JP7708583B2 - Ｍｒｉシステム及びｒｆ送信アンテナ構成 - Google Patents

Description

本発明は、ＲＦ送信アンテナ構成を含むＭＲＩシステム（ＭＲＳＩシステムを含む）及びＭＲＩシステム（ＭＲＳＩシステムを含む）内で使用するためのＲＦ送信アンテナ構成、並びに、いくつかの実施例において、別のシステムと組み合わせて使用されるＭＲＩシステムが存在する、ＭＲ－Ｌｉｎａｃ及びＰＥＴ－ＭＲシステムなどの組み合わせシステムに関する。

ＭＲＩシステムは、典型的には、メインＭＲＩスキャナ構成と、走査中に患者が横たわる患者支持体又はベッドと、少なくとも一部の事例において、走査することが所望される特定の身体部分の領域内の位置に配置される別個のローカルＲＦ（無線周波数）構成（又は身体部分特有のＲＦ構成）とを備える。

メインＭＲＩスキャナ構成は、典型的には、メイン磁石と、傾斜磁場コイルと、ＲＦ送信アンテナ／コイルと、受信コイルとを備え、これらはすべて、患者が走査中に位置付けられるボアを有するメイン・ユニット内に配置されている。存在する場合、身体部分特有のＲＦ構成も、典型的には走査中にボア内に位置付けられる。身体部分特有のＲＦ構成は、少なくとも１つの受信コイル及び／又は少なくとも１つのＲＦ送信アンテナ／コイルを備え得る。

周知されているように、ＭＲＩ（磁気共鳴イメージング）システムは、被検体をイメージングするために広く使用されており、ＭＲ－Ｌｉｎａｃ、ＰＥＴ－ＭＲシステムなどの組み合わせシステム、及び、ＭＲＩ誘導レーザ間質熱療法などのＭＲＩ温熱療法において使用することもできる。これらは、例えばＭＲ－Ｌｉｎａｃ、ＭＲＩ温熱療法における処置のために、又は、例えばＰＥＴ－ＭＲにおいて機能的イメージングを提供するために、磁気共鳴イメージングを他の技法と組み合わせる。ＭＲＩシステムのさらなるサブセットは、空間的に局所化したスペクトルを試料又は患者内から得ることができるＭＲＳＩ（磁気共鳴スペクトロスコピー・イメージング）システムである。

ＭＲＩ動作において、磁石は、大規模な静磁場Ｂ_０を生成し、ＲＦ送信アンテナ／コイルは、交流磁場Ｂ_１を生成し、受信コイルは、メイン・ユニット内に設けられるか又は身体部分特有の受信コイル内に設けられるかにかかわらず、磁気共鳴信号を収集する（すなわち、磁気共鳴データを取得する）ように構成される。傾斜磁場コイルは、Ｂ_０磁場上での空間的符号化が断層イメージングを可能にすることができるように使用される。

走査装置のメイン・ユニット内に設けられている受信コイルを使用してＭＲＩシステムが動作されるとき、結果の分解能及び精度は、場合によって制限される可能性がある。これによって、選択された位置／身体部分のイメージングを改善することを目的とする、別個の、言わばローカル受信コイル、例えば、上述したような身体部分特有のコイルが使用されることになる。少なくとも一部の事例において、ローカル受信コイルとともに、又は、これとは独立して、ローカル又は身体部分特有のＲＦ構成内にＲＦ送信アンテナ／コイルを設けることが可能であることが有益であり得る。

従来のＲＦ送信アンテナ／コイルは、特定の身体部分の形状に近密に一致するように構成されている身体部分特有のＲＦ構成に含めるには不適切である可能性があるため、ローカルＲＦ送信アンテナ／コイルを設けることは、少なくとも一部の事例において問題である可能性がある。

考慮すべきさらなる課題は，所望のＢ_１磁場を生成するために被検体に信号が印加されることに起因して、イメージングされている被検体に見られるＳＡＲ（比吸収率）（加熱効果）である。典型的には、加熱効果は、所望のＢ_１磁場を生成する副産物として被検体内で生成される電場によって引き起こされる。一般に、任意の所与の強度のＢ_１磁場について生成されるＳＡＲレベルを最小限に抑えることが望ましい。

ＤＥ２０２００７０１５６２０Ｕ１

したがって、これらの課題のうちの少なくとも１つに対処することを目的としたＭＲＩシステムＲＦ送信アンテナ構成、並びに、そのようなＭＲＩシステムＲＦ送信アンテナ構成を含むＭＲＩシステム及び併用療法及び／又はイメージング・システムを提供することが望ましい。

本発明の第１の態様によれば、導電性芯線及び芯線が中を通って延在する導電性外側シールドを有する一定長の同軸ケーブルを備えるアンテナを備えるＭＲＩシステムＲＦ送信アンテナ構成が提供され、芯線は、ＲＦ源への電気接続のために構成されている供給点と、導電性外側シールドを少なくとも２つの軸方向に離間されたシールド部分に分割し、結果、ＲＦ源が供給点に接続されるときにシールド部分のうちの少なくとも１つが放射素子として作用するように、一定長の同軸ケーブルに沿って導電性外側シールド内に部分的に設けられている少なくとも１つの中断部とを有する。

そのような構成は、効果的であるとともに柔軟でもあるアンテナを提供することを容易にし、結果、それらを所望に応じてより容易に成形することができる。これによって、例えば、調査されるべき被検体又は被検体の一部分に、より近密に一致するように成形されるそのようなアンテナを構成に含めることが可能になる。その上、そのような構成は、被検体内で生成される所与の大きさのＢ_１磁場について観測されるＳＡＲレベルを最小限に抑えるアンテナを提供することを容易にする。これは、被検体内で生成される所与の大きさのＢ_１磁場の、被検体内で生成される電場の最小化の結果であると考えることができる。

アンテナは、一定長の同軸ケーブルの一端の領域内に供給点が設けられている、モノポール・アンテナとして構成することができる。

好ましくは、アンテナは、一定長の同軸ケーブルが、供給点の一方の側の第１の同軸ケーブル部分と、供給点の反対の第２の側の第２の同軸ケーブル部分とを有するように、一定長の同軸ケーブルの中間点に向かって供給点が設けられている、ダイポール・アンテナとして構成される。

第１の同軸ケーブル部分内のシールドは、第２の同軸ケーブル部分内のシールドに、電気的に、典型的にはガルバニックに接続することができる。第１の同軸ケーブル部分内の芯線及び第２の同軸ケーブル部分内の芯線は、ＲＦ源が、供給点においてそれらの間に接続されるように構成することができる。

アンテナがダイポール・アンテナとして構成される１セットの実施例において、一定長の同軸ケーブルの導電性外側シールドを少なくとも３つの軸方向に離間されたシールド部分に分割し、結果、ＲＦ源が供給点に接続されるときにシールド部分のうちの少なくとも１つが放射素子として作用するように、少なくとも１つの中断部が一定長の第１の同軸ケーブル部分に沿って導電性外側シールド内に部分的に設けられ、少なくとも１つの中断部が一定長の第２の同軸ケーブル部分に沿って導電性外側シールド内に部分的に設けられる。

