(57)【要約】      （修正有）【課題】アンテナおよびアンテナ給電への少ない障害作用によって、高画質を可能にする磁気共鳴コイルを提供する。【解決手段】検査対象のための測定空間と、少なくとも部分的に測定空間の周りに配置された複数のアンテナ素子６を、周方向のアンテナリング６ａまたは軸方向の外被ロッドの形で有する筒形のバードケージアンテナ装置とを備え、アンテナ素子６が電気部品１１を含んでいる磁気共鳴装置用の磁気共鳴コイルにおいて、磁気共鳴コイルが、バードケージアンテナ装置への高周波エネルギーを供給可能にする互いに特に９０°位相のずれた少なくとも２つのアンテナ給電部１４，１５を有し、アンテナ給電部１４，１５が、バードケージアンテナ装置の電気部品１１の少なくとも１つを介する少なくとも１つの対称給電部１４、ならびにバードケージアンテナ装置とシールド端子、特に高周波シールドシステムとの間の少なくとも１つの付設の非対称給電部１５を含む。【選択図】図４
2015039636.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
検査対象（Ｐ）のための測定空間（２）と、
測定空間（２）の周りに少なくとも部分的に配置された複数のアンテナ素子（６）を、周方向のアンテナリング（６ａ）またはこれらのアンテナリング（６ａ）を接続する軸方向の外被ロッド（６ｂ）の形で有する筒形のバードケージアンテナ装置（５）と、
このバードケージアンテナ装置（５）に高周波エネルギーを供給可能にする互いに特に９０°位相のずれた少なくとも２つのアンテナ給電部（１４，１５）とを備え、
アンテナ素子（６）は、電気部品（１１，１２）、特に容量性のリアクタンス部品（１１）および／または誘導性のリアクタンス部品（１２）を含んでおり、
アンテナ給電部（１４，１５）は、バードケージアンテナ装置（５）の電気部品（１１，１２）の少なくとも１つを介する少なくとも１つの対称給電部（１４）と、バードケージアンテナ装置（５）とシールド接続部、特に高周波シールドシステム（１０）との間の少なくとも１つの非対称給電部（１５）とを含む
磁気共鳴装置（１）用の磁気共鳴コイル（２１，２２）。
【請求項２】
非対称アンテナ給電部（１５）の電気接続線（１８）をバードケージアンテナ装置（５）に接続する接続点（ＫＰ）に対して、対称アンテナ給電部（１４）の基準点（ＢＰ）、特に対称アンテナ給電部（１４）の両接続線（１６，１７）の幾何学的中心が、筒形のバードケージアンテナ装置（５）の１つの共通の角度位置（２０）に許容角度（２０ａ）内である請求項１記載の磁気共鳴コイル。
【請求項３】
互いに対応する対称アンテナ給電部（１４）および非対称アンテナ給電部（１５）の共通の角度位置（２０）の許容角度（２０ａ）が、２つの隣接する外被ロッド（６ｂ）の角度間隔（２０ａ）の最大で２倍、好ましくは最大で１倍、格別に好ましくは最大で半分である請求項２記載の磁気共鳴コイル。
【請求項４】
対称アンテナ給電部（１４）の電気接続線（１６，１７）が、周方向のアンテナリング（６ａ）の少なくとも１つおよび／または軸方向の外被ロッド（６ｂ）の少なくとも１つに、特に磁気共鳴装置（１）のサービス側（２６）における１つのアンテナリング（６ａ）に導電接続されている請求項１乃至３の１つに記載の磁気共鳴コイル。
【請求項５】
対称アンテナ給電部（１４）の電気接続線（１６，１７）が、周方向のアンテナリング（６ａ）と軸方向の外被ロッド（６ｂ）との間の接続領域（２５）において、特に軸方向の外被ロッド（６ｂ）の１つに導電接続されている請求項４記載の磁気共鳴コイル。
【請求項６】
対称アンテナ給電部（１４）のそれぞれ１つの電気接続線（１６，１７）が、１つの周方向のアンテナリング（６ａ）および／または１つの軸方向の外被ロッド（６ｂ）における１つのコンデンサ（１１）のそれぞれ１つの面に導電接続されている請求項１乃至５の１つに記載の磁気共鳴コイル。
【請求項７】
対称アンテナ給電部（１４）および非対称アンテナ給電部（１５）の電気接続線（１６，１７，１８，１９）が同軸ケーブルの電気導体であり、対称アンテナ給電部（１４）の電気接続線（１６，１７）の１つ、特に同軸ケーブルの内側導体（１６）が、非対称アンテナ給電部（１５）の電気接続線（１８，１９）の１つ、特に同軸ケーブルの内側導体（１８）と電気的に短絡接続されている請求項１乃至６の１つに記載の磁気共鳴コイル。
【請求項８】
対称アンテナ給電部（１４）および非対称アンテナ給電部（１５）の電気接続線（１６，１７，１８，１９）が１つの同軸ケーブルの電気導体であり、対称アンテナ給電部（１４）の電気接続線（１６，１７）が、周方向のエンドリング（６ａ）および／または軸方向の外被ロッド（６ｂ）上において互いに直列接続された偶数個のコンデンサ（１１）のうちの両端側にあるコンデンサ（１１）のそれぞれ外側の面に導電接続されており、非対称アンテナ給電部（１５）の電気接続線（１８，１９）の１つ、特に１つの同軸ケーブルの内側導体（１８）が、隣接するコンデンサ（１１）のそれぞれ対向する面に、特に隣接するコンデンサ（１１）のうちの中心の２つのコンデンサ（１１ａ，１１ｂ）のそれぞれ対向する面に、特に隣接するコンデンサ（１１，１１；１１ａ，１１ｂ）の幾何学的中心において導電接続されている請求項１乃至７の１つに記載の磁気共鳴コイル。
【請求項９】
対称アンテナ給電部（１４）および／または非対称アンテナ給電部（１５）が、シース電流抑制器（２７）および／またはバラン変圧器を有する請求項１乃至８の１つに記載の磁気共鳴コイル。
【請求項１０】
磁気共鳴コイル（２２）が局所コイル（２２）、好ましくは頭部コイルまたは膝部コイルとして構成されている請求項１乃至９の１つに記載の磁気共鳴コイル。
【請求項１１】
磁気共鳴コイル（２１）が測定空間（２）内の患者（Ｐ）全体をできる限り撮像するためのボディコイル（２１）として構成されている請求項１乃至９の１つに記載の磁気共鳴コイル。
【請求項１２】
ボディコイル（２１）としての請求項１１記載の磁気共鳴コイルと、
測定空間（２）から見てバードケージアンテナ装置（５）の半径方向外側に配置された傾斜磁場コイルシステム（７）と、
バードケージアンテナ装置（５）と傾斜磁場コイルシステム（７）との間に配置され磁気共鳴コイル（２１）の非対称給電部のためのシールド接続部（１０）を形成する高周波シールドシステム（１０）と
を有する磁気共鳴装置（１）。
