題は、それがインナーボアに対するオープンアクセスを不可能にする点にある。これは、患者の監視及び患者のアクセスしやすさにとって致命的であり、両者は、ＭＲ撮像及びＭＲ誘導医療介入において特に重要である。
【０００９】
上記から、改良されたＭＲ撮像システムに関する必要性が容易に理解される。結果的に本発明の目的は、大きな及び容易にアクセス可能なインナーボアを持つＭＲ撮像システムを提供することである。更に、ＭＲ撮像システムは、高い主磁場強度での高品質ＭＲ撮像を可能にする。
【課題を解決するための手段】
【００１０】
本発明によれば、検査ボリューム内の一様な、安定した磁場を生成する主磁石を有するＭＲ撮像システムが開示される。このＭＲシステムは、少なくとも１つの進行モードにおいて上記検査ボリュームの軸に沿って進行するＲＦ波を誘導するＲＦ導波管を更に有する。更に、このシステムは、上記検査ボリュームに配置される患者の体にＲＦパルスを送信し、及び／又は上記体からＭＲ信号を受信する少なくとも１つのＲＦアンテナを有する。上記ＲＦアンテナが、上記ＲＦ導波管の上記少なくとも１つの進行モードに結合するよう構成される。上記検査ボリュームが自由にアクセス可能であるよう、上記ＲＦアンテナは、上記撮像システムに配置される。即ち、検査ボリュームを有する磁石のインナーボアは、アクセス可能なように開かれている。更に、このシステムは、ＲＦパルスの時間的連続性を制御する制御ユニットと、上記受信されるＭＲ信号からＭＲ画像を再構成する再構成ユニットとを有する。
【００１１】
このＭＲ撮像システムは、上述した進行波概念を用いる。進行波概念は、ワイドボア磁石システムを用いて高磁場強度で高品質なＭＲ撮像を可能にする。従来の進行波手法において、進行波が、検査される患者から離れて生成及び検出されることができるという事実を利用するため、ＲＦアンテナは、磁石ボアのオープンエンドで検査ボリュームの外側に配置される。しかしながら、磁石のインナーボアに対する開かれたアクセスは、こうして妨害される。本発明によれば、対照的に、ＲＦ導波管の進行モードに結合するＲＦアンテナは、検査ボリュームが自由にアクセス可能であるように、検査ボリューム内に配置されるか、又はＲＦアンテナは、検査ボリュームの外側に、例えば磁石ボアのオープンエンドに対して何らかの距離を開けて配置される。その結果、磁石のインナーボアがＲＦアンテナにより何ら妨害されない。
【００１２】
結果として、本発明のＭＲ撮像システムは、従来の構成を越える実質的な利点である、検査ボリュームに対する完全なアクセスを可能にする。更に、ＲＦ一様性の改善は、本発明による検査ボリューム内にＲＦアンテナを配置することにより、例えば（マルチエレメント）ＲＦアンテナの対応するように最適化された設計を用いることにより、実現されることができる。インボアアンテナは、それ自体がマルチエレメントデバイスである必要はない。
【００１３】
従来技術と比較して、本発明のＭＲ撮像システムは、磁石ボア内により多くの空間を提供する。これは、介入的な用途にとって有利であり、患者フレンドリーな設計を可能にする。
【００１４】
本発明の好ましい実施形態によれば、ＲＦアンテナは、ＭＲ撮像システムの患者テーブルの下に配置される又は患者テーブルに一体化される。オプションで、ＲＦアンテナは、システムのグラジエントコイルのリセス又はシステムのＲＦシールドに配置されることができるか、又は、システムＲＦシールド又はグラジエントコイル自体に一体化されることができる。結果として、本発明によるＭＲ撮像システムにおいて、検査される体のニアフィールドに結合する従来のヘッド又はボディＲＦアンテナが、完全に除かれることができる。これらの従来のＲＦアンテナ、典型的にはバードケージ又はＴＥＭ（横断電磁気）共振器は、患者の体を接近して囲み、これにより、磁石ボア内の自由空間を限定する。自由なボア直径の増加は、患者の体にＲＦパルスを送信及び／又は体からＲＦ信号を受信するＲＦアンテナを、患者テーブルに又は患者テーブルの下に、ＲＦシールド又はグラジエントコイルのリセスに配置することにより、又はＲＦアンテナをＲＦシールド及び／又はグラジエントコイルに一体化することにより、実現される。進行波手法を用いて、及び３Ｔを越える磁場強度のための直角位相ボディコイルといった従来のボリューム送信機を省略することで、自由なボア直径が明らかに増加されることが出来る点に留意されたい。この理由は、従来の（ニアフィールド）送信機が、３Ｔを越える磁場強度において所望される一様な励起を生み出さない点にある。
【００１５】
好ましくは、本発明によるＭＲ撮像システムの少なくとも１つのＲＦアンテナは、電気導電的プレートにより形成される。このプレートにおいて、少なくとも１つのリセスがオープンであるままにされる。リセスは、例えば、スロット形状とすることができる。一般に、スロット線アンテナが用いられることができる。これは、例えば、金属プレートにおけるスリット、細長く切られた金属枠（キャビティバックドスリット）、細長く切られた導波路構造、上述した可能なデザインのいずれかにおける複数のスリットを用いるアンテナアレイ、又は所望の関心領域における所望の磁場形状の生成のための曲がった又は任意の形状のスリットとして実現されることができる。
【００１６】
リセス（又は、スリット）のエッジでの電磁場分布が、ＲＦ導波管に結合される電磁放射線の放出をもたらす。進行波送信及び／又は受信ＲＦアンテナは、導電性プレート内の細長いスロット形状のリセスのアレイにより実現されることができる。斯かるＲＦアンテナが、ディスクリート（discreet）チューニングコンデンサを必ずしも必要とするわけではない。ＭＲ共鳴周波数へのチューニングは、適切な容量性又は低損失誘電負荷を用いて及び／又は幾何学的な設計により実現されることができる。導電性プレート内のスロット形状のリセスの構成は、検査ボリューム内のＲＦ範囲及び一様性の最適化を可能にする。導電性プレートは、検査ボリュームにおいて利用可能な最大の空間に関してＭＲシステムに最適に適合するよう、ＭＲ磁石システムのインナーボアの湾曲を整合させて、例えばカーブさせることができる。
【００１７】
少なくとも１つのリセスがオープンであるままにされる電気導電的プレートにより形成される前述のＲＦアンテナが、少なくとも１つの進行モードにおいて検査ボリュームの軸に沿って進行するＲＦ波を誘導するＲＦ導波管の存在を必ずしも必要とするわけではない点に留意されたい。スロット線アンテナの適切な空間及び電気特性を選択することにより、このアンテナは、追加的なＲＦ導波管の存在なしに従来のＭＲ撮像システムにおいて用いられることができる。結果的に、斯かるスロット線アンテナは、従来のＲＦアンテナを置換するために用いられることができる。しかしながら、また、従来のＲＦアンテナとの組み合わせも可能である点に留意されたい。
【００１８】
このため、本発明は、ＲＦアンテナが少なくとも１つのリセスを有する電気導電的プレートにより形成されるＭＲ撮像システムに関するＲＦアンテナにも関する。本発明は、検査ボリューム内の一様な、安定した磁場を生成する主磁石を有するＭＲ撮像システムにも関する。このシステムは更に、上記検査ボリュームに配置される患者の体にＲＦパルスを送信し、及び／又は上記体からＭＲ信号を受信する少なくとも１つのＲＦアンテナであって、上記ＲＦアンテナが、少なくとも１つのリセスを有する電気導電性プレートにより形成される、少なくとも１つのＲＦアンテナを有する。更に、このシステムは、ＲＦパルスの時間的連続性を制御する制御ユニットと、上記受信されるＭＲ信号からＭＲ画像を再構成する再構成ユニットとを有する。この場合、進行波がボアにおいてラーモア周波数で伝搬することができないものとして規定される従来のＭＲ撮像システムが、使用されることができる。即ち、進行波概念は、この場合オプションである。にもかかわらず、進行波手法と組み合わせて、少なくとも１つのリセスを有する電気導電的プレートにより形成されるＲＦアンテナに関する記載を通して説明されたすべての概念は、進行波がボアにおいてラーモア周波数で伝搬することができないものとして規定される従来のＭＲ撮像システムにおいて用いられることができる。
【００１９】
一般に、インボア送信／受信スロット線共振器アレイが用いられることができる。結果的に、コンデンサのような、ディスクリートチューニング要素がわずかしか必要ない又は全く必要ないスロット線構造のアレイから成るアンテナパターンが提供されることができる。全体のＲＦ電流は、ディスクリートストリップに沿う代わりに、幅広い分散された表面にわたり流れる。この表面は、容量性又は低損失誘電負荷、機械的なチューニング、又は例えば（ＰＩＮ）ダイオードを用いる電気チューニングを介してチューニングされることができる。これらの方法の組合せも可能である。
【００２０】
スロット線概念は、従来のニアフィールドコイル要素と組み合わせられることができ、ＲＦシステム及びグラジエントコイルの設計自由度を増加させる。スロット線アンテナは、従来の相互結合ボリューム共振器又はマルチ送信コイルアレイとして駆動されることができる。ＭＲシステムにおいてボディコイルを置換する他に、スロット線アンテナは、例えば頭撮像に関する表面（ＴｘＲｘ）（送信／受信）アレイコイル又は挿入ボリュームコイルとして用いられることもできる。
【００２１】
これは、ＭＲシステムがより低価格で提供されることができるという利点を持つ。スロット線アンテナが、わずかな量の空間だけを必要とするので、これは結果として、例えば介入的な用途及び患者フレンドリーなデザインのためのＭＲシステムのボア（即ち検査ボリューム）におけるより多くの空間を生じさせる。
【００２２】
本発明の好ましい実施形態によれば、ジオメトリ、即ち少なくとも１つのリセスの形状、サイズ及び／又は位置は、可変である。これは、例えば機械的に実現されることができる。このため、導電性プレートは、互いに対して相対的に移動可能である複数のプレートセクションを有することができる。代替的に、導電性プレートの少なくとも１つのリセスは、上述したように、リセスの有効なジオメトリを修正するため、１つ又は複数の切り替え可能なＰＩＮダイオード及び／又は１つ又は複数のコンデンサにより架橋されることができる。ＲＦアンテナのこの変動は、検査ボリューム内のＲＦ場分布を最適化するためだけでなく、チューニング目的のために用いられることができる。これは、ＲＦシミングと呼ばれる。
【００２３】
マルチエレメント送信システムを形成する１つ以上のスロットを用いて、所与の関心領域における改良されたＲＦ範囲、改良された一様性及び／又は改良された、即ち低減された比吸収率（SAR）が生じるよう、スロットの位置、サイズ及び形状が選択されることができる。
【００２４】
本発明の追加的な実施形態によれば、ＭＲシステムが、上記検査ボリューム内の異なる空間方向において切り替えられた傾斜磁場を生成する複数のグラジエントコイルを更に有し、上記グラジエントコイルが、上記検査ボリュームを少なくとも部分的に囲む湾曲した体上又は体内に構成される電気導体を有し、上記ＲＦアンテナの導電性プレートは、上記湾曲した体の湾曲に整合する態様で曲げられ、上記ＲＦアンテナが、上記湾曲した体に隣接して配置される。この実施形態において、ＭＲ撮像システムのグラジエントコイルは、検査ボリュームを少なくとも部分的に囲む湾曲した、例えば円筒状の体上又は体内に構成される電気導体を有する。この場合、ＲＦアンテナは、グラジエントコイルの形状に対応して形づくられ、磁石のインナーボア内の最大自由空間を得るため、グラジエントコイルに隣接して構成される。すでに上述した様に、ＲＦアンテナは例えば、グラジエントコイルのボディに形成されるリセスに配置されることができる。こうして磁石ボアに対する増加されたオープンアクセスが提供される。
【００２５】
好ましくは、湾曲したグラジエントコイルボディが、検査ボリュームの軸に沿って分割（又は、部分的に分割）される。導電性プレートにおけるリセスは本実施形態において、グラジエントコイルボディの分割された部分の間のギャップに沿って延びる円周スロットとして形成されることができる。双極子のような特性を持つＲＦアンテナがこうして得られる。この場合、双極子軸は、磁石ボアの長手方向軸に垂直な長手軸と平行する。
【００２６】
本発明の追加的な実施形態によれば、ＲＦアンテナは、非ディスクリート要素だけを用いて、ＲＦ周波数へとチューニングされる。このチューニングは、静的な又は動的に実現可能なチューニングとすることができる。これは例えば、リセスのサイズを変化させる機械的に可動する要素を用いて上述したように行われる。しかしながら、一般に、所与の周波数に関するスロット線構造がコンデンサといった任意のディスクリート要素を用いることなしに実現される場合、斯かるスロット線アンテナの製造コストはかなり低く保たれる。更に、電気要素の故障のリスクは、最小化される。スロット線構造のアンテナ特性を変化させることは、（上述したように）構造の空間寸法を変化させることにより、又は構造に誘電物質を提供することにより実現されることができる。例えば、アンテナは、誘電物質内部に又はこの上に個別にロードされることができる。このアンテナは、金属とは別の物質から、例えば人工磁気導体（ＡＭＣ）から又はカーボンナノチューブから製造されることもできる。