これによって、特に単純で効果的なアンテナを提供することができる。典型的には、導電性外側シールドの中間部分は、そのような構成内の放射素子として作用する。この中間部分は、第１の同軸ケーブル部分の外側シールドの一部分及び第２の同軸ケーブル部分の外側シールドの一部分から構成され、外側シールドのそれぞれの中断部によって規定される端部を有する。この中間部分の長さが、使用中に走査される被検体領域の視野を画定する傾向にある。したがって、場合によっては、この中間部分の長さは、所望の視野に応じて選択することができる。

代替形態において、アンテナは、供給点から外方に延出する３つ以上の同軸ケーブル部分を備えることができる。そのような事例においては、少なくとも１つの中断部が、一定長の各同軸ケーブル部分に沿って導電性外側シールド内に部分的に設けられ得る。

場合によっては、マルチポール・アンテナが設けられてもよい。

一般的に、アンテナ構成のその放射素子又は各放射素子は、同軸ケーブル部分の少なくとも１つのシールド部分によって設けることができ、上記少なくとも１つのシールド部分は、同軸ケーブル部分の伝導性外側シールド内の軸方向中断部によって、同軸ケーブル部分の別のシールド部分から離間される。

アンテナ構成は、アンテナ構成の電気的特性を制御するために、一定長の同軸ケーブルの導電性外側シールド及び導電性芯線のうちの少なくとも１つに接続されている少なくとも１つの電気構成要素を備えることができる。

少なくとも１つの電気構成要素は、インダクタ、抵抗器、コンデンサのうちの少なくとも１つを含んでもよい。

少なくとも１つの電気構成要素は、所定のＲＦ源周波数において駆動されている間に動作するためにアンテナ構成を調整するように選択することができる。

少なくとも１つの電気構成要素は、所定の複数のＲＦ源周波数において及び／又は所定のＲＦ源周波数範囲内で駆動されている間に動作するためにアンテナ構成が調整されるか又は調整可能であるように選択することができる。

少なくとも１つの電気構成要素は、供給点から外方にある端部に向かって、その同軸ケーブル部分又は各同軸ケーブル部分の導電性外側シールドと導電性芯線との間に電気的に接続されている少なくとも１つの接続電気構成要素を含むことができる。少なくとも１つの電気構成要素は、それを介して電源がアンテナ構成に接続可能である供給点に設けられている整合回路内に設けることができる。

少なくとも１つの接続電気構成要素は、供給点から外方にある端部に向かって、その同軸ケーブル部分又は各同軸ケーブル部分の導電性外側シールドと導電性芯線との間に電気的に接続することができる。

少なくとも１つの接続電気構成要素は、インダクタ、抵抗器、コンデンサのうちの少なくとも１つを含んでもよい。

好ましい実施例のセットにおいて、少なくとも１つの接続電気構成要素は、インダクタを含む。

そのような位置に（又は複数のそのような位置に）少なくとも１つの接続電気構成要素を設けることは、導電性外側シールド及び導電性芯線内に流れる電流の相対レベルを制御することを助けることによって、損失を低減することを助けることができる。

少なくとも１つの接続電気構成要素は、所定のＲＦ源周波数において駆動されている間に動作するためにアンテナ構成を調整するように選択することができる。

少なくとも１つの接続電気構成要素は、所定の複数のＲＦ源周波数において及び／又は所定のＲＦ源周波数範囲内で駆動されている間に動作するためにアンテナ構成が調整されるか又は調整可能であるように選択することができる。

少なくとも１つの接続電気構成要素は、ＬＣ共振回路内に配置された少なくとも１つのインダクタ及び少なくとも１つのコンデンサを含んでもよい。少なくとも１つの接続電気構成要素は、所定の複数のＲＦ源周波数の中から、又は、所定のＲＦ源周波数範囲の中からアンテナ構成の調整された周波数を選択するための少なくとも１つのスイッチを含むことができる。

代替形態において、供給点から外方にある端部に向かって、その同軸ケーブル部分又は各同軸ケーブル部分の導電性外側シールドと導電性芯線との間に開回路があってもよい。

他の代替形態において、供給点から外方にある端部に向かって、その同軸ケーブル部分又は各同軸ケーブル部分の導電性外側シールドと導電性芯線との間に短絡があってもよい。

アンテナ構成は、それを介して電源がアンテナ構成に接続可能である供給点に設けられている整合回路を備えることができる。

整合回路は、少なくとも１つの整合電気構成要素を備えることができる。整合回路は、インダクタ、抵抗器、コンデンサのうちの少なくとも１つを含んでもよい。

好ましい実施例において、整合回路は、コンデンサを備える。

現在最も好ましい実施例において、接続電気構成要素は、インダクタを含み、整合回路はコンデンサを備える。さらにより好ましくは、少なくとも１つの接続電気構成要素は、それぞれの単一のインダクタを含み、整合回路は単一のコンデンサを備える。

これによって、同軸ケーブル部分内の損失が最小限に抑えられ、少なくとも１つの電気構成要素及び整合回路内の損失が最小限に抑えられる効率的な設計をもたらすことができる。

少なくとも１つの一定長の同軸ケーブルは、１０ｃｍ～１００ｃｍの範囲内、好ましくは２０ｃｍ～６０ｃｍの範囲内の長さを有することができる。良好に機能する１つの長さは３０ｃｍである。

放射素子は、８ｃｍ～５０ｃｍ又はさらには８ｃｍ～７５ｃｍの範囲内、ただし好ましくは１０ｃｍ～３０ｃｍの範囲内の長さを有することができる。

放射素子の長さと同軸ケーブルの全長との比は、０．２：１～０．９：１の範囲内であり得る。したがって、これらの極において、放射素子は、ケーブルの長さの１／５及びケーブルの長さの９／１０になる。好ましくは、放射素子の長さと同軸ケーブルの長さとの比は、０．４：１～０．８：１の範囲内である。良好に機能する比は２：３程度であり、したがって、放射素子は、ケーブルの全長の２／３である。

一般的に、上記で定義されているものとしてのダイポール・アンテナ内のシールドの中断部間の間隔を増大させることによって、放射素子上のより平坦な電流分布が促進されるが、対照的に、これによって、少なくとも一部の事例において、内部導体上で定常波において流れる電流が増大する傾向にあり得ることが分かっている。上記で言及したように、接続電気構成要素を設けることによって、これを制御することを助けることができる。

それぞれの同軸ケーブル部分の供給点と外側導電性シールド内の中断部との間の距離は、アンテナが駆動されることになる周波数と組み合わせて、上記距離が放射素子上に見られるような波長の３／４以下であるように、選択することができる。