【請求項１３】
測定空間（２）内に検査対象（Ｐ）用のテーブル（４）が配置されており、磁気共鳴コイル（２１）のためにアンテナ給電部（１４，１５）の電気接続線（１６，１７）の共通の角度位置（２０）がテーブル（４）の下方、特に時計のほぼ６時の方位に配置されている請求項１２記載の磁気共鳴装置（１）。
【請求項１４】
磁気共鳴装置（１）、特に請求項１２または１３記載の磁気共鳴装置（１）と、請求項１０記載の磁気共鳴コイル（２２）とを有する磁気共鳴システム。
【請求項１５】
磁気共鳴装置（１）の磁気共鳴コイル（２１，２２）がバードケージアンテナ装置（５）を有し、
バードケージアンテナ装置（５）が、少なくとも部分的に測定空間（２）の周りに配置された複数のアンテナ素子（６）を、周方向のアンテナリング（６ａ）または該アンテナリングを接続する軸方向の外被ロッド（６ｂ）の形で有し、
アンテナ素子（６）が、電気部品（１１，１２）、特に容量性のリアクタンス部品（１１）および／または誘導性のリアクタンス部品（１２）を含み、
磁気共鳴コイル（２１，２２）のバードケージアンテナ装置（５）に、高周波エネルギーが、少なくとも２つの互いに、特に９０°位相のずれたアンテナ給電部（１４，１５）を介して供給され、
アンテナ給電部（１４，１５）が、バードケージアンテナ装置（５）の電気部品(１１，１２)の少なくとも１つを介する少なくとも１つの対称給電部（１４）と、バードケージアンテナ装置（５）とシールド接続部、特に高周波シールドシステムとの間の少なくとも１つの非対称給電部（１５）とを含む磁気共鳴装置（１）の磁気共鳴コイル（２１，２２）の動作方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、検査対象のための測定空間と、周方向のアンテナリングまたはこれらを結合する軸方向の外被ロッドの形で少なくとも部分的に測定空間の周りに配置された複数のアンテナ素子を有する筒形のバードケージアンテナ装置と、このバードケージアンテナ装置に高周波エネルギーを供給可能にする互いに特に９０°位相のずれた少なくとも２つのアンテナ給電部と備え、アンテナ素子が複数の電気部品、特に誘導性のリアクタンス部品および／または容量性のリアクタンス部品を含んでいる磁気共鳴コイルに関する。さらに本発明は、その磁気共鳴コイルにより動作する磁気共鳴装置、その磁気共鳴装置により動作する磁気共鳴システム、ならびにその磁気共鳴コイルの動作方法に関する。
【背景技術】
【０００２】
磁気共鳴装置においては、一般に被検体が静磁場磁石システムにより比較的高い、例えば３または７ステラの静磁場に曝される。付加的に傾斜磁場システムにより傾斜磁場が印加される。その後、高周波送信システムを介して適切なアンテナ装置により高周波励起信号（ＲＦ信号）が送信される。これは、この高周波磁場によって共鳴励起された特定の原子の核スピンを静磁場の磁力線に対して規定フリップ角だけ傾けさせようとするものである。この高周波励起もしくはその結果として生じるフリップ角分布は核磁化とも呼ばれる。核スピンが緩和する際に高周波信号、いわゆる磁気共鳴信号が放射され、その放射された磁気共鳴信号は適切な受信アンテナにより受信されて後続処理される。そのようにして取得した生データから最終的に所望の画像データを再構成することができる。核スピン磁化のための高周波信号の送信は、多くの場合、いわゆる「全身コイル」、「身体コイル」または「ボディコイル」により行われる。このための典型的な構成は、複数の送信ロッドを有する鳥かご型アンテナ（バードケージアンテナ）であり、それらの送信ロッドは、検査時に患者がいるトモグラフィ装置の患者空間の周りに、長手軸に対して平行に延びるように配置されている。それらのアンテナロッドは、端面側で、それぞれリング状に容量的に互いに結合されている。これらのアンテナは、送信用のほかに、さらに磁気共鳴信号の受信用にも使用することができる。
【０００３】
しかし、磁気共鳴信号を受信するために、今日では多くの場合、患者の体に直接的に置かれるいわゆる局所コイルが使用される。このような局所コイルは、同様に鳥かご型アンテナ（バードケージアンテナ）として構成することができる。これらのアンテナは、アンテナ素子に関して、特別に高感度に僅かな信号も受信できるように構成されており、受信された信号は、増幅して生データとして使用することができる。この種の鳥かご型アンテナは、検査対象つまり患者の体の上、または体に対して非常に短い間隔で、比較的大きな表面アンテナを形成することができる。局所コイルを体の近くに取り付けることによって、受信信号において、従って診断情報において、できる限り良好な信号雑音比（ＳＮＲ）を得ることができる。
【０００４】
従来、バードケージアンテナにおいて円偏波を生成するために、このようなバードケージアンテナに対して、幾何学的に円筒体の周囲において互いに直交するように配置されている（少なくとも）２つの給電点が設けられる。給電点のこのような直交配置は、空間的に、バードケージアンテナへの（少なくとも）２つの接続点を必要とする。これらの２つの接続点は、アンテナの円筒形支持管の周方向において９０°の角度をなす。
【０００５】
従来、各給電点には、高周波電力終段への直接の接続を形成する同軸ケーブルが高周波ケーブル（ＲＦケーブル）として接続される。これは、ボディコイルと傾斜磁場システムの傾斜磁場コイルとの間の内のり間隔におけるスペース状態が非常に狭く設計されるという点で問題である。ケーブルが互いに９０°の角度でなければならないという事実は、これらのケーブルを唯一の円筒セクタ内に収納可能にすることを機械的に妨げる。例えばそれに伴う減衰特性ならびに必要な耐フラッシュオーバ性および耐電力性のような技術的理由から、同軸ケーブルを任意に細くすることはできない。
【０００６】
ＲＦケーブルが他のケーブルとスペースを分け合わなければならないという事実から、さらに別の問題が生じる。ボディコイルと傾斜磁場コイルとの間の空間内には、傾斜磁場コイルへの配線、患者インターフェースへの配線、マイクロフォンへの配線、モニタへの配線、カメラへの配線等の多くの他の配線も延在している。これらの配線のＲＦケーブルとの交差またはＲＦケーブルへの接近は空間的に厄介であるし、電気的クロストークのため望ましくない。
【０００７】