【００２７】
本発明の追加的な実施形態によれば、アンテナのスロット線アレイ構造は、局所表面受信コイルと組み合わせられることができる。また、より低い周波数でチューニングされる送信又は受信コイルとの組合せが可能である。この場合、１つのコイルは、例えばフッ素ＭＲ撮像に関して使用され、他のコイルは、陽子ＭＲ撮像に関して用いられることができる。更に、スロット線アンテナ、ダイポールアンテナ、ＴＥＭアンテナ、パッチアンテナ及びループ要素は、ＭＲシステムの最適化されたＲＦ送信又は受信能力を得るため、適切な態様で混合されることができる。これは、マルチ共鳴励起パターン、アクティブシミングに関するＰＩＮダイオードを用いるアクティブスリット長チューニング、及び更に上述したように円筒状ボアの可変誘電負荷によるＲＦシミングと組み合わせられることができる。
【００２８】
本発明の追加的な実施形態によれば、ＲＦアンテナは指向性アンテナである。この場合、指向性アンテナは、検査ボリュームの方へ向けられる指向性アンテナ特性を有する。
【００２９】
従来の（ボディ）コイルが、サンプルの反応的なニアフィールドに結合し、従って、サンプル損失によりロードされる間、伝搬波励起アンテナは、ＭＲシステムの円筒状導波管のモードに結合する。従来のＭＲコイルが、極めて高い磁場で円筒状導電ボア内部でのニアフィールドレジームにおいて作動されるが、ＭＲ周波数が導波管のカットオフ周波数以下であればすぐに、シリンダー自体が導波管として機能する。電磁気エネルギーは、進行波によりシリンダーを通り運搬される。所与の円筒状ボアのカットオフ周波数は、誘電負荷によりかなり低下されることができる。
【００３０】
最初は波伝搬を許可しないボアにおいて進行波励起を実現するため、シリンダーの表面上又は患者支持部に下において、高誘電率の物質での誘電充填が適用されることができる。患者の体の存在は、追加的な誘電負荷効果によりカットオフ周波数を更に減らす。検査ボリュームが自由にアクセス可能であるよう、例えば検査ボリュームを含むＭＲボアの外側で撮像システムに配置される指向性ＲＦアンテナを用いることにより、進行波が、ＭＲシステムの検査ボリューム内部で励起される。
【００３１】
メインビームの方向におけるゲインより実質的に大きなアンテナゲインを持つことで、指向性アンテナのアレイは、ボアにおける所与のＢ１場に関して必要とされるＲＦ増幅器パワーを下げるのに用いられることができる。更に、指向性アンテナ特性は、斯かるＭＲＩシステムの励起条件を調整することを可能にする。
【００３２】
更に、斯かるアンテナシステムは、ボアに一体化されるか、又は磁石のエッジに配置されることもできる。アンテナ要素は例えば、なおボアに対する自由なアクセスを可能にするスキャナのサービス端部に配置されることができる。これは、システムをコンパクトに保ちつつ、ボア直径における重要な増加を提供することができる。
【００３３】
本発明の追加的な実施形態によれば、ＲＦアンテナは、検査ボリュームの方へ向けられるアンテナ特性を提供する周期的アンテナ構造を有する。
【００３４】
本発明の実施形態によれば、ＭＲシステムは、斯かるアンテナにより最適化された送信及び受信能力を提供する利点を持つＲＦアンテナのフェーズドアレイを有することができる。結果的に、検査ボリュームにおける励起場が、外部アンテナ設計により形成されることができる。
【００３５】
本発明の追加的な実施形態によれば、ＲＦアンテナは、ヤギタイプのアンテナ又は螺旋状に構造化されたアンテナである。更に、このアンテナは、ダイポール及び／又は４分の１波長線路構造アンテナとすることができる。
【００３６】
斯かる指向性アンテナの追加的な利点は、これらのアンテナが、任意のコンデンサなしに、より簡単でより安価なアンテナ構造を有するということである。アンテナサイズは、例えば誘電物質内部又はこの上にアンテナを個別にロードすることにより、所望の態様で構成されることができる。進行／伝搬モード励起及び従来のニアフィールド励起の組合せを実現するため、従来のＲＦアンテナを持つ進行波アンテナ構成の組合せが可能である点に留意されたい。例えば、フェーズロックモードにおいて、進行モードアンテナは、「ベース」分極目的で用いられることができ、例えばＴＥＭ又はストリップラインアンテナといった局所アンテナが、例えばＲＦシミングといった追加的な目的で用いられることができる。更に、ＲＦシミングは、円筒状ボアの可変誘電負荷により可能である。
【００３７】
本発明の追加的な実施形態によれば、共振受動アンテナ構造が、進行波伝搬を容易にするため、検査ボリュームの近くで用いられることができる。例えば、進行波アンテナ構成を駆動するのに必要とされるパワーを減らすことを可能にする局所的に強化されたＢ１を提供するため、スロット又は双極子が、共振構造として患者テーブルにおいて用いられることができる。
【００３８】
本発明の追加的な実施形態によれば、進行波アンテナは、ＭＲ磁石のカバーの下に隠されることができるか、又はＭＲシステムのグラジエントコイルに一体化されることさえできる。
【００３９】
本発明の追加的な実施形態によれば、ＲＦアンテナが、検査ボリュームの外側に配置され、ＭＲ磁石自体の外側にさえ配置される場合に、ＲＦ波の不必要な反射を回避するため、ＭＲ磁石を囲むＲＦ室だけでなく、ＭＲ磁石自体が、ＲＦ吸収特性を持つ。
【００４０】
外部進行波アンテナは、アンテナ自体の上に又はアンテナの近くに配置される増幅器と共に駆動されることができる。これは、コンパクトなアンテナ構造を可能にする。
【００４１】
本発明の更に別の好ましい実施形態によれば、ＲＦ導波管は、検査ボリュームを囲むオープンエンドの管により形成される。この管は、ＭＲ撮像システムの磁石ボアを規定する。この管は、円形又は楕円形状を持つことができる。ＭＲ周波数が管の寸法により決定されるカットオフ周波数を越える場合、この管は導波管として機能する。これは、高い磁場強度及び大きなインナーボア直径の場合である。ボア内で生成されるＲＦ場の電磁気エネルギーは、進行波により管を通り運搬される。例えば磁石のインナーボアに沿って並ぶ電気導電的スクリーン又はメッシュは、本発明による導波管として用いられることができる。
【００４２】
この管は、選択された進行モードにおいて進行するＲＦ波の誘導を可能にするため、電気導電的パターン構造を有することができる。電気導電的パターンは、導波管内の電流経路を決定する。望ましくないより高次のモードの伝搬は、こうして抑制されることができる。
【００４３】
本発明の更に追加的な好ましい実施形態によれば、ＭＲ撮像システムは、体の限定された領域からＭＲ信号を受信する、検査ボリューム内に配置される少なくとも１つの表面アンテナを有する。こうして、進行波ＲＦ励起は、例えば、検査される体のニアフィールドに結合する、従来の（調整可能な）ＲＦ表面コイルのアレイを用いて、ＭＲ信号の局所検出と組み合わせられることができる。このハイブリッド手法は、ＭＲ撮像装置のＲＦシステムの設計における追加的な自由度を提供し、有利にはＲＦ表面アンテナを介する近距離検出の高い感度と、進行波励起の改良されたＲＦ範囲及び一様性とを結合する。
【００４４】
スロット線構造アンテナと進行波アンテナとは共に、ＲＦ励起目的、励起後のＭＲ信号の受信又はこれらの組み合わせのために使用されることができる点に留意されたい。
【図面の簡単な説明】
【００４５】
【図１】本発明によるＭＲ撮像システムを概略的に示す図である。
【図２】ＭＲ撮像システムの検査ボリュームにおいて患者の下に配置されるスロットタイプのＲＦアンテナのスケッチを示す図である。
【図３】本発明による個別のＲＦアンテナを示す図である。
【図４】本発明によるＲＦアンテナを形成するスロットの平面アレイを示す図である。
【図５】フィードを持つ平面スロット線アンテナを示す図である。
【図６】スロット線アンテナに接続されるＲＦチェーンを示す図である。
【図７】スロット線アンテナを搬送する細長く切られた金属プレートを示す図である。
【図８】スロット線アンテナのアレイを示す図である。
【図９】誘電物質と組み合わせたスロット線アンテナを示す図である。
【図１０】スロット線アンテナに関する異なる離調戦略を示す図である。
【図１１】分割されたグラジエントコイルを持つＭＲシステムにおけるスロット線アンテナを示す図である。
【図１２】グラジエントコイルにリセスを持つＭＲシステムにおけるスロット線アンテナを示す図である。
【図１３】本発明によるＭＲ撮像システムを通る長手方向の切断を示す図である。
【図１４】外部ヤギアンテナを示す図である。
【図１５】誘電層上の平面指向性アンテナを示す図である。
【図１６】指向性アンテナ構造の個別の要素の異なるパターンを示す図である。
【図１７】ヘリカルアンテナ設計を示す図である。
【図１８】回状場を生み出す指向性アンテナを示す図である。
【図１９】指向性アンテナ及び進行波構造の組合せを示す図である。
【図２０】複数の個別の指向性アンテナの組合せを示す図である。
【発明を実施するための形態】
【００４６】
図面は、本発明の好ましい実施形態を開示する。しかしながら、この図面は、説明のためだけに設計され、本発明の範囲を規定するものではない点を理解されたい。
【００４７】
図１を参照すると、ＭＲ撮像システム１が示される。実質的に一様な、時間的に一定の主磁場が検査ボリュームを通りｚ軸に沿って作成されるよう、このシステムは、超伝導又は抵抗性の主磁石コイル２を有する。
【００４８】
磁気共鳴生成及び操作システムは、ＲＦパルスのシリーズ及び切り替えられる傾斜磁場を適用して、核磁気スピンを反転させ又は励起させ、磁気共鳴を誘導し、磁気共鳴をリフォーカスし、磁気共鳴を操作し、磁気共鳴を空間的に又は他の態様でエンコードし、ＭＲ撮像を実行するためスピンその他を飽和させる。
【００４９】
より特異的には、グラジエントパルス増幅器３が、検査ボリュームのｘ、ｙ及びｚ軸に沿って全体の体グラジエントコイル４、５及び６の１つを選択するため、電流パルスを適用する。ＲＦ送信機７は、送信／受信スイッチ８を介して、検査ボリュームにＲＦパルスを送信するＲＦアンテナ９にＲＦパルス又はパルスパケットを送信する。典型的なＭＲ撮像シーケンスは、互いに一緒にとられる短い持続時間のＲＦパルスシークエンスのパケットから作られ、任意の印加傾斜磁場が、核磁気共鳴の選択された操作を実現する。ＲＦパルスは、飽和させ、共鳴を励起させ、磁化を反転させ、共鳴をリフォーカスさせ、又は共鳴を操作するのに使用され、検査ボリュームに配置される体１０の部分を選択するのに使用される。ＭＲ信号は、ＲＦアンテナ９により受信されることもできる。
【００５０】
体１０の限られた領域のＭＲ画像の生成のため、例えばパラレルイメージングを用いて、局所アレイＲＦコイル１１、１２及び１３のセットが、撮像に関して選択される領域に隣接して配置される。アレイコイル１１、１２及び１３は、ＲＦアンテナを介して遂行されるＲＦ通信により誘導されるＭＲ信号を受信するのに用いられることができる。しかしながら、検査ボリュームにＲＦ信号を送信するのにアレイコイル１１、１２及び１３を用いることも可能である。
【００５１】
結果として生じるＭＲ信号は、ＲＦアンテナ９により及び／又はＲＦコイル１１、１２及び１３のアレイにより受信され、好ましくはプリアンプ（図示省略）を含む受信機１４により復調される。受信機１４は、送信／受信スイッチ８を介してＲＦコイル９、１１、１２及び１３に接続される。
【００５２】
ホストコンピュータ１５は、グラジエントパルス増幅器３及び複数の撮像シーケンスのいずれかを生成する送信機７を制御する。例えば、エコープラナー撮像（ＥＰＩ）、エコーボリューム撮像、グラジエント及びスピンエコー撮像、高速スピンエコー撮像等の撮像シーケンスがある。選択されたシーケンスに対して、受信機１４は、各ＲＦ励起パルスのあとに立て続けに、単数又は複数のＭＲデータラインを受信する。データ取得システム１６は、受信信号のアナログデジタル変換を実行し、追加的な処理のため適切なデジタルフォーマットへと各ＭＲデータラインを変換する。現代のＭＲデバイスにおいて、データ取得システム１６は、raw画像データの取得に特化した分離したコンピュータである。
【００５３】
究極的に、デジタルraw画像データは、フーリエ変換又は他の適切な再構成アルゴリズムを適用する再構成プロセッサ１７により、画像表現へと再構成される。ＭＲ画像は、患者を通る平面スライス、パラレル平面スライスのアレイ、３次元ボリューム等を表すことができる。画像は、画像メモリに格納される。そこでは、画像が、スライス、プロテクション又は画像表現の他の部分を、例えば、ビデオモニタ１８を介する視覚化のための適切なフォーマットへと変換するためにアクセスされる。このことは、結果として生じるＭＲ画像についての人間が見ることができる表示を提供する。