本発明の別の態様によれば、上記で定義されているようなＭＲＩシステムＲＦ送信アンテナ構成を製造する方法が提供され、ＭＲＩシステムＲＦ送信アンテナ構成は、２つの同軸ケーブル部分を有するダイポール・アンテナを備え、２つの同軸ケーブル部分は各々、それぞれの同軸ケーブル部分の長さに沿って外側シールド内に部分的にそれぞれの中断部を設けられており、本方法は、
ａ）外側シールド内のそれぞれの中断部の間の距離に対応する、アンテナの放射素子の所望の長さＬを選択するステップと、
ｂ）各々が供給点から距離Ｌ／２にある外側シールド内の中断部及びそれぞれの中断部を越えた長さＸの同軸ケーブルの端部を有する２つの同軸ケーブル部分と、供給点に接続されている供給源と、第１の同軸ケーブル部分の遠位端に向かって設けられている少なくとも１つの第１の接続電気構成要素と、第２の同軸ケーブル部分の遠位端に向かって設けられている少なくとも１つの第２の接続電気構成要素とを含むアンテナをモデル化するステップと、
ｃ）長さＸの値並びに少なくとも１つの第１の接続電気構成要素及び少なくとも１つの第２の接続電気構成要素の特性を決定するステップであって、当該値並びに特性は、
ｉ）放射素子上の電流分布の平坦性、
ｉｉ）内側芯線及び接続構成要素における損失最小化、並びに
ｉｉｉ）供給源における望ましい入力インピーダンスを最適化する、決定するステップと、
ｄ）送信アンテナ構成を上記設計にするステップとを含む。

少なくとも１つの第１の接続電気構成要素は、インダクタを含んでもよく、又は、インダクタで構成されてもよい。少なくとも１つの第２の接続電気構成要素は、インダクタを含んでもよく、又は、インダクタで構成されてもよい。

長さＸの値並びに少なくとも１つの第１の接続電気構成要素及び少なくとも１つの第２の接続電気構成要素の特性を決定するステップは、長さＸの値及び各インダクタのインダクタンスの値を決定するステップを含んでもよく、又は、当該ステップで構成されてもよい。

本発明の別の態様によれば、上記で定義されているようなＭＲＩシステムＲＦ送信アンテナ構成を製造する方法が提供され、ＭＲＩシステムＲＦ送信アンテナ構成は、２つの同軸ケーブル部分を有するダイポール・アンテナを備え、２つの同軸ケーブル部分は各々、それぞれの同軸ケーブル部分の長さに沿って外側シールド内に部分的にそれぞれの中断部を設けられており、本方法は、
ａ）外側シールド内のそれぞれの中断部の間の距離に対応する、アンテナの放射素子の所望の長さＬを選択するステップと、
ｂ）各々が供給点から距離Ｌ／２にある外側シールド内の中断部及びそれぞれの中断部を越えた長さＸの同軸ケーブルの端部を有する２つの同軸ケーブル部分と、供給点に接続されている供給源と、第１の同軸ケーブル部分の遠位端に向かって設けられている接続電気構成要素としての第１のインダクタと、第２の同軸ケーブル部分の遠位端に向かって設けられている接続電気構成要素としての第２のインダクタとを含むアンテナをモデル化するステップと、
ｃ）長さＸの値及び各インダクタのインダクタンスの値を決定するステップであって、当該値は、
ｉ）放射素子上の電流分布の平坦性、
ｉｉ）内側芯線及び接続構成要素における損失最小化、並びに
ｉｉｉ）供給源における望ましい入力インピーダンスを最適化する、決定するステップと、
ｄ）送信アンテナ構成を上記設計にするステップとを含む。

電流分布の平坦性は、標準偏差を放射素子に沿った電流振幅の平均で除算した値として計算される、放射素子に沿った電流の変動の係数として測定することができる。

典型的な長さＬ（例えば２０ｃｍ程度）を有する実例として、放射素子に沿った電流の変動の係数の目標は、０．２未満、好ましくは０．１５未満、さらにより好ましくは０．１０未満にすべきであり得る。

損失は、無駄にされる入力電力の百分率として測定することができる。好ましくは、無駄にされる入力電力の百分率は、２０％未満であり、より好ましくは１０％以下であり、より好ましくはさらに５％以下である。

望ましい入力インピーダンスは、供給源が整合するのが容易であるもの、及び、任意選択的に、任意の整合回路における損失を最小限に抑えるものである。インピーダンスの実数部は、最適な動作を達成しようとする上で重要である。好ましくは、入力インピーダンスの実数部は、少なくとも５オーム、より好ましくは少なくとも１０オームである。好ましくは、入力インピーダンスの実数部は、供給源のインピーダンスの１５０％以下である。理想的には、入力インピーダンスの実数部は、少なくとも１０オームであり、結果、整合回路には単一の電気構成要素があれば十分である。

方法は、使用時にアンテナが駆動されるべき動作周波数又は動作周波数範囲を選択するステップと、選択されている動作周波数又は動作周波数範囲を考慮に入れながら、ステップａ）、ｂ）、及びｃ）のうちの少なくとも１つを実行するステップとを含むことができる。

アンテナ構成は、各々が上記で定義されているようなそれぞれの一定長の同軸ケーブルを備える、アンテナのアレイを備えることができる。例えば、アンテナ構成は、８つのアンテナを備えることができる。

アンテナ構成は、少なくとも１つの一定長の同軸ケーブルを支持するための支持構造を備えることができる。

アンテナ構成は、身体部分特有のアンテナ構成として構成することができ、それぞれの身体部分を走査するために選択される構成において、少なくとも１つの一定長の同軸ケーブルを支持するための支持構造を備えることができる。

アンテナ構成は、少なくとも１つのＲＦ受信コイルを備えることができる。

支持構造は、少なくとも１つのＲＦ受信コイルを支持するように構成することができる。

身体部分特有のアンテナ構成は、それぞれの身体部分を走査するために選択される構成において、支持構造上で支持されている少なくとも１つのＲＦ受信コイルを備えることができる。少なくとも１つのＲＦ受信コイルは、ループ状に構成されているそれぞれの一定長の同軸ケーブルを備えることができる。

本発明の別の態様によれば、上記で定義されているようなＭＲＩシステムＲＦ送信アンテナ構成と、供給点に接続されているＲＦ源とを備えるＭＲＩシステムＲＦ送信アンテナ装置が提供される。

アンテナ構成は、所定のＲＦ源周波数において動作するように調整することができ、ＲＦ源は、上記所定の周波数においてアンテナ構成を駆動するように構成することができる。

アンテナ構成は、所定の複数のＲＦ源周波数において及び／又は所定のＲＦ源周波数範囲内で動作するように調整することができるか又はそのように調整可能であり得、ＲＦ源は、上記所定の複数のＲＦ源周波数において及び／又は所定のＲＦ源周波数範囲内でアンテナ構成を駆動するように構成することができる。