アンテナリング（以下において、たとえ必ずしもエンド（端部）にだけ存在しなくても、通常の表記で「エンドリング」とも呼ぶ）に沿った電流分布は、円筒形のバードケージアンテナの内部における磁気共鳴に関係するＢ磁場の発生にとって重要である。
【０００８】
円筒周囲に沿った給電点の幾何学的な直交性は、エンドリングを通して流れるＲＦ電流の正弦分布の形状および位相をもたらす。アンテナの端面において交互にずらされるエンドリング上のこの電流分布は、端面側での電位差に基づいて、ロッドを通るＲＦ電流の駆動源である。それらのロッド電流は、ＭＲに有効な「Ｂ1」磁場の原因であり、それらの構造によって直接的にその磁場の空間的な方位、大きさおよび位相に影響を及ぼす。
【０００９】
エンドリングに沿った電流分布は、定常的であり共鳴し、即ち「定常波」が存在する。その電流分布は、エンドリング上の方位角方向において（エンドリング周囲に沿って）、それぞれ２つの際立った定常的な最小値および最大値を持ち、それらの最小値および最大値の位置は、給電点の種類および位置によって決まる。その電流分布は、基本モードに関して方位角方向においてエンドリング上で正弦関数または余弦関数のちょうど１つの全周期が終端することによって共鳴する。
【００１０】
給電部が幾何学的に存在する個所と給電部の種類とは、エンドリングに沿った方位角電流分布の位置（空間的位相）に対して、同じ程度に決定的である。この理由から従来は、円偏波を有するＢ1磁場を生成するために、周方向において直交配置されかつ電気的に位相をずらして制御されなければならない２つの給電点を設けることが必要であった。
【００１１】
しかし、アンテナの給電点に給電ケーブルを接続する２つの可能性が存在する。ボディコイルと傾斜磁場コイルとの間のシールド上の基準点に対して対称的な接続（アンテナ素子に沿った接続とも呼ばれる）および非対称的な接続（アンテナ素子に対して横方向の接続とも呼ばれる）である。
【００１２】
対称的な給電部の場合、給電ケーブルは、常にアンテナの縦リアクタンス成分（アンテナ素子の縦方向に接続されたコンデンサまたはインダクタンスのリアクタンス成分）を介して取り付けられる。この種の給電部は、多くの場合に、非対称の同軸ケーブルから対称なアンテナに変えるために、シース電流抑制器および／またはいわゆるバラン変圧器の形で対称化を必要とする。
【００１３】
非対称的な給電部の場合、アンテナと、傾斜磁場コイルをボディコイルの高周波信号から遮蔽する高周波シールド（以下において、「ＧＣシールド」または「ＲＦシールド」とも略称する）との間に給電端子（「給電ポート」ともいう）が存在する。ＲＦケーブルも給電ポートも、基準点「シールド」に対して非対称であるので、この場合にバランによる強制的な対称化がどうしても必要であるというわけではなく、場合によっては既にシース電流抑制器（ケーブルトラップ）によってＲＦケーブルが減結合されている。
【００１４】
その際に給電部は、原理的にエンドリングかロッドかのいずれかにおいて行うことができるが、伝統的にはエンドリング給電が好まれる。
【００１５】
最近、（とりわけ２つのみの給電点を有する２チャンネルシステムの場合に）いわゆる垂直−水平給電が有効であることが明らかになった。この場合には方位角のエンドリング周囲に沿った給電点が、以前のように垂線から＋／−４５°の両下方に配置されるのではなく、下方（時計の６時の方位）および横方向（時計の９時の方位）に配置されている。それによって次のことが回避できない。即ち、給電ポートを患者用テーブルの上方に設けなければならないことである。しかし、この個所は患者の肩領域にある。給電点および通常それにつながっているシース電流抑制器への患者の接近は、厚い支持管壁を通しても、望ましくない離調作用を招く。それゆえ、給電ポートは、患者の接触し得る支持管の領域に置かないで、できるだけ患者用テーブルの両下方に置くことが有利である。
【００１６】
患者の快適性を高めるためにますます使用される非円筒形（例えば楕円形またはＤ形）の支持管の場合には、傾斜磁場コイルに対する横方向（時計の３時および９時における）距離が上下の距離よりも少ない。この場合には、上述の（６時および９時における）垂直−水平給電は、構造上の制約により全く可能でない。
【００１７】
従って、目下の従来技術では、ケーブルがどうしてボディコイルの２つの異なる給電点まで案内されなければならない。それらの給電点は、円筒形のアンテナ支持管の周囲に沿って幾何学的に互いに直交しなければならない。支持管に沿って給電点から外側に向かって離れたある特定の距離において、それらのケーブルは、折り曲げられて一緒に案内される。しかし給電点自体はそれにも拘わらず幾何学的に直交したままでなければならない。
【００１８】
ケーブル同士がアンテナの給電点まで平行に延びるように給電点をひとまとめにするならば、それは機械的には有利であるが、電気的にはさしあたり可能でなかった。円筒形の支持管の周囲における唯一の個所で唯一の「ケーブル通路」を貫通してケーブルを敷設できれば、それは有利である。患者用テーブルによって制限されるが、患者の下方には、同軸ケーブルの案内に使用できる空所が生じる。しかし、これは、給電点を隣接して置くことができるか、または同じ円セクタ内に置くことができる場合にしか生じ得ない。
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【００１９】
本発明の課題は、アンテナおよびアンテナ給電への少ない障害作用によって高画質を可能にするように磁気共鳴コイルを発展的に構成することにある。
【課題を解決するための手段】
【００２０】
この課題は、本願発明によれば、検査対象のための測定空間と、測定空間の周りに少なくとも部分的に配置された複数のアンテナ素子を、周方向のアンテナリングまたはこれらのアンテナリングを接続する軸方向の外被ロッドの形で有する筒形のバードケージアンテナ装置と、このバードケージアンテナ装置に高周波エネルギーを供給可能にする互いに特に９０°位相のずれた少なくとも２つのアンテナ給電部とを備え、アンテナ素子が、電気部品、特に容量性のリアクタンス部品および／または誘導性のリアクタンス部品を含んでおり、アンテナ給電部が、バードケージアンテナ装置の電気部品の少なくとも１つを介する少なくとも１つの対称給電部と、バードケージアンテナ装置とシールド接続部、特に高周波シールドシステム（１０）との間の少なくとも１つの非対称給電部とを含む磁気共鳴装置用の磁気共鳴コイルによって解決される（請求項１）。