【００５４】
図１には、ＲＦ導波管１９も示される。これは、以下において図２を参照して、より詳細に説明されることになる。
【００５５】
図２は、ＭＲ撮像システム１の検査ボリュームにおいて患者１０の下に配置されるスロットタイプＲＦアンテナのスケッチを示す。図２に示される実施形態では、図１のＭＲ撮像システム１は更に、ＲＦ導波管１９を有する。このＲＦ導波管１９は、少なくとも１つの進行モードにおいて検査ボリュームのｚ軸に沿って進行するＲＦ波を誘導する。ＲＦ導波管１９は、体１０を囲む構造により形成されることができる。この構造は、例えばグラジエントコイル４、５又は６、主な磁石コイル２の低温保持装置の壁及びＲＦスクリーン（図示省略）である。代替的に、ＲＦ導波管１９は、図２において参照符号１９で表されるような検査ボリュームを囲む、円形、楕円、矩形又はテーパー断面の別々に提供されるオープンエンドの管とすることができる。磁石の内壁に沿って並ぶ電気導電的スクリーン又はメッシュが、ＲＦ導波管１９として用いられることができる。ＭＲ周波数がＲＦ導波管１９の寸法により決定されるカットオフ周波数を越える場合、ボア内のＲＦアンテナ９を介して生成されるＲＦ場の電磁気エネルギーは、進行波によって導波管１９を通り運搬される。
【００５６】
図２を更に参照すると、図１のＲＦアンテナ９は、ＭＲ撮像システムの患者テーブル２０２の下に配置される。患者テーブル２０２自体は、ＭＲ撮像システム１のブリッジ２０４上に移動可能であるよう配置される。管形状のＲＦ導波管１９は、磁石のインナーボアを規定する。インナーボアは即ち、ＭＲ撮像システム１の検査ボリューム２１を構成する自由空間である。図２から分かるように、最大限自由なボア直径は、ＲＦパルスを送信する及び／又は体１０からＭＲ信号を受信するＲＦアンテナを患者テーブル２０２の下に配置することにより実現される。図２に示される実施形態では、ＲＦアンテナ９は、スロット線アンテナ２００により形成される。
【００５７】
結果的に、検査ボリューム２１が自由にアクセス可能であるよう、ＲＦアンテナ９は、撮像システムに配置される。
【００５８】
これは、検査ボリューム及び従って患者１０が、ＭＲシステム１の左側２０８及び右側２１０の両方から自由にアクセスできるという利点がある。この場合、左及び右側２０８及び２１０は、ｚ軸に沿ってＭＲシステムを通る長手方向切断に関して図２において規定される。
【００５９】
この場合も、スロット線アンテナ２００がＲＦ導波管１９の存在なしに適用及び使用されることもできる点に留意されたい。従って導波管は、本実施形態においてオプションである。
【００６０】
スロット構造２００（図４参照）の実施形態は、スロット線アンテナ２００により形成される個別のＲＦアンテナ９を示す図３を参照して、以下により詳細に述べられる。スロット線アンテナ２００は、スロット形状のリセス２３がオープンであるままにされる電気導電的プレート２２を個別の要素として含む。リセス２３のエッジでの電磁場分布が、（オプションの）ＲＦ導波管１９（図２を参照）に結合されることができる電磁放射線の放出をもたらす。進行波励起のために選択されるモードに基づき、このリセスが、ＭＲ撮像システム１のｚ軸に垂直に構成されることができる。リセス２３は、検査ボリューム２１内のＲＦ場分布を最適化するよう構成される湾曲形状又は他の任意のジオメトリとすることもできる。図３に示される実施形態において、送信／受信スイッチ８を介してＲＦアンテナ９をＲＦ送信機７（図１を参照）に接続する１つ又は複数のフィード点２４が、スロット形状のリセス２３の間の中心に配置される。
【００６１】
図３に示されるアンテナ要素は、単一のスロット２３を有する個別のＲＦアンテナ要素である。フィード点２４は、対称形のバランスの取れた励起のため、スロット２３の対向するエッジに構成される。ＲＦ送信機７（図１参照）として使用されるＲＦパワーＭＯＳＦＥＴの出力は、ＲＦアンテナ９の低インピーダンス励起を得るため、フィード点２４に直接接続されることができる。
【００６２】
図４は、本発明によるＲＦアンテナ９を形成するスロット２３の平面アレイ２００を示す。本実施形態において、進行波送信及び／又は受信ＲＦアンテナ９が、導電性プレート２２内の細長いスロット形状のリセス２３のアレイにより実現される。斯かるＲＦアンテナは好ましくは、ディスクリートチューニングコンデンサを必要としない。ＭＲ共鳴周波数のチューニングは、適切な容量性又は低損失誘電負荷（図示省略）を用いて簡単に実現されることができる。しかしながら、一般に、スロット線アンテナのチューニングは、スリット長及び／又は幅の機械的及び／又は電気的な変動により実現されることができる。導電性プレート２２上のスロット形状のリセス２３の構成は、検査ボリューム２１（図２参照）内のＲＦ範囲及び一様性の最適化を可能にする。導電性プレート２２は、ＭＲ撮像システムのインナーボアの湾曲に整合させて曲げられることができる。しかしながら、一般に、ＲＦアンテナ９のジオメトリは、ＭＲ撮像装置の検査ボリューム２１を囲むグラジエントコイル構成への一体化を可能にするため、任意の態様で構成されることができる。更に、既に図２で述べたように、ＲＦアンテナのジオメトリは、患者テーブル２０２への一体化を可能にするために構成されることができる。
【００６３】
検査ボリューム２１が、自由にアクセス可能であり、検査ボリュームに対する及び従って患者１０に対する自由なアクセスを得るため、ＲＦアンテナ９によりブロックされないよう、ＲＦアンテナ９のジオメトリが構成される点に留意されたい。
【００６４】
図５は、例えばパワー増幅器、送信／受信スイッチ、プリアンプ及び／又は駆動電子機器へのデジタル光学接続及び／又は有線接続５００を含むＲＦモジュール７からのフィードを持つ平面スロット線アンテナを示す。この場合も、入力フィードは、スロット２３の中心のフィード点２４に接続される。ＲＦモジュールは好ましくはアンテナの近く又はアンテナ内に配置される。即ち、ＲＦモジュールは、ＲＦアンテナ９の導電性プレート２２に例えば取り付けられる。このプレートにおいて、スロット形状のリセス２３はオープンであるままにされる。ＲＦモジュール７は、ＲＦモジュール７へ／からの個別の信号を送信／受信するため、例えばアナログ又はデジタル入力及び／又は出力５００を有することができる。デジタル又はアナログ信号は、図１に関して述べられるホストコンピュータ１５と入出力５００を介して通信されることができる。
【００６５】
図６は、スロット線アンテナ２００に接続されるＲＦチェーンを示す。ＲＦチェーンは、入力６００及び増幅器６０４を有する。これは、例えば、入力６００を介して受信される信号を増幅するため、電界効果トランジスタ６０６を有することができる。スロット線アンテナ２００は、ひとかたまりにされた要素の適切なネットワーク又はケーブル変換又はこの両方を用いて、増幅器６０４のインピーダンスに整合させられることができるインピーダンスを有する。例えば、整合させることは、電界効果トランジスタ６０６の静電容量６０８及び／又は増幅器６０４に含まれる個別のコイル要素のインピーダンス６１０を用いて実行されることができる。１つ又は複数のバラン６０２及び６１２が、ケーブル上で共通のモードを抑制するために導入されることができる。更に、増幅器６０４のインピーダンスに対してアンテナインピーダンスを整合させるために、追加的な整合回路６１４が用いられることができる。バラン６１２は、ＦＥＴ６０６により増幅される信号を対称にするために用いられる。なぜなら、通常は増幅信号が非対称形だからである。一方、スロット２３は対称形である。図６は、通信においてアンテナを駆動するパワー増幅器にスロットインピーダンスを整合させる構成を示すが、スロットアンテナを用いる信号受信の場合に適切な低ノイズ構成が案出されることができる。しかし、ここでは示されない。基本的に、アンテナにより受信される信号は、ひとかたまりにされた要素の適切な整合ネットワークを用いて、又は所望の変換を提供する適切なケーブルを用いて、低ノイズＦＥＴの入力に供給される。
【００６６】
図６に更に示されるように、スロット線アンテナ２００は、コンデンサ６１６と架橋されるスロット２３を有する。これは、図７を参照してより詳細に説明される。
【００６７】
図７は、スロット線アンテナを搬送する細長く切られた金属プレートを示す。アンテナは、対称形のバランスのとれた励起のためスロットの対向するエッジに配置される個別のフィード点を持つスロット形状のリセス２３をここでも有する。図７に示される実施形態では、リセス２３は、スロット線アンテナ２００の最適なチューニングのため、コンデンサ６１６と架橋される。
【００６８】
図７において、スロット線アンテナ２００は更に、追加的なコンデンサ７０２により架橋されるスリット７００を有する渦電流バリアを有する。傾斜磁場の切り替えは通常、誘導に関するファラデーの法則に基づき、スロット線アンテナの導電構造２２における渦電流を誘導する。これらの渦電流は、磁石ボア内で生成される磁場を歪める場合があり、従ってＭＲ画像の歪みが再構成されることをもたらす場合がある。スロット７００及びコンデンサ７０２により形成される渦電流バリアを用いて、傾斜誘導された渦電流が伝搬することが防止される。
【００６９】
この原理は、点線７０４により示されるように、長さにおいて延長されることができるリセス２３にも適用されることができる。追加的な適切なコンデンサ７０６によってリセス２３のこの延長された部分７０４を架橋することにより、この部分７０４は、非共鳴とされることができ、従って、渦電流バリアとしても機能する。結果的に、リセス２３だけが、所望の態様において共鳴する。
【００７０】
図８は、スロット線アンテナ２００のアレイを示す。各アンテナは、別々のバラン８００及び整合回路８０２及び個別のパワー増幅器８０４を備える。斯かるアレイは、マルチ要素送信／受信能力を提供する。これは、従来のパラレル撮像技術、及び／又はＭＲ撮像装置１の検査ボリューム２１へのマルチアンテナ要素励起ＲＦ場の提供と組み合わせて用いられることができる。複数の個別のスロットアンテナの組合せは、撮像される対象物１０に対して励起場が最適に形成されるよう、例えば送信モードにおいて用いられることができる。
【００７１】
図９は、誘電物質２５と組み合わせたスロット線アンテナ構造２００の様々な実施形態を示す。図９ａにおいて、スロット線アンテナ２００は、誘電物質２５で充填される。図９ｂにおいて、スロット線構造は、誘電物質２５において実現され、図９ｃにおいて、スロット線構造２００は、誘電物質２５の表面に置かれる。スロット線構造２００及び誘電物質２５の組合せは、チューニング及び／又は整合が最適化されるよう実行されることができる。
【００７２】
図１０は、スロット線アンテナ２００に関する異なる離調戦略を示す。離調は、例えばＲＦ送信のためだけの、又はＲＦ受信のためだけのスロット線アンテナ２００を用いるとき、使用されることができる。図１０ａにおいて、インダクタは、スロット２３のチューニングコンデンサ１９に並行に切り替えられることができる。代替的に、図１０ｂに示されるように、チューニングコンデンサ１９は、インダクタを用いて短絡されることができる。ダイオードバイアスを提供するＤＣワイヤは、ＲＦチョークを用いて止められることができる。
【００７３】
マルチ要素送信／受信能力を提供するのに複数のスロット線アンテナが用いられる場合、個別のスロット線アンテナのリセスの間の適切なインピーダンスを実現する、個別のアンテナの間のデカップリングネットワークが、挿入されることができる点に留意されたい。代替的に、誘導的なデカップリングが、この目的のために用いられることもできる。
【００７４】
図１１は、分割されたグラジエントコイルを持つＭＲシステムにおけるスロット線アンテナを示す。図１１に示されるＭＲシステム１は、管形状のグラジエントコイル１１００及び１１０４を有する。ここで、図１１は、上記グラジエントコイルの長手方向断面のみを示す。ＭＲシステムは更に、グラジエントコイル１１００及び１１０４の間に配置されるＲＦシールド１１０２を有する。グラジエントコイル１１０４は、２つの半分を有する分割されたグラジエントコイルである。この場合、これらの２つの半分の間にリセスが形成される。このリセスは、インナーボア直径をＲＦアンテナの存在から解放するグラジエントコイル１１０４の２つの半分の間に取り付けられる１つ又は複数のアンテナで充填される。
【００７５】
別の実施形態が、グラジエントコイル１２００にリセスを持つＭＲシステムにおけるスロット線アンテナ２００を示す図１２を参照して示される。結果として、検査ボリューム２１は、自由にアクセス可能であり、従って、円筒状ＭＲ磁石システムの両側から患者テーブル２０２上で検査ボリューム２１内に配置される患者１０に対するアクセスを可能にする。更に、検査ボリューム２１を持つインナーボアが、解放され、従って検査ボリューム２１に対して多くの空間が提供される。