本発明の別の態様によれば、上記で定義されているようなＭＲＩシステムＲＦ送信アンテナ構成を備えるＭＲＩシステムが提供される。

本発明の別の態様によれば、メインＭＲＩスキャナ構成と、患者支持体と、メインＭＲＩスキャナ構成に電気的に接続される、上記で定義されているようなＭＲＩシステムＲＦ送信アンテナ構成を備えるＭＲＩシステムとを備えるＭＲＩシステムが提供される。

本発明の別の態様によれば、上記で定義されているようなＭＲＩシステムと、医療線形加速器システムとを備えるＭＲ－Ｌｉｎａｃシステムが提供される。

本発明の別の態様によれば、上記で定義されているようなＭＲＩシステムと、陽電子放出断層撮影システムとを備えるＰＥＴ－ＭＲシステムが提供される。

本発明の別の態様によれば、上記で定義されているようなＭＲＩシステムと、温熱療法システムとを備える温熱療法ＭＲシステムが提供される。

一般的に、また任意の必要な文言の修正を加えて、上記の本発明の任意の態様に従う上記で定義されているさらなる特徴のすべては、上記で定義されている本発明のすべての他の態様のさらなる特徴として適用可能であることに留意されたい。これらのさらなる特徴は、簡潔にすることのみを目的として、本発明の各態様の後に再び述べられない。

ここで単なる実例として、付随の図面を参照して本発明の実施例を説明する。

ＲＦ送信アンテナ構成を含むＭＲＩシステムの概略図である。 アンテナの長さに沿った、図１に示すＭＲＩシステムのＲＦ送信アンテナ構成のアンテナの概略断面図である。 供給ケーブルに接続されている図２のアンテナの概略図である。 アンテナに含まれるインダクタが異なる値を有する、図２及び図３に示すタイプのアンテナに流れる総電流レベルを示すプロット図である。 アンテナに含まれるインダクタが異なるインダクタンス値を有する、図２及び図３に示すタイプのアンテナの芯線上の電流を示すプロット図である。 従来技術の分割ダイポール・アンテナと比較した、図２及び図３に示すタイプのアンテナを使用してサンプル内で達成されるＢ_１の大きさを示すプロット図である。 従来技術の分割ダイポール・アンテナを使用したときに見られる加熱効果と比較した、図２及び図３に示すタイプのアンテナを使用してサンプルにＢ_１磁場が印加されるときに、サンプル内で観察される位置による加熱効果を示すプロット図である。

図１は、メイン・スキャナ構成１と、スキャナ構成１内にあるときに患者を支持するように構成されている患者支持体２と、メイン・スキャナ構成から分離されており、この実施例においては身体部分特有のＲＦ送信アンテナ構成３であるＲＦ送信アンテナ５のアレイ３１を含むＭＲＩシステムＲＦ送信アンテナ構成３とを備えるＭＲＩシステムを示す。本種類のＲＦ送信アンテナ５は、単独で使用され得るが、より一般的には、アンテナ５は本実施例にあるようなアレイ３１において提供される。実例として、８つのアンテナ５がアレイ３１において提供されてもよい。各ＲＦ送信アンテナ５のさらなる詳細は下記にさらに説明される。最も単純には、ＲＦ送信アンテナ構成３は、アンテナ５のみを備え得る。しかしながら、本実施例において、ＲＦ送信アンテナ構成３は、他の構成要素部分も有する。

本実施例において、身体部分特有のＲＦ送信アンテナ構成３はまた、ローカル受信コイル３２も備え、身体部分特有のＲＦ構成３と考えることができる。より一般的には、そのようなＲＦ送信アンテナ構成３（又はＲＦ構成）は、ローカルＲＦ送信アンテナ構成（又はローカルＲＦ構成）と称される場合がある。

上記で示唆されているように、場合によっては、ＭＲＩシステムは、例えば、ＭＲＩシステムと医療線形加速器システムとを備えるＭＲ－Ｌｉｎａｃシステムを提供するように、又は、別の実例においては、ＭＲＩシステムと、陽電子放出断層撮影システムとを備えるＰＥＴ－ＭＲシステムを提供するように、又は、別の実例においては、ＭＲＩシステムと、温熱療法システムとを備える温熱療法ＭＲシステムを提供するように、他のシステムと組み合わせて使用される。そのような事例において、図１に示すＭＲＩシステムは、図１においては高度に概略的な形態で点線でのみ示す、線形加速器システム、陽電子放出断層撮影システム、又は温熱療法システムＳによって補完することができる。

メインＭＲＩスキャナ構成１は、典型的には超伝導電磁石である主磁石１１と、メイン・ユニットＲＦ送信コイル１２と、傾斜磁場コイル１３と、メイン・ユニット受信コイル１４とを備える、完全に従来型のメインＭＲＩスキャナ構成であってもよい。これらの構成要素は、患者支持体２が中に設けられるか、又はより典型的には、手術位置に達するまで患者を搬送する患者支持体２をそこへと動かすことができる主ボアＢを有するＭＲＩスキャナ構成１の本体内に設けられる。

少なくとも使用中、身体部分特有のＲＦ構成３もまた、この主ボアＢ内に設けられる。存在する場合、医療線形加速器システム、陽電子放出断層撮影システム、又は温熱療法システムＳのうちの少なくとも一部もまた、動作中にこの主ボア内に位置することができる。

動作中にメインＭＲＩスキャナ１の主ボアＢ内に位置するとともに、ＲＦ構成３はメイン・スキャナ構成１に電気的に接続され、結果、受信コイル３２によって拾われる磁気共鳴信号を、処理のためにメイン・スキャナ構成１に供給することができる。ＲＦ駆動信号もまた、動作中にアンテナ５を駆動するためにメインＭＲＩスキャナ１からＲＦ構成３に提供することができ、又は、ＲＦ駆動信号は、別個の信号源（図示せず）から提供されてもよい。

受信コイル３２によって拾われる信号は、画像の処理及び生成において、単独で、又は、メイン・ユニット受信コイル１４によって拾われる信号と組み合わせて使用することができる。場合によっては、それ自体の、メイン・ユニット受信コイル１４を有しないメインＭＲＩスキャナ構成１は、本タイプのＲＦ構成３とともに使用することができる。

より詳細には、代替形態において、本種類の少なくとも１つのアンテナ５、より典型的には、本種類のアンテナ５のアレイは、ローカルＲＦ構成３内に設けることができ、それ自体のメイン・ユニットＲＦ送信コイル１２のいずれをも用いずに、ＭＲＩシステム・メイン・スキャナとともに使用することができる。他の代替形態において、本種類の少なくとも１つのアンテナ５は、ＭＲＩシステム・メイン・スキャナ構成内のメインＲＦ送信コイル１２として作用するように提供することができる。そのような代替的な構成は、このとき、所望に応じてローカルＲＦ構成３を有しなくてもよい。