【００２１】
磁気共鳴コイルに関する本発明の実施態様は次の通りである。
・非対称アンテナ給電部の電気接続線をバードケージアンテナ装置に接続する接続点に対して、対称アンテナ給電部の基準点、特に対称アンテナ給電部の両接続線の幾何学的中心が、筒形のバードケージアンテナ装置の１つの共通の角度位置に許容角度内である（請求項２）。
・互いに対応する対称アンテナ給電部および非対称アンテナ給電部の共通の角度位置の許容角度が、２つの隣接する外被ロッドの角度間隔の最大で２倍、好ましくは最大で１倍、格別に好ましくは最大で半分である（請求項３）。
・対称アンテナ給電部の電気接続線が、周方向のアンテナリングの少なくとも１つおよび／または軸方向の外被ロッドの少なくとも１つに、特に磁気共鳴装置のサービス側における１つのアンテナリングに導電接続されている（請求項４）。
・対称アンテナ給電部（１４）の電気接続線が、周方向のアンテナリングと軸方向の外被ロッドとの間の接続領域において、特に軸方向の外被ロッドの１つに導電接続されている（請求項５）。
・対称アンテナ給電部のそれぞれ１つの電気接続線が、１つの周方向のアンテナリングおよび／または１つの軸方向の外被ロッドにおける１つのコンデンサのそれぞれ１つの面に導電接続されている（請求項６）。
・対称アンテナ給電部および非対称アンテナ給電部の電気接続線が同軸ケーブルの電気導体であり、対称アンテナ給電部の電気接続線の１つ、特に同軸ケーブルの内側導体が、非対称アンテナ給電部の電気接続線の１つ、特に同軸ケーブルの内側導体と電気的に短絡接続されている（請求項７）。
・対称アンテナ給電部および非対称アンテナ給電部の電気接続線が１つの同軸ケーブルの電気導体であり、対称アンテナ給電部の電気接続線が、周方向のエンドリングおよび／または軸方向の外被ロッド上において互いに直列接続された偶数個のコンデンサのうちの両端側にあるコンデンサのそれぞれ外側の面に導電接続されており、非対称アンテナ給電部の電気接続線の１つ、特に１つの同軸ケーブルの内側導体が、隣接するコンデンサのそれぞれ対向する面に、特に隣接するコンデンサのうちの中心の２つのコンデンサのそれぞれ対向する面に、特に隣接するコンデンサの幾何学的中心において導電接続されている（請求項８）。
・対称アンテナ給電部および／または非対称アンテナ給電部が、シース電流抑制器および／またはバラン変圧器を有する（請求項９）。
・磁気共鳴コイルが局所コイル、好ましくは頭部コイルまたは膝部コイルとして構成されている（請求項１０）。
・磁気共鳴コイルが測定空間内の患者全体をできる限り撮像するためのボディコイルとして構成されている（請求項１１）。
【００２２】
前述の課題は、本発明によれば、
ボディコイルとしての本発明による磁気共鳴コイルと、
測定空間から見てバードケージアンテナ装置の半径方向外側に配置された傾斜磁場コイルシステムと、
バードケージアンテナ装置と傾斜磁場コイルシステムとの間に配置され磁気共鳴コイルの非対称給電部のためのシールド接続部を形成する高周波シールドシステムと
を有する磁気共鳴装置によっても解決される（請求項１２）。
【００２３】
磁気共鳴装置に関する本発明の実施態様は次の通りである。
・測定空間内に検査対象用のテーブが配置されており、磁気共鳴コイルのためにアンテナ給電部の電気接続線の共通の角度位置がテーブルの下方、特に時計のほぼ６時の方位に配置されている（請求項１３）。
【００２４】
さらに、前述の課題は、本発明によれば、磁気共鳴装置、特に本願発明による磁気共鳴装置と、本発明による磁気共鳴コイルとを有する磁気共鳴システムによっても解決される（請求項１４）。
【００２５】
最後に、前述の課題は、本発明によれば、
磁気共鳴装置の磁気共鳴コイルがバードケージアンテナ装置を有し、
バードケージアンテナ装置が、少なくとも部分的に測定空間の周りに配置された複数のアンテナ素子を、周方向のアンテナリングまたは該アンテナリングを接続する軸方向の外被ロッドの形で有し、
アンテナ素子が、電気部品、特に容量性のリアクタンス部品および／または誘導性のリアクタンス部品を含み、
磁気共鳴コイルのバードケージアンテナ装置に、高周波エネルギーが、少なくとも２つの互いに、特に９０°位相のずれたアンテナ給電部を介して供給され、
アンテナ給電部が、バードケージアンテナ装置の電気部品の少なくとも１つを介する少なくとも１つの対称給電部と、バードケージアンテナ装置とシールド接続部、特に高周波シールドシステムとの間の少なくとも１つの非対称給電部とを含む、磁気共鳴装置のための磁気共鳴コイルの動作方法によっても解決される（請求項１５）。
【００２６】
本発明によれば磁気共鳴コイルが次のように構成されている。即ち、アンテナ給電が、バードケージアンテナ装置の電気部品、特に容量性および／または誘導性のリアクタンス部品の少なくとも１つを介する少なくとも１つの対称給電部と、バードケージアンテナ装置とシールド接続部、好ましくは高周波シールドシステムとの間の少なくとも１つの付設の非対称給電部とを含む。
【００２７】
この場合に利点は、公知の対称アンテナ給電部と非対称アンテナ給電部とを組み合わせる際に、初めて両アンテナ給電部を磁気共鳴コイルのあらゆる任意の角度位置に配置することができ、しかも共通な１つの給電角度位置にも配置することもできることにある。位相シフトの調整により、磁気共鳴コイルにおいて再び所望の定常波（円偏波または楕円偏波）を生成するように補償を行うことができる。これは従来技術ではこれまで可能ではなかった。というのは、従来技術では、（対称か非対称かのいずれかの）同じ種類のアンテナ給電部の間の角度も、位相シフト自体も、常に９０°でなければならないか、または９０°以下には予め定められた比較的僅かの限界内でしか変化できなかったからである。
【００２８】
本発明の他の主要な観点によれば、唯一のバードケージアンテナに関して、異なる種類のアンテナ給電部、即ち対称アンテナ給電部および非対称アンテナ給電部の本発明による組み合わせは、非対称アンテナ給電部の通電導体が付設の対称アンテナ給電部の両接続点の幾何学的中心に可能な限り近くで接続されるように、アンテナ給電部の接続点を選ぶことを可能にする。
【００２９】