【００７６】
図１３は、本発明によるＭＲ撮像システム１を通る長手方向切断を示す。このシステムは、超伝導又は抵抗性の主磁石コイル２（図１を参照）を有する。更に、ＭＲ撮像システム１（図１を参照）のグラジエントコイル４、５及び６が、患者テーブル２０２が配置される検査ボリューム２１を囲む円筒状体２６上又は内に配置される電気導体（図示省略）を有する。ＲＦアンテナ９の導電性プレート２２は、円筒状体２６の湾曲に整合する態様で曲げられる。ＲＦアンテナ９は、グラジエントコイル体２６の形状に対応するよう形成され、最大限自由な空間が磁石のインナーボア内で得られるよう、グラジエントコイル体２６に直接隣接して構成される。図１１に関して議論されたのと同様に、円筒状グラジエントコイル体２６は、検査ボリューム２１の長手方向軸（ｚ軸）に沿ってここで分割される。導電性プレート２２におけるリセス２３は、グラジエントコイル体２６の分割された部分の間のギャップに沿って延在する円周スロットとして形成される。
【００７７】
上述したスロット線アレイ構造及びＭＲシステムへの組み込みのいずれかが、既知の局所表面受信コイルと組み合わせられることができる点に留意されたい。
【００７８】
図１４は、スロット線アンテナの代わりに、指向性アンテナ１４００が用いられるＭＲ撮像システム１の追加的な実施形態を示す。指向性アンテナ１４００は、検査ボリューム２１の方へ向けられる指向性アンテナ特性を有する。これにより指向性アンテナ１４００は、図１におけるＲＦアンテナ９に対応する。指向性アンテナ１４００は、組み込みＲＦモジュールを有することができる。このモジュールはここでも、例えば、送信のためのパワー増幅器、受信のためのプリアンプ、送信／受信スイッチ、アナログデジタル変換器、又は、他の任意の種類のＲＦモジュール要素を有する。好ましくは、斯かるＲＦモジュールはここでも、アンテナ１４００の近くに又はアンテナ上に配置される。
【００７９】
図１４から分かるように、指向性アンテナ１４００は、検査ボリューム２１の外側に配置され、円筒状磁石システム２及びグラジエントシステム４の外側にさえ配置される。アンテナ１４００の指向性特性により、このアンテナは、円筒状磁石システム２のオープンエンド１４０２又は１４０４を物理的にブロックしていない。結果的に、検査ボリューム２１はやはり、自由にアクセス可能である。
【００８０】
本発明の追加的な実施形態によれば、磁石のオープンエンドは傾けられる。この場合、アンテナ１４００は、磁石２の傾斜した部分の表面１４０６に含まれることができる。この場合も、アンテナ１４００は、磁石２のオープンエンド１４０２又は１４０４をブロックせず、従って、検査ボリューム２１に対する自由なアクセスが可能にされる。
【００８１】
図１５は、支持部１５００上で金属アレイ構造１５０２から成る指向性アンテナ１４００を示す。本発明の実施形態において、支持部１５００は、誘電層とする、又は誘電層を有することができる。この誘電層は、アンテナの電気的長さ及びサイズを短くすることを可能にする。結果的に、アンテナは、誘電物質内部に又はこの上に配置される。一般に、指向性アンテナは、検査ボリューム２１の様々な領域に対して励起エネルギーの空間選択的な印加を可能にするメインビームの方向のゲインより大きなゲインを示すような態様で設計されるべきである。指向性アンテナ１４００が、磁石のインナーボアにおける導波管と組み合わせて好ましくは用いられることができる点に留意されたい。磁石のインナーボアにおける導波管は特に、検査ボリューム２１においてかなり一様なＲＦ場分布が要求される場合に適切である。
【００８２】
図１４及び図１５に示されるアンテナ１４００は、例えばいわゆるヤギアンテナである。しかしながら、任意の種類の適切な指向性アンテナが用いられることができる。個別のアンテナ構造の個別の要素の異なるパターンが適用されることができる。例えば図１６は、ヤギ構造の個別の要素の異なるパターンを示す。図１６ａにおいて、ヤギアンテナの双極子はまっすぐな導体である。この場合、図１６ｂにおいて、このアンテナ構造の双極子の一部は、螺旋態様において構成される。図１６ｃにおいて、アンテナ構造の双極子は、螺旋態様において完全に構成される。結果的に、斯かるヤギタイプのアンテナの幅、即ち双極子方向のアンテナの長さは、図１６ａと比較して図１６ｂ及び１６ｃにおいて短くされる。
【００８３】
図１７において、ヘリカルアンテナ設計が示される。この場合、アンテナ特性は、方向１７００の方へ向けられる。図１７には示されていないが、個別の反射鏡が存在し、この鏡は、ヘリカルアンテナ構造の１つの端部で必要とされる場合がある。
【００８４】
図１８は、円形又は楕円形に分極された励起を持つＲＦ場を生み出すヤギアンテナを示す。斯かるアンテナ設計は、×印の付いた双極子１８００及び×印の付いた双極子１８００の各双極子に提供されるＲＦパワーの個別の制御を用いて、方向１７００における励起が、高い精度で制御されることができるという利点がある。例えば、ホストコンピュータ１５（図１）の制御下で分極された励起の方向を個別に回転させることが可能である。結果的に、ＭＲシステム１（図１）の検査ボリューム２１内の励起が、高い精度かつ所望の態様で制御されることができる。
【００８５】
図１９は、ヤギアンテナ１９００及び円形進行波構造１９０２の組合せを示す。ヤギアンテナ及び進行波構造は共に、ここでも個別のアンテナ要素の長さを短くするため、誘電層及び支持部１９０４に含まれることができる。誘導的結合円形ループ（又は、楕円ループ）の代わりに、進行波構造としてバードケージコイル構造体が用いられることができる点に留意されたい。
【００８６】
図２０は、複数の個別の指向性アンテナ、例えばヤギアンテナの組合せを示す。個別のアンテナ１４００が、ＲＦ信号送信及び／又は受信目的のために用いられることもできる。複数の個別の指向性アンテナ１４００を使用することにより、例えばＭＲ励起のため、個別のアンテナが、異なる振幅又は位相でＲＦ信号を提供することができる。こうして、組合せにおいて最適化された励起が与えられる。結果的に、検査ボリューム２１における励起場が、時間のかかるアンテナ１４００の手動による空間再配置を必要とすることなく、磁石の外側からホストコンピュータ１５の制御の下で形成されることができる。
【技術分野】
【０００１】
本発明は、磁気共鳴（ＭＲ）撮像の分野に関する。本発明は、進行するＲＦ波を導くＲＦ導波管と、ＲＦ導波管の少なくとも１つの進行モードに結合するよう構成される少なくとも１つのＲＦアンテナとを有するＭＲ撮像システムに関する。更に、本発明は一般に、ＭＲシステムに関するＲＦアンテナに関する。
【背景技術】
【０００２】
特に医療診断の分野において、２次元又は３次元画像を形成するために磁場及び核スピンの間の相互作用を利用する画像形成ＭＲ法が、今日では広く使われている。なぜなら、軟組織の撮像に関して、これらが多くの点で他の撮像方法より優れており、電離放射線を必要とせず、通常侵襲的でないからである。
【０００３】
一般のＭＲ方法によれば、検査される患者の体は、強い、一様な磁場において構成される。磁場の方向は、同時に、測定のベースとなる座標系の軸（通常ｚ軸）を規定する。磁場は、印加される磁場強度に基づき、個別の核スピンに関する異なるエネルギー準位を生み出す。このスピンは、規定された周波数、いわゆるラーモア周波数又はＭＲ周波数の交番電磁場（ＲＦ場）の印可により、励起されることができる（スピン共鳴）。巨視的な視点からは、個別の核スピンの分布は、適切な周波数の電磁パルス（ＲＦパルス）の印加により平衡状態から偏向されることができる全体の磁化を生み出す。一方、磁場は、ｚ軸に垂直に延在する。その結果、磁化が、ｚ軸の周りで歳差運動を実行する。
【０００４】
磁化の変動は、磁化の変動がｚ軸に垂直な方向で測定されるようにＭＲデバイスの検査ボリュームにおいて構成され、及び方向付けられる受信ＲＦアンテナを用いて検出されることができる。
【０００５】
体における空間分解能を実現するため、３つの主軸に沿って延在する線形傾斜磁場が、一様な磁場に重畳される。これは、スピン共鳴周波数の線形空間依存をもたらす。すると受信アンテナにおいて受信される信号は、体における異なる位置に関連付けられることができる異なる周波数の要素を含む。受信アンテナを介して得られる信号データは、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ドで取得される複数のラインを含む。各ラインは、複数のサンプルを集めることによりデジタル化される。ｋ空間データのセットは、例えばフーリエ変換を用いてＭＲ画像に変換される。
【０００６】
近年、ＭＲ撮像システムの設計において、２つの強い傾向が見られる。１つは、高い磁場強度（３テスラ以上）で作動するＭＲ撮像システムの臨床的必要性及び臨床的受容性が、明らかになったことである。他方は、ＭＲシステムの検査ボリュームの寸法（インナーボア直径）が、着実に増加していることである。
【０００７】
Brunnerら（Nature、457巻、2009、994-998頁）は、高磁場ＭＲ撮像に関する進行波手法を提案した。検査される患者は、ＲＦ導波管内に配置される。このＲＦ導波管は、少なくとも１つの進行モードにおいて、長手方向ボア軸に沿って進行するＲＦ波を誘導するのに使用される。進行するＲＦ波は、ＭＲ撮像装置の検査ボリュームを通り伝搬し、磁気共鳴を励起及び検出するのに用いられる。この概念の基本的な利点は、優れたＲＦ範囲と、検査ボリュームにわたり高次のＲＦ一様性とを可能にする点にある。このため、進行波ＭＲ撮像は、医療ＭＲ撮像に利用可能な最高の磁場強度及びより大きなボア直径の同時採用を容易にする可能性を持つ。
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００８】
しかしながら、斯かる進行波を用いるＭＲ撮像は、新しいタイプのＲＦアンテナを必要とする。検査される体のニアフィールドに結合する代わりに、進行波アンテナは、ＲＦ導波管の進行モードに結合しなければならない。既知の手法では、ＭＲ撮像装置の円筒状ボアのオープンエンドに配置される円形分極されたパッチアンテナが用いられる。この構成の問題は、それがインナーボアに対するオープンアクセスを不可能にする点にある。これは、患者の監視及び患者のアクセスしやすさにとって致命的であり、両者は、ＭＲ撮像及びＭＲ誘導医療介入において特に重要である。
【０００９】
上記から、改良されたＭＲ撮像システムに関する必要性が容易に理解される。結果的に本発明の目的は、大きな及び容易にアクセス可能なインナーボアを持つＭＲ撮像システムを提供することである。更に、ＭＲ撮像システムは、高い主磁場強度での高品質ＭＲ撮像を可能にする。
【課題を解決するための手段】
【００１０】
本発明によれば、検査ボリューム内の一様な、安定した磁場を生成する主磁石を有するＭＲ撮像システムが開示される。このＭＲシステムは、少なくとも１つの進行モードにおいて上記検査ボリュームの軸に沿って進行するＲＦ波を誘導するＲＦ導波管を更に有する。更に、このシステムは、上記検査ボリュームに配置される患者の体にＲＦパルスを送信し、及び／又は上記体からＭＲ信号を受信する少なくとも１つのＲＦアンテナを有する。上記ＲＦアンテナが、上記ＲＦ導波管の上記少なくとも１つの進行モードに結合するよう構成される。上記検査ボリュームが自由にアクセス可能であるよう、上記ＲＦアンテナは、上記撮像システムに配置される。即ち、検査ボリュームを有する磁石のインナーボアは、アクセス可能なように開かれている。更に、このシステムは、ＲＦパルスの時間的連続性を制御する制御ユニットと、上記受信されるＭＲ信号からＭＲ画像を再構成する再構成ユニットとを有する。
【００１１】
このＭＲ撮像システムは、上述した進行波概念を用いる。進行波概念は、ワイドボア磁石システムを用いて高磁場強度で高品質なＭＲ撮像を可能にする。従来の進行波手法において、進行波が、検査される患者から離れて生成及び検出されることができるという事実を利用するため、ＲＦアンテナは、磁石ボアのオープンエンドで検査ボリュームの外側に配置される。しかしながら、磁石のインナーボアに対する開かれたアクセスは、こうして妨害される。本発明によれば、対照的に、ＲＦ導波管の進行モードに結合するＲＦアンテナは、検査ボリュームが自由にアクセス可能であるように、検査ボリューム内に配置されるか、又はＲＦアンテナは、検査ボリュームの外側に、例えば磁石ボアのオープンエンドに対して何らかの距離を開けて配置される。その結果、磁石のインナーボアがＲＦアンテナにより何ら妨害されない。
【００１２】
結果として、本発明のＭＲ撮像システムは、従来の構成を越える実質的な利点である、検査ボリュームに対する完全なアクセスを可能にする。更に、ＲＦ一様性の改善は、本発明による検査ボリューム内にＲＦアンテナを配置することにより、例えば（マルチエレメント）ＲＦアンテナの対応するように最適化された設計を用いることにより、実現されることができる。インボアアンテナは、それ自体がマルチエレメントデバイスである必要はない。