ＭＲＩスキャナ構成の構造及び動作は十分に開発及び理解されており、本実施例における本着想は、そのようなＭＲＩスキャナ構成とともに使用するためのＲＦ構成３に関し、より詳細には、本種類のアンテナ５の構造及び動作に関する。それゆえ、ＭＲＩスキャナ構成１の構造及び動作のさらなる説明は必要なく、本明細書の残りの部分は、ＲＦ構成３、特に、そのアンテナ又は各アンテナ５に関する。

ＲＦ構成３は、アンテナ５のアレイを支持する支持構造３３、及びまた、ローカル受信コイル３２も備え、走査される被検体の一部分の周りに配置するために適切に成形されている。受信コイル３２のうちの少なくともいくつかは、本質的に可撓性であり得、これらが走査される被検体の関心領域の周りで成形されることを可能にする。これらの受信コイル３２は、場合によっては、同軸ケーブルのループから作成される受信コイルを含んでもよい。

本実施例のアンテナ５の各々は、可撓性であり、支持構造３３上に設けられたときに、走査される被検体の一部分と一致するような形状設計に構成することができるように、構成される。

他の事例において、各アンテナ５は、走査される被検体の特定の部分と一致するように成形されなくてもよく、ただし、依然として走査される領域に近接近してＲＦ構成３内に設けられる。そのアンテナ又は各アンテナ５を、走査される被検体の部分の領域内に有すること、及び／又は、走査される被検体の部分の形状に近密に一致するようにすることによって、被検体の関心領域内に所望のＢ_１磁場を生成するのに必要な電力の量を低減するのを助けることができる。

図２は、本実施例のアレイ３１に含まれるアンテナ５のうちの１つの概略断面を示す。アンテナ５は、本実施例においては３００ｍｍの全長を有する一定長の同軸ケーブル５１を備える。一定長の同軸ケーブル５１は、導電性芯線５２と、これを囲む導電性シールド５３とを備える。一定長の同軸ケーブル自体は、単に、標準的な長さ、例えば５０オーム又は７５オーム同軸ケーブルとすることができ、そのようなケーブルは、典型的には、シールド５３の上の外側絶縁ケーシングと、芯線５２とシールド５３との間の内側絶縁スペーサとを有し、典型的には、これらはプラスチック材料から成ってもよい。

ＲＦ駆動源を接続することができる供給点５２ａが、芯線５２上に設けられる。本実施例において、供給点５２ａは、芯線５２の中間点に向かって設けられ、アンテナ５はダイポール・アンテナとして構成される。

供給源が一定長の同軸ケーブルの芯線の中間の供給点に接続され、他に何も行われない場合、シールド５３が芯線５２を遮蔽し、放射を大いに妨げるため、同軸ケーブルはアンテナとして作用しないことが予測され得る。

しかしながら、選択された位置において外側シールド５３内に間隙（又は中断部）が設けられる場合、実効的なアンテナを実現することができることが、本発明者らによって究明された。本実施例において、２つの中断部５３ａが、一定長の同軸ケーブル５１に沿った途中の位置において、外側シールド５３内に設けられている。本実施例において、シールド５３内の各中断部５３ａは、一定長の同軸ケーブル５１の中間点から１００ｍｍの距離に設けられている。したがって、本実施例において、外側シールド５３内の２つの中断部５３ａの間には２００ｍｍの距離がある。中断部５３ａの正確な長さは、一般的に特に重要とは考えられないが、それらは、例えば３ｍｍ程度であってもよい。同軸ケーブル５１の任意の外側絶縁ケーシング及び内側絶縁スペーサはまた、中断部５３ａ内になくてもよく、又は例えば、便宜上、外側ケーシングは中断部になくてもよく、内側スペーサが中断部５３ａに存在してもよい。機能的に重要なのは、外側導電性シールド５３内の中断部５３ａである。

一定長の同軸ケーブル５１は、２つの部分、すなわち、供給点５２ａの第１の側の第１の部分５１ａ及び供給点５２ａの第２の側の第２の部分５１ｂを含むと考えることができる。このように、第１の中断部５３ａが第１の同軸ケーブル部分５１ａ内に設けられ、第２の中断部５３ａが第２の同軸ケーブル部分５１ｂ内に設けられる。第１の同軸ケーブル部分５１ａ内の外側シールド５３は、第２の同軸ケーブル部分５１ｂ内の外側シールド５３に電気的に接続され、結果、２つの中断部５３ａの間で電気的に連続しているシールドの中央部分５３ｂが存在する。シールドのこの中央部分５３ｂは、アンテナの動作時に放射素子として作用する。中央部分５３ｂを越えてシールド５３の２つの端部５３ｃが存在するが、これらは典型的には電流を搬送するが、典型的には有用な放射素子ではない。

本実施例において、第１のインダクタ５４ａが、同軸ケーブルの第１の部分５１ａの遠位端に向かって設けられ、且つ、この遠位端に向かっている位置において、外側シールド５３（特に端部５３ｃ）と内側芯線５２との間に電気的に接続される。第２のインダクタ５４ｂが、第２の同軸ケーブル部分５１ｂの遠位端に向かって設けられ、且つ、この遠位端に向かっている位置において、外側シールド５３（特に端部５３ｃ）と内側芯線５２との間に電気的に接続される。

他の実施例において、異なる形態のアンテナが提供されてもよい。例えば、アンテナは、一定長の同軸ケーブルの一端に向かって供給点が設けられている、モノポール・アンテナとして構成することができ、又は、複数のアンテナが提供されてもよい。任意のそのような事例において、その一定長の同軸ケーブル又は各一定長の同軸ケーブルは、シールド内にそれぞれの中断部を設けられる。

動作時、供給源からのＲＦ駆動電圧が、供給点５２ａにおいて印加されると、すなわち、この電圧源が第１の同軸ケーブル部分５１ａ内の芯線と第２の同軸ケーブル部分５１ｂ内の芯線との間に接続されると、電流が芯線５２及び外側シールド５３内で、並びにインダクタ５４ａ及び５４ｂを通じて流れる。外側シールド５３の中央部分５３ｂはＲＦ信号をアンテナ５から外方に、走査される被検体に向かって送信するための放射素子として作用する。

同軸ケーブル自体、インダクタ５４ａ、５４ｂの特性、中央区画５３ｂの長さ及び外側シールドの各端部区画５３ｃの長さは、アンテナ５にとって望ましい送信特性を与えるように選択することができる。

図３は再び、図２に示すダイポール・アンテナを概略的に示す。ここでは、整合回路５５を介して内側芯線５２に接続されている供給ケーブル６が示されている。

インダクタ５４ａ、５４ｂに対して適切な値が選択されている本実施例において、整合回路は、供給ケーブル６と並列に接続されている単一のコンデンサを含むことができる。

他の実施例において、整合回路５５は、さらなる又は異なる構成要素を含んでもよい。同様に、一定長の同軸ケーブルの端部に設けられているインダクタ５４ａ、５４ｂに加えて又はその代わりに、他の構成要素がこれらの領域に設けられてもよい。１つの代替形態において、同軸ケーブル５１の端部は開回路のままであってもよい。別の代替形態において、同軸ケーブル５１の端部は短絡されてもよい。さらなる実例において、抵抗器、コンデンサなどのような他の構成要素が、芯線５２及びシールド５３のそれぞれの端部の間に接続して設けられてもよい。