より正確に言うならば、非対称アンテナ給電部の電気接続線がバードケージアンテナ装置に接続される接続点に対して、対称アンテナ給電部の基準点、特に対称アンテナ給電部の両接続線の幾何学的中心は、筒形のバードケージアンテナ装置の１つの共通の角度位置に可能な限り僅かな許容角度で存在することが可能な限り達成されなければならない。
【００３０】
互いに対応したアンテナ給電部をできるだけ高い精度で１つの共通の角度位置で設けることによって、これが一方でアンテナおよび該アンテナのアンテナ給電部への少ない障害作用によって高画質をもたらし、さらに磁気共鳴装置における活性アンテナと非活性アンテナとの間の望ましくない相互作用が低減または除去されることが達成される。付加的に、そのようにしてアンテナ給電部による高周波放射にともなう患者負担（比吸収率ＳＡＲ、加熱）を低減することができる。
【００３１】
アンテナ部品に関して（縦方向に）対称であるか、またはアンテナとＧＣシールドとの間で（横方向に）非対称であるか否かという給電部の種類が、エンドリングに沿った電流分布の位相に直接的に影響する。２つの給電種類（縦方向および横方向）の電流分布は、エンドリングに沿った方位角方向において、互いにかつ給電点に関して９０°の角度にずらされている（幾何学的な直交関係）。このようにして対称給電部の場合には、エンドリング周囲において、非対称給電部の場合に電圧最大もしくは電流最大が生じる個所で、電流最大が生じる。縦方向給電を行うかまたは横方向給電を行うかに応じて、電流の余弦分布もしくは正弦分布と言われる。
【００３２】
換言するならば、異なる種類（一方は縦方向、他方は横方向）であるが、エンドリングの同じ個所に置かれた２つの給電部は、互いに直交する電流分布を生成する。空間的に見れば、それらの電流分布は互いに相手に対してエンドリングの方位角方向に９０°の位相ずれを持つ。
【００３３】
ここでエンドリング内の同じ個所において一方では対称に（縦に）そして他方では非対称に（横に）給電するならば、エンドリング周囲に沿った重ね合わせによって、同じ値の給電源によりそれらの対称性を変えることなく空間的な直交関係にて給電したときと同じにずらされた電流分布が生じる。
【００３４】
従って、エンドリングの唯一の個所で２つの別々の給電ケーブルにより給電し、それにもかかわらず空間的に異なる９０°ずれた（直交する）電流分布を生成することが十分に可能である。一方の給電個所は低抵抗であり、それゆえ逆に見れば直列振動回路のように振る舞い、電流最大にある。これに対して、他方の給電個所は高抵抗であり、並列振動回路のように振る舞い、電圧最大にある。これは、あたかも同じ種類の２つの給電ポートが空間的に直交しているのと同じように、２つの給電ポート相互の所望の減結合（分離）を生じる。
【００３５】
従来の直交給電の場合のように、それらの給電ポートに９０°位相のずれた同一のＲＦ信号を供給するならば，全体として測定空間において所望の円偏波ＲＦ信号が得られる。
アンテナへのＲＦ給電ケーブルの適切なインピーダンス整合は任意の方法で行うことができる。これについて当業者には種々の可能性が知られている。同様に必要な場合には、隣接するＲＦ線の減結合（分離）のために、対称化要素および／またはシース電流抑制器としてバランを使用することができる。
【００３６】
他の視点からも使用可能な場所として、円偏波モード（ＣＰ−モード）で動作させられるべきアンテナ（ＣＰアンテナとも呼ばれる）について、エンドリング内の唯一の個所に両給電点を集中させるのが適切である。これは、とりわけ、給電個所の高さと支持管を通してそれに接続されたシース電流抑制器とにおける患者の局所的なＳＡＲおよび熱負担に対して有効である。
【００３７】
局所的なＳＡＲ負担が、給電個所において、ある特定の事情でアンテナのエンドリングおよびロッドに沿った他の個所よりも高いことがあり得る。２つの空間的に直交する個所に給電しなければならない場合、両給電部を同時にテーブルの下の空間内に取り付けることは幾何学的に困難であるかまたは全くできない。これに対してエンドリング内の唯一の個所に両給電点を集中するという好ましい手法を利用すると、１つのＣＰアンテナについて、両ＲＦケーブルをテーブルの下の同じ個所でアンテナに接続することができる。
【００３８】
給電される個所は、（電磁的な考察から）接近または接触（間接的、静電容量的接触も含む）による離調に対して非常に敏感でもある。両給電点がテーブルの下に取り付けられている場合には、アンテナの同調の安定性が負荷位置に関係なく最大であることが期待できる。
【００３９】
負荷の接近時に支持管壁を通しても離調されやすいシース電流抑制器も給電個所に似て敏感である。給電システム全体をテーブルの下に配置することが可能であるならば、この問題を著しく軽減することができる。
【００４０】
マルチポート給電（４．．８．．．）を有する円偏波アンテナも同様に、ＲＦケーブルが案内されなければならない個所の個数を半分にするならば、簡単に構成することができる。それにより、システムにおける他の配線との衝突、とりわけ伝統的に背後のサービス側の磁石開口の上部に配置されなければならないＧＣ電力用ケーブルとの衝突が少なくなる。従って、本発明は、２つの給電部を有するアンテナのみならず、多数の給電部を有する相応のアンテナも含む。
【００４１】
バードケージ構造を有する局所コイル、例えば頭部コイルまたは膝コイルについても、受信用のみに適しているかまたは送信用にも適しているかに関係なく、給電点を一緒にできる可能性はさまざまの観点から大きな利点を有する。１つの同じ個所に複数の給電点を集中させることができる場合、局所コイルの構造はフィリグリー構造であり、かさばる高周波線をコイル全体に混ぜる必要がない。給電部をコイルの基礎部分、足部分に集中させることができる。給電点における離調および場合によっては必要な給電線のノイズゲートも簡単に設計することができる。
【００４２】
既に述べたように、原理は、エンドリングの給電に適用され、しかしロッドの給電にも適用され、あるいは同時にエンドリングおよびロッドの組合せ給電に適用される。
【００４３】
さらに、本発明は、
ボディコイルとしての本発明による磁気共鳴コイルと、
測定空間から見てバードケージアンテナ装置の半径方向外側に配置され傾斜磁場コイルシステムと、
バードケージアンテナ装置と傾斜磁場コイルシステムとの間に配置され磁気共鳴コイルの付設の非対称給電部のためのシールド接続部を形成する高周波シールドシステムと