【００１３】
従来技術と比較して、本発明のＭＲ撮像システムは、磁石ボア内により多くの空間を提供する。これは、介入的な用途にとって有利であり、患者フレンドリーな設計を可能にする。
【００１４】
本発明の好ましい実施形態によれば、ＲＦアンテナは、ＭＲ撮像システムの患者テーブルの下に配置される又は患者テーブルに一体化される。オプションで、ＲＦアンテナは、システムのグラジエントコイルのリセス又はシステムのＲＦシールドに配置されることができるか、又は、システムＲＦシールド又はグラジエントコイル自体に一体化されることができる。結果として、本発明によるＭＲ撮像システムにおいて、検査される体のニアフィールドに結合する従来のヘッド又はボディＲＦアンテナが、完全に除かれることができる。これらの従来のＲＦアンテナ、典型的にはバードケージ又はＴＥＭ（横断電磁気）共振器は、患者の体を接近して囲み、これにより、磁石ボア内の自由空間を限定する。自由なボア直径の増加は、患者の体にＲＦパルスを送信及び／又は体からＲＦ信号を受信するＲＦアンテナを、患者テーブルに又は患者テーブルの下に、ＲＦシールド又はグラジエントコイルのリセスに配置することにより、又はＲＦアンテナをＲＦシールド及び／又はグラジエントコイルに一体化することにより、実現される。進行波手法を用いて、及び３Ｔを越える磁場強度のための直角位相ボディコイルといった従来のボリューム送信機を省略することで、自由なボア直径が明らかに増加されることが出来る点に留意されたい。この理由は、従来の（ニアフィールド）送信機が、３Ｔを越える磁場強度において所望される一様な励起を生み出さない点にある。
【００１５】
好ましくは、本発明によるＭＲ撮像システムの少なくとも１つのＲＦアンテナは、電気導電的プレートにより形成される。このプレートにおいて、少なくとも１つのリセスがオープンであるままにされる。リセスは、例えば、スロット形状とすることができる。一般に、スロット線アンテナが用いられることができる。これは、例えば、金属プレートにおけるスリット、細長く切られた金属枠（キャビティバックドスリット）、細長く切られた導波路構造、上述した可能なデザインのいずれかにおける複数のスリットを用いるアンテナアレイ、又は所望の関心領域における所望の磁場形状の生成のための曲がった又は任意の形状のスリットとして実現されることができる。
【００１６】
リセス（又は、スリット）のエッジでの電磁場分布が、ＲＦ導波管に結合される電磁放射線の放出をもたらす。進行波送信及び／又は受信ＲＦアンテナは、導電性プレート内の細長いスロット形状のリセスのアレイにより実現されることができる。斯かるＲＦアンテナが、ディスクリート（discreet）チューニングコンデンサを必ずしも必要とするわけではない。ＭＲ共鳴周波数へのチューニングは、適切な容量性又は低損失誘電負荷を用いて及び／又は幾何学的な設計により実現されることができる。導電性プレート内のスロット形状のリセスの構成は、検査ボリューム内のＲＦ範囲及び一様性の最適化を可能にする。導電性プレートは、検査ボリュームにおいて利用可能な最大の空間に関してＭＲシステムに最適に適合するよう、ＭＲ磁石システムのインナーボアの湾曲を整合させて、例えばカーブさせることができる。
【００１７】
少なくとも１つのリセスがオープンであるままにされる電気導電的プレートにより形成される前述のＲＦアンテナが、少なくとも１つの進行モードにおいて検査ボリュームの軸に沿って進行するＲＦ波を誘導するＲＦ導波管の存在を必ずしも必要とするわけではない点に留意されたい。スロット線アンテナの適切な空間及び電気特性を選択することにより、このアンテナは、追加的なＲＦ導波管の存在なしに従来のＭＲ撮像システムにおいて用いられることができる。結果的に、斯かるスロット線アンテナは、従来のＲＦアンテナを置換するために用いられることができる。しかしながら、また、従来のＲＦアンテナとの組み合わせも可能である点に留意されたい。
【００１８】
このため、本発明は、ＲＦアンテナが少なくとも１つのリセスを有する電気導電的プレートにより形成されるＭＲ撮像システムに関するＲＦアンテナにも関する。本発明は、検査ボリューム内の一様な、安定した磁場を生成する主磁石を有するＭＲ撮像システムにも関する。このシステムは更に、上記検査ボリュームに配置される患者の体にＲＦパルスを送信し、及び／又は上記体からＭＲ信号を受信する少なくとも１つのＲＦアンテナであって、上記ＲＦアンテナが、少なくとも１つのリセスを有する電気導電性プレートにより形成される、少なくとも１つのＲＦアンテナを有する。更に、このシステムは、ＲＦパルスの時間的連続性を制御する制御ユニットと、上記受信されるＭＲ信号からＭＲ画像を再構成する再構成ユニットとを有する。この場合、進行波がボアにおいてラーモア周波数で伝搬することができないものとして規定される従来のＭＲ撮像システムが、使用されることができる。即ち、進行波概念は、この場合オプションである。にもかかわらず、進行波手法と組み合わせて、少なくとも１つのリセスを有する電気導電的プレートにより形成されるＲＦアンテナに関する記載を通して説明されたすべての概念は、進行波がボアにおいてラーモア周波数で伝搬することができないものとして規定される従来のＭＲ撮像システムにおいて用いられることができる。
【００１９】
一般に、インボア送信／受信スロット線共振器アレイが用いられることができる。結果的に、コンデンサのような、ディスクリートチューニング要素がわずかしか必要ない又は全く必要ないスロット線構造のアレイから成るアンテナパターンが提供されることができる。全体のＲＦ電流は、ディスクリートストリップに沿う代わりに、幅広い分散された表面にわたり流れる。この表面は、容量性又は低損失誘電負荷、機械的なチューニング、又は例えば（ＰＩＮ）ダイオードを用いる電気チューニングを介してチューニングされることができる。これらの方法の組合せも可能である。
【００２０】
スロット線概念は、従来のニアフィールドコイル要素と組み合わせられることができ、ＲＦシステム及びグラジエントコイルの設計自由度を増加させる。スロット線アンテナは、従来の相互結合ボリューム共振器又はマルチ送信コイルアレイとして駆動されることができる。ＭＲシステムにおいてボディコイルを置換する他に、スロット線アンテナは、例えば頭撮像に関する表面（ＴｘＲｘ）（送信／受信）アレイコイル又は挿入ボリュームコイルとして用いられることもできる。
【００２１】
これは、ＭＲシステムがより低価格で提供されることができるという利点を持つ。スロット線アンテナが、わずかな量の空間だけを必要とするので、これは結果として、例えば介入的な用途及び患者フレンドリーなデザインのためのＭＲシステムのボア（即ち検査ボリューム）におけるより多くの空間を生じさせる。
【００２２】
本発明の好ましい実施形態によれば、ジオメトリ、即ち少なくとも１つのリセスの形状、サイズ及び／又は位置は、可変である。これは、例えば機械的に実現されることができる。このため、導電性プレートは、互いに対して相対的に移動可能である複数のプレートセクションを有することができる。代替的に、導電性プレートの少なくとも１つのリセスは、上述したように、リセスの有効なジオメトリを修正するため、１つ又は複数の切り替え可能なＰＩＮダイオード及び／又は１つ又は複数のコンデンサにより架橋されることができる。ＲＦアンテナのこの変動は、検査ボリューム内のＲＦ場分布を最適化するためだけでなく、チューニング目的のために用いられることができる。これは、ＲＦシミングと呼ばれる。
【００２３】
マルチエレメント送信システムを形成する１つ以上のスロットを用いて、所与の関心領域における改良されたＲＦ範囲、改良された一様性及び／又は改良された、即ち低減された比吸収率（SAR）が生じるよう、スロットの位置、サイズ及び形状が選択されることができる。
【００２４】
本発明の追加的な実施形態によれば、ＭＲシステムが、上記検査ボリューム内の異なる空間方向において切り替えられた傾斜磁場を生成する複数のグラジエントコイルを更に有し、上記グラジエントコイルが、上記検査ボリュームを少なくとも部分的に囲む湾曲した体上又は体内に構成される電気導体を有し、上記ＲＦアンテナの導電性プレートは、上記湾曲した体の湾曲に整合する態様で曲げられ、上記ＲＦアンテナが、上記湾曲した体に隣接して配置される。この実施形態において、ＭＲ撮像システムのグラジエントコイルは、検査ボリュームを少なくとも部分的に囲む湾曲した、例えば円筒状の体上又は体内に構成される電気導体を有する。この場合、ＲＦアンテナは、グラジエントコイルの形状に対応して形づくられ、磁石のインナーボア内の最大自由空間を得るため、グラジエントコイルに隣接して構成される。すでに上述した様に、ＲＦアンテナは例えば、グラジエントコイルのボディに形成されるリセスに配置されることができる。こうして磁石ボアに対する増加されたオープンアクセスが提供される。
【００２５】
好ましくは、湾曲したグラジエントコイルボディが、検査ボリュームの軸に沿って分割（又は、部分的に分割）される。導電性プレートにおけるリセスは本実施形態において、グラジエントコイルボディの分割された部分の間のギャップに沿って延びる円周スロットとして形成されることができる。双極子のような特性を持つＲＦアンテナがこうして得られる。この場合、双極子軸は、磁石ボアの長手方向軸に垂直な長手軸と平行する。
【００２６】
本発明の追加的な実施形態によれば、ＲＦアンテナは、非ディスクリート要素だけを用いて、ＲＦ周波数へとチューニングされる。このチューニングは、静的な又は動的に実現可能なチューニングとすることができる。これは例えば、リセスのサイズを変化させる機械的に可動する要素を用いて上述したように行われる。しかしながら、一般に、所与の周波数に関するスロット線構造がコンデンサといった任意のディスクリート要素を用いることなしに実現される場合、斯かるスロット線アンテナの製造コストはかなり低く保たれる。更に、電気要素の故障のリスクは、最小化される。スロット線構造のアンテナ特性を変化させることは、（上述したように）構造の空間寸法を変化させることにより、又は構造に誘電物質を提供することにより実現されることができる。例えば、アンテナは、誘電物質内部に又はこの上に個別にロードされることができる。このアンテナは、金属とは別の物質から、例えば人工磁気導体（ＡＭＣ）から又はカーボンナノチューブから製造されることもできる。
【００２７】
本発明の追加的な実施形態によれば、アンテナのスロット線アレイ構造は、局所表面受信コイルと組み合わせられることができる。また、より低い周波数でチューニングされる送信又は受信コイルとの組合せが可能である。この場合、１つのコイルは、例えばフッ素ＭＲ撮像に関して使用され、他のコイルは、陽子ＭＲ撮像に関して用いられることができる。更に、スロット線アンテナ、ダイポールアンテナ、ＴＥＭアンテナ、パッチアンテナ及びループ要素は、ＭＲシステムの最適化されたＲＦ送信又は受信能力を得るため、適切な態様で混合されることができる。これは、マルチ共鳴励起パターン、アクティブシミングに関するＰＩＮダイオードを用いるアクティブスリット長チューニング、及び更に上述したように円筒状ボアの可変誘電負荷によるＲＦシミングと組み合わせられることができる。
【００２８】
本発明の追加的な実施形態によれば、ＲＦアンテナは指向性アンテナである。この場合、指向性アンテナは、検査ボリュームの方へ向けられる指向性アンテナ特性を有する。
【００２９】
従来の（ボディ）コイルが、サンプルの反応的なニアフィールドに結合し、従って、サンプル損失によりロードされる間、伝搬波励起アンテナは、ＭＲシステムの円筒状導波管のモードに結合する。従来のＭＲコイルが、極めて高い磁場で円筒状導電ボア内部でのニアフィールドレジームにおいて作動されるが、ＭＲ周波数が導波管のカットオフ周波数以下であればすぐに、シリンダー自体が導波管として機能する。電磁気エネルギーは、進行波によりシリンダーを通り運搬される。所与の円筒状ボアのカットオフ周波数は、誘電負荷によりかなり低下されることができる。
【００３０】
最初は波伝搬を許可しないボアにおいて進行波励起を実現するため、シリンダーの表面上又は患者支持部に下において、高誘電率の物質での誘電充填が適用されることができる。患者の体の存在は、追加的な誘電負荷効果によりカットオフ周波数を更に減らす。検査ボリュームが自由にアクセス可能であるよう、例えば検査ボリュームを含むＭＲボアの外側で撮像システムに配置される指向性ＲＦアンテナを用いることにより、進行波が、ＭＲシステムの検査ボリューム内部で励起される。
【００３１】
メインビームの方向におけるゲインより実質的に大きなアンテナゲインを持つことで、指向性アンテナのアレイは、ボアにおける所与のＢ１場に関して必要とされるＲＦ増幅器パワーを下げるのに用いられることができる。更に、指向性アンテナ特性は、斯かるＭＲＩシステムの励起条件を調整することを可能にする。