少なくとも一部の状況において、同軸ケーブル５１の端部に設けられている各構成要素、すなわち、インダクタ５４ａ、５４ｂ又はそれらの場所において使用される異なる構成要素は、アンテナ５を、特定の駆動周波数で使用するために調整するために選択することができる。一部の状況において、これらの構成要素は、異なる時点において複数の異なる周波数のうちの選択される周波数において駆動されるときに調整を可能にするか、又は、所定の周波数範囲内の周波数において駆動されるときに調整を促進するために選択することができる。場合によっては、これらの構成要素は、第１の所定の周波数において動作するようにアンテナ５を調整するのに適した構成と、第２の駆動周波数において動作するようにアンテナ５を調整するのに適した構成との間でアンテナ５を切り替えることができるような切り替え回路を含むように構成することができ、又は、各々が、アンテナ５がそれぞれの駆動周波数において駆動されるように調整されるように構成されている、３つ以上の異なる構成の間で切り替えることを可能にするように構成することができる。同様に、当然ながら、メインＭＲＩスキャナ１内のものであるか又は別個に設けられる駆動源は、選択された１つ又は複数の駆動周波数において駆動するように構成することができる。

インダクタ５４ａ、５４ｂ及びアンテナ５の他の特性は、入力インピーダンスを生じさせる。整合回路５５内の単一のコンデンサなどの単一の構成要素を使用することを可能にするように、この入力インピーダンスが選択されることが特に好都合である。インダクタ５４ａ、５４ｂ、すなわち、これらのインダクタのインダクタンス値を適切に選択することによって、アンテナ５の入力インピーダンスの実数部は、少なくとも１０オームになるように、場合によっては５０オームに可能な限り近くなるように選択することができ、ここで、供給ケーブルは５０オーム同軸ケーブルである。入力インピーダンスの実数部が例えば少なくとも１０オームであり、好ましくは５０オームの領域内である場合、これは、アンテナにおける安定性の増強に対応することができ、整合回路５５内の単一の構成要素の使用を促進することができる。

一般的に、インダクタ５４ａ、５４ｂのインダクタンスの値（又はこれらの端部位置に設けられる他の構成要素の特性）は、アンテナ５の通電特性、したがってその放射特性を制御するために使用することができる。

図４は、図２及び図３に示すタイプのアンテナ５の一定長の同軸ケーブル５１に沿った総電流を示す、すなわち、その長さに沿った異なる点においてアンテナ５を流れる総電流を示すプロットである。プロットには３つのトレースが存在し、各々が、インダクタ５４ａ、５４ｂの異なるインダクタンス値に対応し、生成されるそれぞれの異なる電流プロファイルを示す。第１のトレース４０１は、インダクタンス値が１０．６ｎＨである電流を示す。第２のトレース４０２は、インダクタンス値が２７．８ｎＨである電流を示す。第３のトレース４０３は、インダクタンス値が３３．４ｎＨである電流を示す。

損失のない良好な送信特性を促進し、走査される被検体の望ましくない加熱を最小限に抑えるために、外側シールド５３上の電流プロファイルを相対的に平坦にすることが好ましい。

図５は、図２及び図３に示すタイプのアンテナ５の同軸ケーブル５１の芯線５２に沿った位置による電流レベルを示すプロットである。ここでも、プロットは、各々がインダクタ５４ａ、５４ｂの異なるインダクタンス値のものである、３つのトレースを示す。第１のトレース５０１は、インダクタンス値が１０．６ｎＨである芯線電流を示す。第２のトレース５０２は、インダクタンス値が２７．８ｎＨである芯線電流を示す。第３のトレース５０３は、インダクタンス値が３３．４ｎＨである芯線電流を示す。ここで、一部のインダクタ値において、はるかに多い電流が芯線５３内を流れることが分かり、これは、Ｂ_１磁場生成を駆動しているシールド５３内の電流であるような、より大きい損失に対応する。

適切にモデル化することによって、損失を最小限に抑えながら良好な送信特性を与えるために、芯線５２内の電流の最小化も同時に呈しながら、相対的に平坦な総電流をもたらす、インダクタ５４ａ、５４ｂのインダクタンスの好ましい値を選択することができる。

本実例において、３００ｍｍの全長、及び、中央から１００ｍｍに設けられている外側シールド５３内の中断部５３ａを有するアンテナについて、２８ｎＨ程度のインダクタンス値が、芯線電流を低減した上で外側での相対的に平坦な電流をもたらすことが分かった。さらに、この構成は、整合回路５５内で１０ｐＦの単一のコンデンサを使用することを容易にする、５０オーム程度の実数部を有する入力インピーダンスをもたらした。

一般的に言えば、外側シールド５３内の中断部５３ａを一定長の同軸ケーブル５１の中央から外方に動かすことによって、より平坦な電流分布がもたらされることが分かっている。しかしながら、何らかの改善策（一定長の同軸ケーブル５１の端部にインダクタ５４ａ、５４ｂなどの構成要素を導入することなど）をとらなければ、シールド５３内の中断部５３の間の間隙の増大が芯線電流を増大させる働きをし得る。

他のサイズのアンテナ５の適切な特性を決定するために、モデル化／シミュレーション・ソフトウェアを利用して下記のラインに沿ったプロセスに従うことができる。このプロセスは、以下のステップを含むことができる。
１）中央区画５３ｂをどの程度の長さにすべきかを決定する。一般的に、これは、イメージングすることを所望する視野に依存する。汎用ＭＲＩアンテナについて、２０ｃｍ／２００ｍｍが、ほとんどの器官をカバーするのに十分に大きいため、良好な長さである。これを長さＬと呼ぶこととする。
２）中央において芯線５２に接続されている供給源と、各々が中央からＬ／２の距離に位置付けられている外側シールド５３内の２つの中断部５３ａと、一定長の同軸ケーブル５１の各端部にあり、芯線５２をシールド５３に接続する２つのインダクタとを有する、Ｌよりも長い同軸ケーブルの区画をシミュレートする。各中断部５３ａからケーブル部分のそれぞれの端部までの端部区画５３ｃの長さをＸと呼ぶこととし、そのため、総アンテナ長はＬ＋２Ｘである。
３）以下の３つの有益な特性をもたらす、長さＸとインダクタ５４ａ、５４ｂのインダクタンス値との組み合わせを求める。
ｉ．中断部５３ａ間のシールド５３の外側の「平坦な」電流分布、
ｉｉ．不要な電流に起因する最小量の損失、
ｉｉｉ．供給ケーブル（例えば、典型的には５０オーム同軸ケーブル）に容易に整合することができる供給源における入力インピーダンス。