を有する磁気共鳴装置に関する。さらに、本発明は、本発明によるボディコイルと、局所コイルの形での本発明による磁気共鳴コイルとを備えたこのような磁気共鳴装置を有する磁気共鳴システムに関する。
【００４４】
さらに、本発明は、磁気共鳴装置用の本発明による磁気共鳴コイルを動作させる方法に関する。
【００４５】
従属請求項および更なる説明は、本発明の格別に有利な実施形態および発展形態を含み、１つのカテゴリの請求項は、他のカテゴリのうちの１つの請求項に類似的に展開することができる。
【００４６】
特に、有利な発展形態では、互いに対応する対称アンテナ給電部および非対称アンテナ給電部の共通の角度位置の許容角度が最大で２つの隣接する外被ロッドの角度間隔の２倍、好ましくは当該角度間隔の１倍、格別に好ましくは当該間隔の半分である。即ち、１６個の軸方向アンテナロッドと、端側の３６０°アンテナリング上のそれぞれ１６個のコンデンサとを有する好ましい磁気共鳴コイルの場合、この許容角度は、４５°，２２．５°，１１．２５°に相当する。
【００４７】
この種の角度位置公差により、アンテナ内の定常波も、他の高価な補償措置なしに得ることができる。零位置からの偏差が大きすぎる場合、これは、両アンテナ給電部のＲＦ信号パルス間の位相シフトの調節により行うことができる。
【００４８】
アンテナが楕円偏波ＲＦ信号を送信しなければならない場合には、これは位相シフトの変化および／または供給されるべき信号の振幅比の変化によって実現でき、場合によっては給電点の僅かな角度ずらしによっても実現できる。例えば、水平方向に対してｎ×３６０°／Ｎだけ傾けられた主軸を有する楕円偏波信号を生成することができる。ここに、Ｎはバードケージアンテナ装置のアンテナロッドの個数である。ｎは、例えばＮ＝１６の場合に、好ましくは１または２である。
【００４９】
本発明においては同様に、磁気共鳴装置における配線を機械的に保持するアンテナ給電部の機械的接続部が磁気共鳴コイルの１つの共通の角度位置にあると好ましい。これによって非常に簡単でコスト的に好ましい構造を形成することができる。というのは、磁気共鳴コイルおよび磁気共鳴装置の唯一の位置においてしか、両アンテナ給電部の通過が必要でないからである。これによって、機械的固定部から電気的なアンテナ給電部の位置に至るアンテナ給電部の接続線の長い経路が回避され、それによって障害信号をもたらす危険も、患者の直近での高すぎる高周波放射による患者負担の危険も低減される。
【００５０】
本発明において、通常のように、対称アンテナ給電部の電気接続線は、周方向のアンテナリングの少なくとも１つおよび／または軸方向の外被ロッドの少なくとも１つに、特に磁気共鳴装置のサービス側の１つのアンテナリングに導電接続されていてもよい。もちろん、対称アンテナ給電部の電気接続線が、患者側（患者の入出側）のアンテナリングにのみ、またはサービス側に追加的に設けられていてもよい。特に、対称アンテナ給電部の電気接続線が、周方向のアンテナリングと軸方向の外被ロッドとの間の１つの接続領域内において、特に１つの軸方向の外被ロッド上において導電接続されているとよい。これによって、給電位置がアンテナロッドの患者側端部に置かれるので、アンテナリングからアンテナロッドまでの伝送損失が発生せず、理想的なダイポールアンテナが実現され、このことがまたしても画質を改善する。
【００５１】
対称アンテナ給電部の２つの電気接続線が、周方向のアンテナリングおよび／または軸方向のアンテナロッド上の少なくとも１つのコンデンサの端側の接続線に導電接続されていると格別に好ましい。これは非常に簡単で有効な接続可能性である。というのは、これによって給電点が非常に僅かな相互間隔を有するからである。
【００５２】
さらに対称アンテナ給電部および非対称アンテナ給電部の電気接続線が１つの同軸ケーブルの電気導体である、即ち、内側導体ならびに該内側導体から絶縁されて該内側導体を包囲するシールド外側導体であると好ましい。もちろんアンテナ給電部のために他の配線様式、例えば互いに絶縁された撚られた導体も使用することができる。
【００５３】
有利な発展形態では、対称アンテナ給電部の電気接続線の１つ、特に前記同軸ケーブルの内側導体が、非対称アンテナ給電部の電気接続部、特に１つの同軸ケーブルの内側導体に電気的に短絡接続されている。従って、両内側導体を外部で導電接続し、その後に、その接続線をアンテナリングまたは軸方向のアンテナロッドに接続してもよい。
【００５４】
対称アンテナ給電部の両電気接続線が、周方向のエンドリングおよび／または軸方向のアンテナロッド上で互いに直列接続されている偶数個（例えば、２，４，６，８…）のコンデンサの端側の接続線に導電接続され、非対称性アンテナ給電部の電気接続線の１つ、特に同軸ケーブルの内側導体が、これらのコンデンサ、特に中心の２つのコンデンサの電気接続線に導電接続されていると格別に有利である。このようにして、アンテナへの高周波パルスの非常に調和的な供給が生じ、それによってアンテナ給電部の短絡された内側導体を有する前述の接続変形例に比べて画質を著しく向上させることができる。というのは、一方では少ない許容角度が存在し、他方では非対称ＲＦ励起が対称ＲＦ励起の両給電線の幾何学的中心に供給されるからである。簡略に言えば、これによって両ＲＦ信号の供給が非常に調和的であり、従って両ＲＦ信号間の干渉およびそれによりアンテナに生じる定常波が安定しているからである。
【００５５】
特に、本発明の対称アンテナ給電部も非対称アンテナ給電部も、１つまたは複数のシース電流抑制器および／またはバラン変圧器を有することができ、シース電流抑制器もしくはバラン変圧器は、アンテナ給電部自体の電気ケーブルがアンテナのように働いて、このことが本発明による磁気共鳴コイルの本来のアンテナ動作を妨害し、それにより画質が低下することを防止しようとするものである。しかし、特にバラン変圧器は、非対称アンテナ給電の場合の他の実施形態において完全に省略することができる。
【００５６】
既に述べたように、磁気共鳴コイルは、一方では測定空間内の患者の身体部分のみを撮像する局所コイルとして、とりわけ頭部コイルまたは膝コイルとして使用することができ、他方では測定空間内の患者全体をできる限り撮像するためのボディコイルとして使用することができる。もちろん、両変形例は既に知られているようにも組み合わせることができるので、対称アンテナ給電部および非対称アンテナ給電部を有する本発明によるボディコイル内に、患者の身体部分を包囲する局所コイルが存在する。従来技術から知られているように、両コイルを分離して互いに独立に動作させることができるが、例えばボディコイルを送信コイルとして、局所コイルを受信コイルとして組み合わせることもできる。