【００３２】
更に、斯かるアンテナシステムは、ボアに一体化されるか、又は磁石のエッジに配置されることもできる。アンテナ要素は例えば、なおボアに対する自由なアクセスを可能にするスキャナのサービス端部に配置されることができる。これは、システムをコンパクトに保ちつつ、ボア直径における重要な増加を提供することができる。
【００３３】
本発明の追加的な実施形態によれば、ＲＦアンテナは、検査ボリュームの方へ向けられるアンテナ特性を提供する周期的アンテナ構造を有する。
【００３４】
本発明の実施形態によれば、ＭＲシステムは、斯かるアンテナにより最適化された送信及び受信能力を提供する利点を持つＲＦアンテナのフェーズドアレイを有することができる。結果的に、検査ボリュームにおける励起場が、外部アンテナ設計により形成されることができる。
【００３５】
本発明の追加的な実施形態によれば、ＲＦアンテナは、ヤギタイプのアンテナ又は螺旋状に構造化されたアンテナである。更に、このアンテナは、ダイポール及び／又は４分の１波長線路構造アンテナとすることができる。
【００３６】
斯かる指向性アンテナの追加的な利点は、これらのアンテナが、任意のコンデンサなしに、より簡単でより安価なアンテナ構造を有するということである。アンテナサイズは、例えば誘電物質内部又はこの上にアンテナを個別にロードすることにより、所望の態様で構成されることができる。進行／伝搬モード励起及び従来のニアフィールド励起の組合せを実現するため、従来のＲＦアンテナを持つ進行波アンテナ構成の組合せが可能である点に留意されたい。例えば、フェーズロックモードにおいて、進行モードアンテナは、「ベース」分極目的で用いられることができ、例えばＴＥＭ又はストリップラインアンテナといった局所アンテナが、例えばＲＦシミングといった追加的な目的で用いられることができる。更に、ＲＦシミングは、円筒状ボアの可変誘電負荷により可能である。
【００３７】
本発明の追加的な実施形態によれば、共振受動アンテナ構造が、進行波伝搬を容易にするため、検査ボリュームの近くで用いられることができる。例えば、進行波アンテナ構成を駆動するのに必要とされるパワーを減らすことを可能にする局所的に強化されたＢ１を提供するため、スロット又は双極子が、共振構造として患者テーブルにおいて用いられることができる。
【００３８】
本発明の追加的な実施形態によれば、進行波アンテナは、ＭＲ磁石のカバーの下に隠されることができるか、又はＭＲシステムのグラジエントコイルに一体化されることさえできる。
【００３９】
本発明の追加的な実施形態によれば、ＲＦアンテナが、検査ボリュームの外側に配置され、ＭＲ磁石自体の外側にさえ配置される場合に、ＲＦ波の不必要な反射を回避するため、ＭＲ磁石を囲むＲＦ室だけでなく、ＭＲ磁石自体が、ＲＦ吸収特性を持つ。
【００４０】
外部進行波アンテナは、アンテナ自体の上に又はアンテナの近くに配置される増幅器と共に駆動されることができる。これは、コンパクトなアンテナ構造を可能にする。
【００４１】
本発明の更に別の好ましい実施形態によれば、ＲＦ導波管は、検査ボリュームを囲むオープンエンドの管により形成される。この管は、ＭＲ撮像システムの磁石ボアを規定する。この管は、円形又は楕円形状を持つことができる。ＭＲ周波数が管の寸法により決定されるカットオフ周波数を越える場合、この管は導波管として機能する。これは、高い磁場強度及び大きなインナーボア直径の場合である。ボア内で生成されるＲＦ場の電磁気エネルギーは、進行波により管を通り運搬される。例えば磁石のインナーボアに沿って並ぶ電気導電的スクリーン又はメッシュは、本発明による導波管として用いられることができる。
【００４２】
この管は、選択された進行モードにおいて進行するＲＦ波の誘導を可能にするため、電気導電的パターン構造を有することができる。電気導電的パターンは、導波管内の電流経路を決定する。望ましくないより高次のモードの伝搬は、こうして抑制されることができる。
【００４３】
本発明の更に追加的な好ましい実施形態によれば、ＭＲ撮像システムは、体の限定された領域からＭＲ信号を受信する、検査ボリューム内に配置される少なくとも１つの表面アンテナを有する。こうして、進行波ＲＦ励起は、例えば、検査される体のニアフィールドに結合する、従来の（調整可能な）ＲＦ表面コイルのアレイを用いて、ＭＲ信号の局所検出と組み合わせられることができる。このハイブリッド手法は、ＭＲ撮像装置のＲＦシステムの設計における追加的な自由度を提供し、有利にはＲＦ表面アンテナを介する近距離検出の高い感度と、進行波励起の改良されたＲＦ範囲及び一様性とを結合する。
【００４４】
スロット線構造アンテナと進行波アンテナとは共に、ＲＦ励起目的、励起後のＭＲ信号の受信又はこれらの組み合わせのために使用されることができる点に留意されたい。
【図面の簡単な説明】
【００４５】
【図１】本発明によるＭＲ撮像システムを概略的に示す図である。
【図２】ＭＲ撮像システムの検査ボリュームにおいて患者の下に配置されるスロットタイプのＲＦアンテナのスケッチを示す図である。
【図３】本発明による個別のＲＦアンテナを示す図である。
【図４】本発明によるＲＦアンテナを形成するスロットの平面アレイを示す図である。
【図５】フィードを持つ平面スロット線アンテナを示す図である。
【図６】スロット線アンテナに接続されるＲＦチェーンを示す図である。
【図７】スロット線アンテナを搬送する細長く切られた金属プレートを示す図である。
【図８】スロット線アンテナのアレイを示す図である。
【図９】誘電物質と組み合わせたスロット線アンテナを示す図である。
【図１０】スロット線アンテナに関する異なる離調戦略を示す図である。
【図１１】分割されたグラジエントコイルを持つＭＲシステムにおけるスロット線アンテナを示す図である。
【図１２】グラジエントコイルにリセスを持つＭＲシステムにおけるスロット線アンテナを示す図である。
【図１３】本発明によるＭＲ撮像システムを通る長手方向の切断を示す図である。
【図１４】外部ヤギアンテナを示す図である。
【図１５】誘電層上の平面指向性アンテナを示す図である。
【図１６】指向性アンテナ構造の個別の要素の異なるパターンを示す図である。
【図１７】ヘリカルアンテナ設計を示す図である。
【図１８】回状場を生み出す指向性アンテナを示す図である。
【図１９】指向性アンテナ及び進行波構造の組合せを示す図である。
【図２０】複数の個別の指向性アンテナの組合せを示す図である。
【発明を実施するための形態】
【００４６】
図面は、本発明の好ましい実施形態を開示する。しかしながら、この図面は、説明のためだけに設計され、本発明の範囲を規定するものではない点を理解されたい。
【００４７】
図１を参照すると、ＭＲ撮像システム１が示される。実質的に一様な、時間的に一定の主磁場が検査ボリュームを通りｚ軸に沿って作成されるよう、このシステムは、超伝導又は抵抗性の主磁石コイル２を有する。
【００４８】
磁気共鳴生成及び操作システムは、ＲＦパルスのシリーズ及び切り替えられる傾斜磁場を適用して、核磁気スピンを反転させ又は励起させ、磁気共鳴を誘導し、磁気共鳴をリフォーカスし、磁気共鳴を操作し、磁気共鳴を空間的に又は他の態様でエンコードし、ＭＲ撮像を実行するためスピンその他を飽和させる。
【００４９】
より特異的には、グラジエントパルス増幅器３が、検査ボリュームのｘ、ｙ及びｚ軸に沿って全体の体グラジエントコイル４、５及び６の１つを選択するため、電流パルスを適用する。ＲＦ送信機７は、送信／受信スイッチ８を介して、検査ボリュームにＲＦパルスを送信するＲＦアンテナ９にＲＦパルス又はパルスパケットを送信する。典型的なＭＲ撮像シーケンスは、互いに一緒にとられる短い持続時間のＲＦパルスシークエンスのパケットから作られ、任意の印加傾斜磁場が、核磁気共鳴の選択された操作を実現する。ＲＦパルスは、飽和させ、共鳴を励起させ、磁化を反転させ、共鳴をリフォーカスさせ、又は共鳴を操作するのに使用され、検査ボリュームに配置される体１０の部分を選択するのに使用される。ＭＲ信号は、ＲＦアンテナ９により受信されることもできる。
【００５０】
体１０の限られた領域のＭＲ画像の生成のため、例えばパラレルイメージングを用いて、局所アレイＲＦコイル１１、１２及び１３のセットが、撮像に関して選択される領域に隣接して配置される。アレイコイル１１、１２及び１３は、ＲＦアンテナを介して遂行されるＲＦ通信により誘導されるＭＲ信号を受信するのに用いられることができる。しかしながら、検査ボリュームにＲＦ信号を送信するのにアレイコイル１１、１２及び１３を用いることも可能である。
【００５１】
結果として生じるＭＲ信号は、ＲＦアンテナ９により及び／又はＲＦコイル１１、１２及び１３のアレイにより受信され、好ましくはプリアンプ（図示省略）を含む受信機１４により復調される。受信機１４は、送信／受信スイッチ８を介してＲＦコイル９、１１、１２及び１３に接続される。
【００５２】
ホストコンピュータ１５は、グラジエントパルス増幅器３及び複数の撮像シーケンスのいずれかを生成する送信機７を制御する。例えば、エコープラナー撮像（ＥＰＩ）、エコーボリューム撮像、グラジエント及びスピンエコー撮像、高速スピンエコー撮像等の撮像シーケンスがある。選択されたシーケンスに対して、受信機１４は、各ＲＦ励起パルスのあとに立て続けに、単数又は複数のＭＲデータラインを受信する。データ取得システム１６は、受信信号のアナログデジタル変換を実行し、追加的な処理のため適切なデジタルフォーマットへと各ＭＲデータラインを変換する。現代のＭＲデバイスにおいて、データ取得システム１６は、raw画像データの取得に特化した分離したコンピュータである。
【００５３】
究極的に、デジタルraw画像データは、フーリエ変換又は他の適切な再構成アルゴリズムを適用する再構成プロセッサ１７により、画像表現へと再構成される。ＭＲ画像は、患者を通る平面スライス、パラレル平面スライスのアレイ、３次元ボリューム等を表すことができる。画像は、画像メモリに格納される。そこでは、画像が、スライス、プロテクション又は画像表現の他の部分を、例えば、ビデオモニタ１８を介する視覚化のための適切なフォーマットへと変換するためにアクセスされる。このことは、結果として生じるＭＲ画像についての人間が見ることができる表示を提供する。
【００５４】
図１には、ＲＦ導波管１９も示される。これは、以下において図２を参照して、より詳細に説明されることになる。
【００５５】
図２は、ＭＲ撮像システム１の検査ボリュームにおいて患者１０の下に配置されるスロットタイプＲＦアンテナのスケッチを示す。図２に示される実施形態では、図１のＭＲ撮像システム１は更に、ＲＦ導波管１９を有する。このＲＦ導波管１９は、少なくとも１つの進行モードにおいて検査ボリュームのｚ軸に沿って進行するＲＦ波を誘導する。ＲＦ導波管１９は、体１０を囲む構造により形成されることができる。この構造は、例えばグラジエントコイル４、５又は６、主な磁石コイル２の低温保持装置の壁及びＲＦスクリーン（図示省略）である。代替的に、ＲＦ導波管１９は、図２において参照符号１９で表されるような検査ボリュームを囲む、円形、楕円、矩形又はテーパー断面の別々に提供されるオープンエンドの管とすることができる。磁石の内壁に沿って並ぶ電気導電的スクリーン又はメッシュが、ＲＦ導波管１９として用いられることができる。ＭＲ周波数がＲＦ導波管１９の寸法により決定されるカットオフ周波数を越える場合、ボア内のＲＦアンテナ９を介して生成されるＲＦ場の電磁気エネルギーは、進行波によって導波管１９を通り運搬される。
【００５６】
図２を更に参照すると、図１のＲＦアンテナ９は、ＭＲ撮像システムの患者テーブル２０２の下に配置される。患者テーブル２０２自体は、ＭＲ撮像システム１のブリッジ２０４上に移動可能であるよう配置される。管形状のＲＦ導波管１９は、磁石のインナーボアを規定する。インナーボアは即ち、ＭＲ撮像システム１の検査ボリューム２１を構成する自由空間である。図２から分かるように、最大限自由なボア直径は、ＲＦパルスを送信する及び／又は体１０からＭＲ信号を受信するＲＦアンテナを患者テーブル２０２の下に配置することにより実現される。図２に示される実施形態では、ＲＦアンテナ９は、スロット線アンテナ２００により形成される。
【００５７】
結果的に、検査ボリューム２１が自由にアクセス可能であるよう、ＲＦアンテナ９は、撮像システムに配置される。
【００５８】
これは、検査ボリューム及び従って患者１０が、ＭＲシステム１の左側２０８及び右側２１０の両方から自由にアクセスできるという利点がある。この場合、左及び右側２０８及び２１０は、ｚ軸に沿ってＭＲシステムを通る長手方向切断に関して図２において規定される。
【００５９】
この場合も、スロット線アンテナ２００がＲＦ導波管１９の存在なしに適用及び使用されることもできる点に留意されたい。従って導波管は、本実施形態においてオプションである。