上記のプロセスの実行における使用時にアンテナ５が駆動されるべきである周波数又は周波数範囲も熟慮され得る。

望ましい測定基準に関連して以下を考慮することができる。
ｉ．平坦な電流分布。
電流分布の平坦性は、標準偏差を長さＬに沿った電流振幅の平均で除算した変動の係数を使用して記述することができる。この数は、小さいほどよい。

いくつかの例示的な値は、以下のとおりである。中断部において０である三角形の電流分布（本当に不良であると考えられ得る）について、この値は０．５８である。３００ＭＨｚにおける３０ｃｍの長さを有するプレーン・ダイポールの電流分布について、長さＬにわたるＣｏＶは０．２２である。３０ｃｍである従来の分割ダイポール・アンテナについて、中央２０ｃｍのＣｏＶは０．１７である。Ｌ＝２０ｃｍ及びＸ＝５ｃｍである、上述したタイプの同軸ダイポール・アンテナ５の場合、中央２０ｃｍにわたるＣｏＶは０．１１である（これは非常に許容可能な値として特性化することができる）。可能性として最良な値は、実際に達成不可能である０である。

例えば２０ｃｍの、本タイプのアンテナの放射素子部分の典型的な長さをとる場合、０．２よりも高いＣｏＶが不良であると考えられる。０．１５未満であればどんな値も良好であり、０．１０未満であればどんな値も非常に良好である。

ｉｉ．最小の損失。
無駄にされる入力電力の百分率によって、損失を定量化することができる。芯線５２上の電流が高い場合、それらは銅を加熱する傾向にあり、これによって、電力が失われる。５ｃｍを大きく上回るように、長さＸを増大させることができる。これは、芯線５２内の電流を低減する役割を果たし得るが、これらのより長いケーブル長においてエネルギーを無駄にする。試験において、２５０ｍｍの視野を与えるように１２５ｍｍにおいて中断部を有し、ケーブルの端部にインダクタが接続されていない、長さ３００ｍｍのケーブルを使用して作成されるアンテナは、入力電力の３３％を無駄にすることが分かり、これは相当に望ましくない。間隙が１００ｍｍにおいて設けられ、インダクタが設けられない場合、電力の１１％が無駄にされ、一方、インダクタ５４ａ、５４ｂを含めることによって、無駄になる電力は６．５％まで下がった。一般的に、入力電力の２０％を上回る損失は許容不可能である可能性があり、一方で、２０％を下回り１０％程度までである損失は不良であるが、状況によっては許容可能である可能性がある。１０％を下回り、例えば５％に迫る損失は良好と考えられる。

ｉｉｉ．好適な入力インピーダンス。
入力インピーダンスを完全なものにするには、数回の試行錯誤が必要である。入力インピーダンスの実数部は、最適な動作の達成を試行する上で重要なファクタであり、供給ケーブルが、５０オーム程度の入力インピーダンスの実数部を有する、５０オーム同軸ケーブルである状況を考慮することが理想的であり、一方、１０オームを上回るどんな値も、有効である可能性がある。１０オームを下回る入力インピーダンスでは、問題が発生する可能性がより高い。少なくとも一部の状況において、単一の構成要素のみが整合回路５５において必要とされることが有益であるが、全体的に、最も重要なことは、アンテナ５の性能及び存在し得る損失である。したがって、整合回路５５内の電流が低い場合、たとえ整合回路５５内に複数の構成要素があったとしても、これは問題になり得ない。

一般的に、入力インピーダンスの実数部は、少なくとも５オーム、より好ましくは少なくとも１０オームであることが望ましい。さらに、入力インピーダンスの実数部が５０オームに近いか、又は、より一般的にはアンテナに供給するために使用されている供給ケーブルのインピーダンスに近いことが好ましい場合があり、１つのみの整合要素が整合回路５５内で必要とされることが望ましい可能性がある。

適切な値をモデル化及び選択した後、アンテナを製造することができ、これは、１つ又は複数の一定長の同軸ケーブルをとることと、シールド内に適切な中断部を作成することと、供給点を作成することと、接続構成要素及び整合回路を追加することとを含むことができる。所望に応じて、所与の入力電力について生成されるＢ_１磁場、及び、ＳＡＲのプロキシとしてのサンプル／ファントムにおける結果としての加熱効果も確認するために、試験を実行することができる。

無論、インダクタ以外の接続構成要素が選択される場合も、同様のプロセスに従うことができる。

本種類のアンテナ５、例えば、図２及び図３に示すタイプのダイポール・アンテナは、動作時における、従来技術の分割ダイポール・アンテナよりも優れた性能を生じることができることが分かっている。例示的な従来技術の分割アンテナは、例えば、ＤＥ２０２００７０１５６２０Ｕ１に見ることができる。

この性能改善は、生成され得るＢ_１磁場、及び、それらの使用からもたらされる関連するＳＡＲに関して観察可能である。図６は、図２及び図３に示すタイプの同軸ダイポール・アンテナ５によって生成されるものと比較した、従来技術の分割ダイポール・アンテナによって生成され得るＢ_１磁場の実例を示し、ここで、生成されるＢ_１磁場は同様であることが分かる。利点が見られる場合は、各タイプのアンテナの加熱効果を示す、すなわち、２つのアンテナ５によって生じるＳＡＲの差の効果を示す、図７に示すプロットを考慮することによるものである。第１のトレース７０１は、従来技術の分割ダイポールによって引き起こされる温度上昇を示し、第２のトレース７０２は、上述したタイプの同軸ダイポールの使用によって引き起こされる温度上昇を示す。ここで、被検体内の一定範囲の位置にわたって分割ダイポールによって与えられる加熱効果は、図２及び図３に示すタイプの同軸ダイポールを使用して生じるものよりも大幅に大きいことが分かる。

さらに、本タイプのアンテナは、単純に構築され、１つ又は複数の一定長の同軸ケーブル、及び、任意選択的に最小数の追加の電気構成要素から作成されて、本質的に可撓性である。

Claims (17)