【００５７】
さらに、既述のように、測定空間内に患者用テーブルが配置され、磁気共鳴コイルにとって有利に、アンテナ給電部の電気接続線の共通な角度位置がテーブルの下に、特に時計のほぼ６時の方位に配置されている。これは、患者の上方の空間全体が、患者自体および場合によっては設けられる付属機器（例えば、場合によってはＲＦ磁場調節用の測定センサ、患者監視システム、モニタ等）に接近可能に残されているという利点を有する。それによって、本発明によるアンテナおよび患者へのアンテナ給電部による望ましくない障害が起きず、従って画質も患者負担も最適化される。
【００５８】
以下において、図面を参照しながら実施例に基づいて、本発明をさらにもう一度詳細に説明する。
【図面の簡単な説明】
【００５９】
【図１】図１は本発明の一実施例によるボディコイルを有する磁気共鳴トモグラフィ装置のスキャナハウジングの横断面を示す断面図である。
【図２】図２は図１に基づく磁気共鳴トモグラフィ装置のボディコイルを立体的に描写した概略図である。
【図３】図３は本発明によるアンテナ給電部の第１の実施形態を示す概略図である。
【図４】図４は本発明によるアンテナ給電部の第２の実施形態を示す概略図である。
【図５】図５は本発明によるアンテナ給電部の第３の実施形態を示す概略図である。
【図６】図６は本発明によるアンテナ給電部の第４の実施形態を示す概略図である。
【図７】図７は本発明によるアンテナ給電部の第４の実施形態に非常に類似した第５の実施形態を示す概略図である。
【図８】図８は本発明による頭部コイルを立体的に描写した概略図である。
【発明を実施するための形態】
【００６０】
図１は非常に大まかに概略的に本発明による磁気共鳴装置１のスキャナの断面を示す。スキャナハウジング９の内部にここでは種々の構成要素が配置されており、中心部の中央に、測定空間２、いわゆる患者トンネル（しばしば単に「ボア」とも呼ばれる）が広々と形成されている。この測定空間内にはテーブル４上に検査対象、ここでは患者Ｐが配置されている。テーブル４は、測定空間２内において長手方向１３に電動移動可能であり、もしくは患者Ｐを寝かせるために測定空間２から端面２６の一方を越えて引き出すことができる。測定空間２はスキャナハウジング９の内壁３によって画成されており、この内壁３は例えばプラスチック管からなり、多くの場合ファイバーグラスからなる。従って、この内壁３は、この上に一般にボディコイルのアンテナ構造が形成されていることから、しばしば「支持管」３とも呼ばれる。
【００６１】
支持管３上の半径方向外側の短い距離に、または支持管３上に直接、複数のアンテナ素子６を有するアンテナ装置５が存在し、そのアンテナ装置５は従来のバードケージアンテナ形式の通常の送信／受信アンテナである。アンテナ装置５の半径方向外側に本発明による高周波シールドシステム１０が存在する。この高周波シールドシステム１０は、さらに外側にある傾斜磁場コイルシステム７を高周波信号からシールドするために使用される。傾斜磁場コイルシステム７のうち、ここでは、ｚ方向（スキャナもしくは患者の長手方向）の傾斜磁場形成用の円状に一周する傾斜磁場コイルのみが示されている。一般に傾斜磁場コイルシステムはさらに、図１に示されていない他の傾斜磁場コイルを有し、他の傾斜磁場コイルは、ｚ方向に対して垂直な他の空間方向にも傾斜磁場を印加するために、同様にスキャナハウジング９内に配置されている。傾斜磁場コイルシステム７の半径方向外側には、静磁場を供給する静磁場磁石８が存在する。
【００６２】
このような磁気共鳴装置の他の構成要素には、とりわけ、静磁場磁石および傾斜磁場を適切に制御することができる制御装置と、アンテナ装置を介して高周波パルスを送信するために高周波パルスの生成および増幅を行う高周波送信装置と、アンテナ装置を介して測定空間つまり検査対象から磁気共鳴信号を受信、増幅して後続処理することができる受信装置とが含まれる。送信装置および受信装置は、さらに大抵は、外部の局所コイルを接続することができるように接続部も有し、それらの局所コイルは検査対象の下方もしくは検査対象に接して置かれ、一緒に磁気共鳴装置１の測定空間２内に移動可能である。
【００６３】
しかし、それらの全ての構成要素およびそれらの動作態様は当業者には知られており、従って図１には図の見易さの理由から示されていない。ここで指摘しておくに、本発明は円筒形の患者用トンネルを有する磁気共鳴装置の場合にのみに使用されるのではなく、異なる構成の磁気共鳴にも使用可能である。
【００６４】
図２は本発明による円筒形状のバードケージアンテナ装置５のアンテナ素子６を概略的に示し、バードケージアンテナ装置５の厳密な形状は特に重要ではなく、従って楕円形、弓形もしくはＤ字形または多角形の底面を有する他の筒形状であってよく、あるいはこれらの底面形状の組み合わせであってもよい。
【００６５】
アンテナ素子６は、ここでは例えば２つの互いに隔てられた円形のアンテナリング６ａを含む。これらのアンテナリング６ａは、ここでは８個の軸方向に延びる互いに平行なアンテナロッド６ｂにより、接続領域２５を介して互いに接続されている。アンテナリング６ａも、軸方向のアンテナロッド６ｂも、電気部品、ここではコンデンサ１１によって、繰り返し規則正しく、即ちほぼ同じ間隔で中断されている。例えば、アンテナリング６ａは、同じ角度間隔にて互いに隔てられた８個の同一のコンデンサ１１によって８回中断されている。これに対して、平行なアンテナロッド６ｂは、それぞれ唯一の中心に配置されたコンデンサ１１によって中断されている。両端面のアンテナリング６ａの一方は、患者Ｐが移動方向１３において磁気共鳴装置１の測定空間２の中に入って再びこの測定空間２から出ることができるいわゆる患者側２６ａにあり、他方は、磁気共鳴システムの入力装置、処理装置および出力装置が配置されているいわゆるサービス側２６ｂにある。
【００６６】
因みに、アンテナリング６ａおよびアンテナロッド６ｂ自体はインダクタンスとして作用する。というのはＲＦシステムの周波数がＭＨｚ範囲にあるからである。
【００６７】