【００６０】
スロット構造２００（図４参照）の実施形態は、スロット線アンテナ２００により形成される個別のＲＦアンテナ９を示す図３を参照して、以下により詳細に述べられる。スロット線アンテナ２００は、スロット形状のリセス２３がオープンであるままにされる電気導電的プレート２２を個別の要素として含む。リセス２３のエッジでの電磁場分布が、（オプションの）ＲＦ導波管１９（図２を参照）に結合されることができる電磁放射線の放出をもたらす。進行波励起のために選択されるモードに基づき、このリセスが、ＭＲ撮像システム１のｚ軸に垂直に構成されることができる。リセス２３は、検査ボリューム２１内のＲＦ場分布を最適化するよう構成される湾曲形状又は他の任意のジオメトリとすることもできる。図３に示される実施形態において、送信／受信スイッチ８を介してＲＦアンテナ９をＲＦ送信機７（図１を参照）に接続する１つ又は複数のフィード点２４が、スロット形状のリセス２３の間の中心に配置される。
【００６１】
図３に示されるアンテナ要素は、単一のスロット２３を有する個別のＲＦアンテナ要素である。フィード点２４は、対称形のバランスの取れた励起のため、スロット２３の対向するエッジに構成される。ＲＦ送信機７（図１参照）として使用されるＲＦパワーＭＯＳＦＥＴの出力は、ＲＦアンテナ９の低インピーダンス励起を得るため、フィード点２４に直接接続されることができる。
【００６２】
図４は、本発明によるＲＦアンテナ９を形成するスロット２３の平面アレイ２００を示す。本実施形態において、進行波送信及び／又は受信ＲＦアンテナ９が、導電性プレート２２内の細長いスロット形状のリセス２３のアレイにより実現される。斯かるＲＦアンテナは好ましくは、ディスクリートチューニングコンデンサを必要としない。ＭＲ共鳴周波数のチューニングは、適切な容量性又は低損失誘電負荷（図示省略）を用いて簡単に実現されることができる。しかしながら、一般に、スロット線アンテナのチューニングは、スリット長及び／又は幅の機械的及び／又は電気的な変動により実現されることができる。導電性プレート２２上のスロット形状のリセス２３の構成は、検査ボリューム２１（図２参照）内のＲＦ範囲及び一様性の最適化を可能にする。導電性プレート２２は、ＭＲ撮像システムのインナーボアの湾曲に整合させて曲げられることができる。しかしながら、一般に、ＲＦアンテナ９のジオメトリは、ＭＲ撮像装置の検査ボリューム２１を囲むグラジエントコイル構成への一体化を可能にするため、任意の態様で構成されることができる。更に、既に図２で述べたように、ＲＦアンテナのジオメトリは、患者テーブル２０２への一体化を可能にするために構成されることができる。
【００６３】
検査ボリューム２１が、自由にアクセス可能であり、検査ボリュームに対する及び従って患者１０に対する自由なアクセスを得るため、ＲＦアンテナ９によりブロックされないよう、ＲＦアンテナ９のジオメトリが構成される点に留意されたい。
【００６４】
図５は、例えばパワー増幅器、送信／受信スイッチ、プリアンプ及び／又は駆動電子機器へのデジタル光学接続及び／又は有線接続５００を含むＲＦモジュール７からのフィードを持つ平面スロット線アンテナを示す。この場合も、入力フィードは、スロット２３の中心のフィード点２４に接続される。ＲＦモジュールは好ましくはアンテナの近く又はアンテナ内に配置される。即ち、ＲＦモジュールは、ＲＦアンテナ９の導電性プレート２２に例えば取り付けられる。このプレートにおいて、スロット形状のリセス２３はオープンであるままにされる。ＲＦモジュール７は、ＲＦモジュール７へ／からの個別の信号を送信／受信するため、例えばアナログ又はデジタル入力及び／又は出力５００を有することができる。デジタル又はアナログ信号は、図１に関して述べられるホストコンピュータ１５と入出力５００を介して通信されることができる。
【００６５】
図６は、スロット線アンテナ２００に接続されるＲＦチェーンを示す。ＲＦチェーンは、入力６００及び増幅器６０４を有する。これは、例えば、入力６００を介して受信される信号を増幅するため、電界効果トランジスタ６０６を有することができる。スロット線アンテナ２００は、ひとかたまりにされた要素の適切なネットワーク又はケーブル変換又はこの両方を用いて、増幅器６０４のインピーダンスに整合させられることができるインピーダンスを有する。例えば、整合させることは、電界効果トランジスタ６０６の静電容量６０８及び／又は増幅器６０４に含まれる個別のコイル要素のインピーダンス６１０を用いて実行されることができる。１つ又は複数のバラン６０２及び６１２が、ケーブル上で共通のモードを抑制するために導入されることができる。更に、増幅器６０４のインピーダンスに対してアンテナインピーダンスを整合させるために、追加的な整合回路６１４が用いられることができる。バラン６１２は、ＦＥＴ６０６により増幅される信号を対称にするために用いられる。なぜなら、通常は増幅信号が非対称形だからである。一方、スロット２３は対称形である。図６は、通信においてアンテナを駆動するパワー増幅器にスロットインピーダンスを整合させる構成を示すが、スロットアンテナを用いる信号受信の場合に適切な低ノイズ構成が案出されることができる。しかし、ここでは示されない。基本的に、アンテナにより受信される信号は、ひとかたまりにされた要素の適切な整合ネットワークを用いて、又は所望の変換を提供する適切なケーブルを用いて、低ノイズＦＥＴの入力に供給される。
【００６６】
図６に更に示されるように、スロット線アンテナ２００は、コンデンサ６１６と架橋されるスロット２３を有する。これは、図７を参照してより詳細に説明される。
【００６７】
図７は、スロット線アンテナを搬送する細長く切られた金属プレートを示す。アンテナは、対称形のバランスのとれた励起のためスロットの対向するエッジに配置される個別のフィード点を持つスロット形状のリセス２３をここでも有する。図７に示される実施形態では、リセス２３は、スロット線アンテナ２００の最適なチューニングのため、コンデンサ６１６と架橋される。
【００６８】
図７において、スロット線アンテナ２００は更に、追加的なコンデンサ７０２により架橋されるスリット７００を有する渦電流バリアを有する。傾斜磁場の切り替えは通常、誘導に関するファラデーの法則に基づき、スロット線アンテナの導電構造２２における渦電流を誘導する。これらの渦電流は、磁石ボア内で生成される磁場を歪める場合があり、従ってＭＲ画像の歪みが再構成されることをもたらす場合がある。スロット７００及びコンデンサ７０２により形成される渦電流バリアを用いて、傾斜誘導された渦電流が伝搬することが防止される。
【００６９】
この原理は、点線７０４により示されるように、長さにおいて延長されることができるリセス２３にも適用されることができる。追加的な適切なコンデンサ７０６によってリセス２３のこの延長された部分７０４を架橋することにより、この部分７０４は、非共鳴とされることができ、従って、渦電流バリアとしても機能する。結果的に、リセス２３だけが、所望の態様において共鳴する。
【００７０】
図８は、スロット線アンテナ２００のアレイを示す。各アンテナは、別々のバラン８００及び整合回路８０２及び個別のパワー増幅器８０４を備える。斯かるアレイは、マルチ要素送信／受信能力を提供する。これは、従来のパラレル撮像技術、及び／又はＭＲ撮像装置１の検査ボリューム２１へのマルチアンテナ要素励起ＲＦ場の提供と組み合わせて用いられることができる。複数の個別のスロットアンテナの組合せは、撮像される対象物１０に対して励起場が最適に形成されるよう、例えば送信モードにおいて用いられることができる。
【００７１】
図９は、誘電物質２５と組み合わせたスロット線アンテナ構造２００の様々な実施形態を示す。図９ａにおいて、スロット線アンテナ２００は、誘電物質２５で充填される。図９ｂにおいて、スロット線構造は、誘電物質２５において実現され、図９ｃにおいて、スロット線構造２００は、誘電物質２５の表面に置かれる。スロット線構造２００及び誘電物質２５の組合せは、チューニング及び／又は整合が最適化されるよう実行されることができる。
【００７２】
図１０は、スロット線アンテナ２００に関する異なる離調戦略を示す。離調は、例えばＲＦ送信のためだけの、又はＲＦ受信のためだけのスロット線アンテナ２００を用いるとき、使用されることができる。図１０ａにおいて、インダクタは、スロット２３のチューニングコンデンサ１９に並行に切り替えられることができる。代替的に、図１０ｂに示されるように、チューニングコンデンサ１９は、インダクタを用いて短絡されることができる。ダイオードバイアスを提供するＤＣワイヤは、ＲＦチョークを用いて止められることができる。
【００７３】
マルチ要素送信／受信能力を提供するのに複数のスロット線アンテナが用いられる場合、個別のスロット線アンテナのリセスの間の適切なインピーダンスを実現する、個別のアンテナの間のデカップリングネットワークが、挿入されることができる点に留意されたい。代替的に、誘導的なデカップリングが、この目的のために用いられることもできる。
【００７４】
図１１は、分割されたグラジエントコイルを持つＭＲシステムにおけるスロット線アンテナを示す。図１１に示されるＭＲシステム１は、管形状のグラジエントコイル１１００及び１１０４を有する。ここで、図１１は、上記グラジエントコイルの長手方向断面のみを示す。ＭＲシステムは更に、グラジエントコイル１１００及び１１０４の間に配置されるＲＦシールド１１０２を有する。グラジエントコイル１１０４は、２つの半分を有する分割されたグラジエントコイルである。この場合、これらの２つの半分の間にリセスが形成される。このリセスは、インナーボア直径をＲＦアンテナの存在から解放するグラジエントコイル１１０４の２つの半分の間に取り付けられる１つ又は複数のアンテナで充填される。
【００７５】
別の実施形態が、グラジエントコイル１２００にリセスを持つＭＲシステムにおけるスロット線アンテナ２００を示す図１２を参照して示される。結果として、検査ボリューム２１は、自由にアクセス可能であり、従って、円筒状ＭＲ磁石システムの両側から患者テーブル２０２上で検査ボリューム２１内に配置される患者１０に対するアクセスを可能にする。更に、検査ボリューム２１を持つインナーボアが、解放され、従って検査ボリューム２１に対して多くの空間が提供される。
【００７６】
図１３は、本発明によるＭＲ撮像システム１を通る長手方向切断を示す。このシステムは、超伝導又は抵抗性の主磁石コイル２（図１を参照）を有する。更に、ＭＲ撮像システム１（図１を参照）のグラジエントコイル４、５及び６が、患者テーブル２０２が配置される検査ボリューム２１を囲む円筒状体２６上又は内に配置される電気導体（図示省略）を有する。ＲＦアンテナ９の導電性プレート２２は、円筒状体２６の湾曲に整合する態様で曲げられる。ＲＦアンテナ９は、グラジエントコイル体２６の形状に対応するよう形成され、最大限自由な空間が磁石のインナーボア内で得られるよう、グラジエントコイル体２６に直接隣接して構成される。図１１に関して議論されたのと同様に、円筒状グラジエントコイル体２６は、検査ボリューム２１の長手方向軸（ｚ軸）に沿ってここで分割される。導電性プレート２２におけるリセス２３は、グラジエントコイル体２６の分割された部分の間のギャップに沿って延在する円周スロットとして形成される。
【００７７】
上述したスロット線アレイ構造及びＭＲシステムへの組み込みのいずれかが、既知の局所表面受信コイルと組み合わせられることができる点に留意されたい。
【００７８】
図１４は、スロット線アンテナの代わりに、指向性アンテナ１４００が用いられるＭＲ撮像システム１の追加的な実施形態を示す。指向性アンテナ１４００は、検査ボリューム２１の方へ向けられる指向性アンテナ特性を有する。これにより指向性アンテナ１４００は、図１におけるＲＦアンテナ９に対応する。指向性アンテナ１４００は、組み込みＲＦモジュールを有することができる。このモジュールはここでも、例えば、送信のためのパワー増幅器、受信のためのプリアンプ、送信／受信スイッチ、アナログデジタル変換器、又は、他の任意の種類のＲＦモジュール要素を有する。好ましくは、斯かるＲＦモジュールはここでも、アンテナ１４００の近くに又はアンテナ上に配置される。
【００７９】
図１４から分かるように、指向性アンテナ１４００は、検査ボリューム２１の外側に配置され、円筒状磁石システム２及びグラジエントシステム４の外側にさえ配置される。アンテナ１４００の指向性特性により、このアンテナは、円筒状磁石システム２のオープンエンド１４０２又は１４０４を物理的にブロックしていない。結果的に、検査ボリューム２１はやはり、自由にアクセス可能である。
【００８０】
本発明の追加的な実施形態によれば、磁石のオープンエンドは傾けられる。この場合、アンテナ１４００は、磁石２の傾斜した部分の表面１４０６に含まれることができる。この場合も、アンテナ１４００は、磁石２のオープンエンド１４０２又は１４０４をブロックせず、従って、検査ボリューム２１に対する自由なアクセスが可能にされる。