1. 導電性芯線及び前記導電性芯線が中を通って延在する導電性外側シールドを有する一定長の同軸ケーブルを備えるアンテナを備えるＭＲＩシステムＲＦ送信アンテナ構成であって、前記導電性芯線は、ＲＦ源への電気接続のために構成されている供給点と、前記一定長の同軸ケーブルに沿って前記導電性外側シールド内に部分的に設けられている少なくとも１つの中断部とを有し、前記少なくとも１つの中断部により、前記導電性外側シールドが軸方向に離間された少なくとも２つの導電性外側シールド部分に分割され、結果、前記ＲＦ源が前記供給点に接続されるときに前記少なくとも２つの導電性外側シールド部分のうちの少なくとも１つが放射素子として作用し、
   前記アンテナは、前記一定長の同軸ケーブルが、前記供給点の一方の側の第１の同軸ケーブル部分と、前記供給点の反対の第２の側の第２の同軸ケーブル部分とを有するように、前記一定長の同軸ケーブルの中間点の付近に前記供給点が設けられている、ダイポール・アンテナとして構成され、前記少なくとも１つの中断部は、前記第１の同軸ケーブル部分または前記第２の同軸ケーブル部分にあるように構成され、
   第１の電気構成要素が、前記第１の同軸ケーブル部分の遠位端の付近に設けられ、前記ＭＲＩシステムＲＦ送信アンテナ構成の電気的特性を制御するために、前記第１の同軸ケーブル部分の前記遠位端の付近の位置で前記導電性外側シールドと前記導電性芯線との間に電気的に接続され、第２の電気構成要素が、前記第２の同軸ケーブル部分の遠位端の付近に設けられ、前記ＭＲＩシステムＲＦ送信アンテナ構成の電気的特性を制御するために、前記第２の同軸ケーブル部分の前記遠位端の付近の位置で前記導電性外側シールドと前記導電性芯線との間に電気的に接続される、ＭＲＩシステムＲＦ送信アンテナ構成。
2. 前記第１の同軸ケーブル部分内の前記導電性外側シールドは、前記第２の同軸ケーブル部分内の前記導電性外側シールドに電気的に接続され、前記第１の同軸ケーブル部分内の前記導電性芯線及び前記第２の同軸ケーブル部分内の前記導電性芯線は、前記ＲＦ源が、前記供給点において間に接続されるように構成されている、請求項１に記載のＭＲＩシステムＲＦ送信アンテナ構成。
3. 前記少なくとも１つの中断部のうちの少なくとも１つが、前記一定長の前記第１の同軸ケーブル部分に沿って前記導電性外側シールド内に部分的に設けられ、前記少なくとも１つの中断部のうちの別の少なくとも１つが、前記一定長の前記第２の同軸ケーブル部分に沿って前記導電性外側シールド内に部分的に設けられることにより、前記一定長の同軸ケーブルの前記導電性外側シールドが軸方向に離間された少なくとも３つの導電性外側シールド部分に分割され、結果、前記ＲＦ源が前記供給点に接続されるときに前記少なくとも３つの導電性外側シールド部分のうちの少なくとも１つが放射素子として作用する、請求項１又は２に記載のＭＲＩシステムＲＦ送信アンテナ構成。
4. 前記第１の電気構成要素および前記第２の電気構成要素のうちの少なくとも１つは、インダクタを含む、請求項１～３のいずれか一項に記載のＭＲＩシステムＲＦ送信アンテナ構成。
5. 前記第１の電気構成要素および前記第２の電気構成要素のうちの少なくとも１つは、所定のＲＦ源周波数において駆動されている間に動作するために前記ＭＲＩシステムＲＦ送信アンテナ構成を調整するように選択される、請求項１～４のいずれか一項に記載のＭＲＩシステムＲＦ送信アンテナ構成。
6. 前記供給点に設けられた整合回路を備え、電源が前記整合回路を介して前記ＭＲＩシステムＲＦ送信アンテナ構成に接続可能である、請求項１～５のいずれか一項に記載のＭＲＩシステムＲＦ送信アンテナ構成。
7. 前記少なくとも１つの一定長の同軸ケーブルは、１０ｃｍ～１００ｃｍの範囲内の長さを有する、請求項１～６のいずれか一項に記載のＭＲＩシステムＲＦ送信アンテナ構成。
8. 前記放射素子は、８ｃｍ～７５ｃｍの範囲内の長さを有する、請求項１～７のいずれか一項に記載のＭＲＩシステムＲＦ送信アンテナ構成。
9. 前記放射素子の長さと前記同軸ケーブルの全長との比は、０．２：１～０．９：１の範囲内である、請求項１～８のいずれか一項に記載のＭＲＩシステムＲＦ送信アンテナ構成。
10. 前記ＭＲＩシステムＲＦ送信アンテナ構成は、身体部分特有のアンテナ構成として構成され、それぞれの身体部分を走査するために選択される構成において、前記少なくとも１つの一定長の同軸ケーブルを支持するための支持構造を備える、請求項１～９のいずれか一項に記載のＭＲＩシステムＲＦ送信アンテナ構成。
11. 少なくとも１つのＲＦ受信コイルを備える、請求項１～１０のいずれか一項に記載のＭＲＩシステムＲＦ送信アンテナ構成。
12. 請求項１～１１のいずれか一項に記載のＭＲＩシステムＲＦ送信アンテナ構成を備える、ＭＲＩシステム。
13. 請求項１２に記載のＭＲＩシステムと、医療線形加速器システムとを備える、ＭＲ－Ｌｉｎａｃシステム。
14. 請求項１２に記載のＭＲＩシステムと、陽電子放出断層撮影システムとを備える、ＰＥＴ－ＭＲシステム。
15. 請求項１２に記載のＭＲＩシステムと、温熱療法システムとを備える、温熱療法ＭＲシステム。
16. 請求項１に記載のＭＲＩシステムＲＦ送信アンテナ構成を製造する方法であって、前記ＭＲＩシステムＲＦ送信アンテナ構成は、２つの同軸ケーブル部分を有するダイポール・アンテナを備え、前記２つの同軸ケーブル部分は各々、それぞれの前記同軸ケーブル部分の長さに沿って導電性外側シールド内に部分的にそれぞれの中断部を設けられており、前記方法は、
    ａ）前記導電性外側シールド内のそれぞれの前記中断部の間の距離に対応する、前記アンテナの放射素子の所望の長さＬを選択するステップと、
    ｂ）各々が供給点から距離Ｌ／２にある前記導電性外側シールド内の中断部及びそれぞれの前記中断部を越えた長さＸの同軸ケーブルの端部を有する前記２つの同軸ケーブル部分と、前記供給点に接続されているＲＦ源と、第１の前記同軸ケーブル部分の遠位端の付近に設けられている少なくとも１つの第１の電気構成要素と、第２の前記同軸ケーブル部分の遠位端の付近に設けられている少なくとも１つの第２の電気構成要素とを含む、前記アンテナをモデル化するステップと、
    ｃ）長さＸの値並びに少なくとも１つの前記第１の電気構成要素及び少なくとも１つの前記第２の電気構成要素の特性を決定するステップであって、前記長さＸの値および前記特性により、
    ｉ）前記放射素子上の電流分布の平坦性、
    ｉｉ）導電性芯線及び電気構成要素における損失最小化、並びに
    ｉｉｉ）前記ＲＦ源における望ましい入力インピーダンスが最適化される、決定するステップと、
    ｄ）前記ＭＲＩシステムＲＦ送信アンテナ構成を作成するステップとを含む、方法。
17. 前記少なくとも１つの第１の電気構成要素は、インダクタを含み、前記少なくとも１つの第２の電気構成要素は、インダクタを含み、長さＸの値並びに前記少なくとも１つの第１の電気構成要素及び前記少なくとも１つの第２の電気構成要素の特性を決定する前記ステップは、長さＸの値及び各インダクタのインダクタンスの値を決定するステップを含む、請求項１６に記載のＭＲＩシステムＲＦ送信アンテナ構成を製造する方法。