【００８１】
図１５は、支持部１５００上で金属アレイ構造１５０２から成る指向性アンテナ１４００を示す。本発明の実施形態において、支持部１５００は、誘電層とする、又は誘電層を有することができる。この誘電層は、アンテナの電気的長さ及びサイズを短くすることを可能にする。結果的に、アンテナは、誘電物質内部に又はこの上に配置される。一般に、指向性アンテナは、検査ボリューム２１の様々な領域に対して励起エネルギーの空間選択的な印加を可能にするメインビームの方向のゲインより大きなゲインを示すような態様で設計されるべきである。指向性アンテナ１４００が、磁石のインナーボアにおける導波管と組み合わせて好ましくは用いられることができる点に留意されたい。磁石のインナーボアにおける導波管は特に、検査ボリューム２１においてかなり一様なＲＦ場分布が要求される場合に適切である。
【００８２】
図１４及び図１５に示されるアンテナ１４００は、例えばいわゆるヤギアンテナである。しかしながら、任意の種類の適切な指向性アンテナが用いられることができる。個別のアンテナ構造の個別の要素の異なるパターンが適用されることができる。例えば図１６は、ヤギ構造の個別の要素の異なるパターンを示す。図１６ａにおいて、ヤギアンテナの双極子はまっすぐな導体である。この場合、図１６ｂにおいて、このアンテナ構造の双極子の一部は、螺旋態様において構成される。図１６ｃにおいて、アンテナ構造の双極子は、螺旋態様において完全に構成される。結果的に、斯かるヤギタイプのアンテナの幅、即ち双極子方向のアンテナの長さは、図１６ａと比較して図１６ｂ及び１６ｃにおいて短くされる。
【００８３】
図１７において、ヘリカルアンテナ設計が示される。この場合、アンテナ特性は、方向１７００の方へ向けられる。図１７には示されていないが、個別の反射鏡が存在し、この鏡は、ヘリカルアンテナ構造の１つの端部で必要とされる場合がある。
【００８４】
図１８は、円形又は楕円形に分極された励起を持つＲＦ場を生み出すヤギアンテナを示す。斯かるアンテナ設計は、×印の付いた双極子１８００及び×印の付いた双極子１８００の各双極子に提供されるＲＦパワーの個別の制御を用いて、方向１７００における励起が、高い精度で制御されることができるという利点がある。例えば、ホストコンピュータ１５（図１）の制御下で分極された励起の方向を個別に回転させることが可能である。結果的に、ＭＲシステム１（図１）の検査ボリューム２１内の励起が、高い精度かつ所望の態様で制御されることができる。
【００８５】
図１９は、ヤギアンテナ１９００及び円形進行波構造１９０２の組合せを示す。ヤギアンテナ及び進行波構造は共に、ここでも個別のアンテナ要素の長さを短くするため、誘電層及び支持部１９０４に含まれることができる。誘導的結合円形ループ（又は、楕円ループ）の代わりに、進行波構造としてバードケージコイル構造体が用いられることができる点に留意されたい。
【００８６】
図２０は、複数の個別の指向性アンテナ、例えばヤギアンテナの組合せを示す。個別のアンテナ１４００が、ＲＦ信号送信及び／又は受信目的のために用いられることもできる。複数の個別の指向性アンテナ１４００を使用することにより、例えばＭＲ励起のため、個別のアンテナが、異なる振幅又は位相でＲＦ信号を提供することができる。こうして、組合せにおいて最適化された励起が与えられる。結果的に、検査ボリューム２１における励起場が、時間のかかるアンテナ１４００の手動による空間再配置を必要とすることなく、磁石の外側からホストコンピュータ１５の制御の下で形成されることができる。
【特許請求の範囲】
【請求項１】
磁気共鳴撮像システムであって、
検査ボリューム内の一様な、安定した磁場を生成する主磁石と、
少なくとも１つの進行モードにおいて前記検査ボリュームの軸に沿って進行するＲＦ波を誘導するＲＦ導波管と、
前記検査ボリュームに配置される患者の体にＲＦパルスを送信し、及び／又は前記体からＭＲ信号を受信する少なくとも１つのＲＦアンテナであって、前記ＲＦアンテナが、前記ＲＦ導波管の前記少なくとも１つの進行モードに結合するよう構成され、前記検査ボリュームが自由にアクセス可能であるよう、前記ＲＦアンテナは、前記撮像システムに配置される、少なくとも１つのＲＦアンテナと、
ＲＦパルスの時間的連続性を制御する制御ユニットと、
前記受信されるＭＲ信号からＭＲ画像を再構成する再構成ユニットとを有する、磁気共鳴撮像システム。
【請求項２】
前記ＲＦアンテナが、患者テーブルの下に配置される、又は患者テーブルに一体化され、前記患者テーブルの上に前記患者の体が配置される、請求項１に記載の磁気共鳴撮像システム。
【請求項３】
前記ＲＦアンテナが、少なくとも１つのリセスを持つ電気導電的プレートにより形成される、請求項１又は２に記載の磁気共鳴撮像システム。
【請求項４】
前記リセスの形状、サイズ及び／又は位置が機械的に可変である、請求項３に記載の磁気共鳴撮像システム。
【請求項５】
前記導電性プレートの前記少なくとも１つのリセスが、１つ又は複数のＰＩＮダイオード及び／又は１つ又は複数のコンデンサにより架橋される、請求項３又は４に記載の磁気共鳴撮像システム。
【請求項６】
前記システムが、前記検査ボリューム内の異なる空間方向において切り替えられた傾斜磁場を生成する複数のグラジエントコイルを更に有し、前記グラジエントコイルは、前記検査ボリュームを少なくとも部分的に囲む湾曲した体上に又は体内に構成される電気導体を有し、前記ＲＦアンテナの導電性プレートは、前記湾曲した体の湾曲に整合する態様で曲げられ、前記ＲＦアンテナが、前記湾曲した体に隣接して配置される、請求項３乃至５のいずれか一項に記載の磁気共鳴撮像システム。
【請求項７】
前記湾曲した体が、前記検査ボリュームの軸に沿って分割される、請求項６に記載の磁気共鳴撮像システム。
【請求項８】
前記ＲＦアンテナが、非ディスクリート要素だけを用いてＲＦ周波数に対してチューニングされる、請求項３又は４に記載の磁気共鳴撮像システム。
【請求項９】
前記ＲＦアンテナが、指向性アンテナであり、前記指向性アンテナは、前記検査ボリュームの方へ向けられる指向性アンテナ特性を有する、請求項１に記載の磁気共鳴撮像システム。
【請求項１０】
前記ＲＦアンテナが、前記検査ボリュームの外側に配置される、請求項９に記載の磁気共鳴撮像システム。
【請求項１１】
前記ＲＦアンテナが、前記検査ボリュームの方へ向けられる前記アンテナ特性を提供する周期的アンテナ構造を有する、請求項９又は１０に記載の磁気共鳴撮像システム。
【請求項１２】
前記磁気共鳴システムが、ＲＦアンテナのフェーズドアレイを有する、請求項９乃至１１のいずれかに記載の磁気共鳴撮像システム。
【請求項１３】
前記ＲＦ導波管が、前記検査ボリュームを囲むオープンエンドの管により形成される、請求項１乃至１２のいずれか一項に記載の磁気共鳴撮像システム。
【請求項１４】
前記管が、選択された進行モードにおいて進行するＲＦ波を誘導することを可能にするよう構造化された電気導電的パターンを有する、請求項１３に記載の磁気共鳴撮像システム。
【請求項１５】
磁気共鳴撮像システムに関するＲＦアンテナであって、前記ＲＦアンテナが、少なくとも１つのリセスを持つ電気導電的プレートにより形成される、ＲＦアンテナ。
【請求項１】
磁気共鳴撮像システムであって、
検査ボリューム内の一様な、安定した磁場を生成する主磁石と、
少なくとも１つの進行モードにおいて前記検査ボリュームの軸に沿って進行するＲＦ波を誘導するＲＦ導波管と、
前記検査ボリュームに配置される患者の体にＲＦパルスを送信し、及び／又は前記体からＭＲ信号を受信する少なくとも１つのＲＦアンテナであって、前記ＲＦアンテナが、前記ＲＦ導波管の前記少なくとも１つの進行モードに結合するよう構成され、前記検査ボリュームが自由にアクセス可能であるよう、前記ＲＦアンテナは、前記撮像システムに配置される、少なくとも１つのＲＦアンテナと、
ＲＦパルスの時間的連続性を制御する制御ユニットと、
前記受信されるＭＲ信号からＭＲ画像を再構成する再構成ユニットとを有する、磁気共鳴撮像システム。
【請求項２】
前記ＲＦアンテナが、患者テーブルの下に配置される、又は患者テーブルに一体化され、前記患者テーブルの上に前記患者の体が配置される、請求項１に記載の磁気共鳴撮像システム。
【請求項３】
前記ＲＦアンテナが、少なくとも１つのリセスを持つ電気導電的プレートにより形成される、請求項１又は２に記載の磁気共鳴撮像システム。
【請求項４】
前記リセスの形状、サイズ及び／又は位置が機械的に可変である、請求項３に記載の磁気共鳴撮像システム。
【請求項５】
前記導電性プレートの前記少なくとも１つのリセスが、１つ又は複数のＰＩＮダイオード及び／又は１つ又は複数のコンデンサにより架橋される、請求項３又は４に記載の磁気共鳴撮像システム。
【請求項６】
前記システムが、前記検査ボリューム内の異なる空間方向において切り替えられた傾斜磁場を生成する複数のグラジエントコイルを更に有し、前記グラジエントコイルは、前記検査ボリュームを少なくとも部分的に囲む湾曲した体上に又は体内に構成される電気導体を有し、前記ＲＦアンテナの導電性プレートは、前記湾曲した体の湾曲に整合する態様で曲げられ、前記ＲＦアンテナが、前記湾曲した体に隣接して配置される、請求項３乃至５のいずれか一項に記載の磁気共鳴撮像システム。
【請求項７】
前記湾曲した体が、前記検査ボリュームの軸に沿って分割される、請求項６に記載の磁気共鳴撮像システム。
【請求項８】
前記ＲＦアンテナが、非ディスクリート要素だけを用いてＲＦ周波数に対してチューニングされる、請求項３又は４に記載の磁気共鳴撮像システム。
【請求項９】
前記ＲＦアンテナが、指向性アンテナであり、前記指向性アンテナは、前記検査ボリュームの方へ向けられる指向性アンテナ特性を有する、請求項１に記載の磁気共鳴撮像システム。
【請求項１０】
前記ＲＦアンテナが、前記検査ボリュームの外側に配置される、請求項９に記載の磁気共鳴撮像システム。
【請求項１１】
前記ＲＦアンテナが、前記検査ボリュームの方へ向けられる前記アンテナ特性を提供する周期的アンテナ構造を有する、請求項９又は１０に記載の磁気共鳴撮像システム。
【請求項１２】
前記磁気共鳴システムが、ＲＦアンテナのフェーズドアレイを有する、請求項９乃至１１のいずれかに記載の磁気共鳴撮像システム。
【請求項１３】
前記ＲＦ導波管が、前記検査ボリュームを囲むオープンエンドの管により形成される、請求項１乃至１２のいずれか一項に記載の磁気共鳴撮像システム。
【請求項１４】
前記管が、選択された進行モードにおいて進行するＲＦ波を誘導することを可能にするよう構造化された電気導電的パターンを有する、請求項１３に記載の磁気共鳴撮像システム。
【請求項１５】
磁気共鳴撮像システムに関するＲＦアンテナであって、前記ＲＦアンテナが、少なくとも１つのリセスを持つ電気導電的プレートにより形成される、ＲＦアンテナ。
【図１】
【図２】
【図３】
【図４】
【図５】
【図６】
【図７】
【図８】
【図９ａ】
【図９ｂ】
【図９ｃ】
【図１０ａ】
【図１０ｂ】
【図１１】
【図１２】
【図１３】
【図１４】
【図１５】
【図１６ａ−１６ｃ】
【図１７】
【図１８】
【図１９】
【図２０】
【図２】
【図３】
【図４】
【図５】
【図６】
【図７】
【図８】
【図９ａ】
【図９ｂ】
【図９ｃ】
【図１０ａ】
【図１０ｂ】
【図１１】
【図１２】
【図１３】
【図１４】
【図１５】
【図１６ａ−１６ｃ】
【図１７】
【図１８】
【図１９】
【図２０】
【公表番号】特表２０１３−５０５７６４（Ｐ２０１３−５０５７６４Ａ）
【公表日】平成２５年２月２１日（２０１３．２．２１）
【国際特許分類】
【出願番号】特願２０１２−５３０３８４（Ｐ２０１２−５３０３８４）
【出願日】平成２２年９月１４日（２０１０．９．１４）
【国際出願番号】ＰＣＴ／ＩＢ２０１０／０５４１３６
【国際公開番号】ＷＯ２０１１／０３６６０３
【国際公開日】平成２３年３月３１日（２０１１．３．３１）
【出願人】（５９００００２４８）コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ (12,071)
【Ｆターム（参考）】
【公表日】平成２５年２月２１日（２０１３．２．２１）
【国際特許分類】
【出願日】平成２２年９月１４日（２０１０．９．１４）
【国際出願番号】ＰＣＴ／ＩＢ２０１０／０５４１３６
【国際公開番号】ＷＯ２０１１／０３６６０３
【国際公開日】平成２３年３月３１日（２０１１．３．３１）
【出願人】（５９００００２４８）コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ (12,071)
【Ｆターム（参考）】
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