図３および図４は、図２に基づくバードケージアンテナ５の構成の正面図を示し、ただし包囲している高周波シールドシステム１０と、両アンテナ給電部１４，１５とを一緒に示している。ここではアンテナ給電部の電気回路の２つの変形例が示されており、図３は単純な構成を開示し、これに対して図４はＲＦ磁場の磁場対称性および磁場直交性に関して改善された構成を開示している。
【００６８】
図３では、非対称アンテナ給電部１５の中心導体１８が、接続点ＫＰにおいて、アンテナリング６ａの同じ部分を介して、対称アンテナ給電部１４の中心導体１６に導電接続され、従ってこの中心導体１６に短絡されており、アンテナリング６ａのこの部分は２つのコンデンサ１１によりアンテナリング６ａの２つの隣接部分から分離されている。
【００６９】
対称アンテナ給電部１４の外側導体１７、即ちシールドは、ここではアンテナリング６ａの隣接部分に導電接続されている。これに対して、非対称アンテナ給電部１５の外側導体１９、即ちシールドは、バードケージアンテナ５を包囲するＲＦシールド１０に導電接続されている。これによって両アンテナ給電部１４，１５の全ての電気導体１６〜１９ができる限り短く保たれ、それによって起こり得る障害が低減され、従って画質が高められ、そして患者のＳＡＲ負担が低減される（ＳＡＲ＝比吸収率）。
【００７０】
しかしながら、非対称アンテナ給電部１５の中心導体１８の接続点ＫＰから対称アンテナ給電部１４の導体１６，１７によって橋絡されるコンデンサ板１１間の中心における基準点ＢＰまでの間隔、即ち角度位置２０の公差２０ａが比較的大きいので、両給電部１４，１５によって生成されるＲＦ磁場の磁場対称性および磁場直交性がこの場合には若干ゆがめられる。
【００７１】
これが望まれない場合、図４に基づく実施形態によって、理想的には基準点ＢＰも非対称アンテナ給電部１５の中心導体１８の接続点ＫＰも、２つの隣接するコンデンサ１１ａおよび１１ｂの間のアンテナリング６ａの中間にあり、従って両給電部１４，１５によって生成されるＲＦ磁場の理想的な磁場対称性および磁場直交性を達成することができる。従って、この場合には角度位置２０の公差２０ａがほぼ零である。
【００７２】
図３および図４には、参照符号２４により、さらに対称アンテナ給電部１４および非対称アンテナ給電部１５を磁気共鳴装置に固定する、両給電部１４，１５に共通な機械的固定部が示されている。この場合には、ＲＦシールドシステム１０を通るアンテナ給電部１４，１５の１つのみの共通のブッシングが必要とされ、このことはまたもや画質および患者のＳＡＲ負担に有利な影響をもたらす。
【００７３】
図５乃至７は、いわゆるロッド給電部の３つの変形例を開示しており、即ち、アンテナ給電部１４，１５が、電気的に図３および図４によるアンテナリング６ａの代わりにアンテナロッド６ｂに接続されている。
【００７４】
図５は、図３と類似して簡単な給電部を示し、ここでは複数部分に分けられた１つのアンテナロッド６ｂが描かれており、アンテナロッド６ｂの５個の個別部分が４つのコンデンサ１１によって互いに分離もしくは互いに接続されている．両端側のロッド６ｂには２つの端面リング６ａが取り付けられている。中央ロッド６ｂには両アンテナ給電部１４，１５の両中心導体１６，１８が導電接続されている。非対称アンテナ給電部１５の外側導体１９はアースもしくは零電位もしくはシールド１０に導電接続され、対称アンテナ給電部１４の外側導体１７は中央ロッド６ｂに隣接する１つの他のロッド６ｂに導電接続されている。これによってＲＦ給電部の良好な対称性、従ってアンテナ６から放射されるＲＦ磁場の良好な磁場対称性および磁場均一性が得られる。
【００７５】
図６および図７に基づく実施形態の場合にはさらに改善が見受けられる。これらの場合には、図４に基づく実施形態に類似して、対称アンテナ給電部１４の両接続線１６，１７が、ロッド６ｂの１つの部分にそれぞれ導電接続され、ロッド６ｂのこれらの両部分に隣接する１つの他の中央ロッド６ｂがそれぞれ１つのコンデンサを介して介在し、該両部分を互いに接続している。その中央ロッド６ｂには非対称アンテナ給電部１５の中心導体１９が導電接続され、他方では外側導体１９がアースもしくは零電位もしくは好ましくはＲＦシールド１０に導電接続されている。
【００７６】
図６と同一の接続構成が、図７に基づく非常に等価的な実施形態に当てはまり、この実施形態は次の唯一の相違点を有する。この相違点は、ここでは中央ロッド６ｂの左右にそれぞれ１つのコンデンサを介して接している両ロッド６ｂが、付加的に２つの部分に分割されて、それぞれ１つの他のコンデンサ１１によって分離されている点である。
【００７７】
図１には磁気共鳴コイルとして患者Ｐ全体が存在しているボディコイル２１が示されている。これに対して、図８には局所コイルが頭部コイル２２の形で示されており、この頭部コイル２２内には局所コイルのバードケージアンテナ構造によって包囲された測定空間２内の頭部２３が収容されている。もちろん、頭部２３の代わりに膝または任意の他の身体部分を収容することができる。磁気共鳴コイルの両様式は個別的に動作させることができるが、互いに組み合わせても動作せることができる。さらに頭部コイル２２のアンテナ給電部１４，１５は図３に基づくボディコイル２１のアンテナ給電部１４，１５の構成に対して厳密に同じであるので、同一参照符号は同一構成部分にも該当する。頭部コイル２２自体はシールド１０を有することもでき、このシールド１０に非対称給電部が接続されている。その代わりにシールド接続部として任意のアース接続部を利用することができ、傾斜磁場コイルのＲＦシールドへの接続部さえも利用することができる。
【００７８】
最後にもう一度指摘しておくに、以上の記載により詳述した方法および装置は実施例であり、請求項によって設定されている限り本発明の範囲を逸脱することなく、その基本原理も広範囲に当業者によって変更可能である。例えば、明確になおも指摘しておくに、図示された全てのコンデンサ１１，１１ａ，１１ｂは、好ましくは同一のキャパシタンスを与えられているとよい。しかし、これらのコンデンサは、異なる実施形態において、全く異なるキャパシタンスを有することができる。しかし、それらのキャパシタンスの特別な構成および大きさ選定は、アンテナ６の残りの部分６ａ，６ｂにおけるそれらのコンデンサの配置と同様に殆ど本発明の対象ではない。というのは、これは十分な従来技術であるからである。念のために、「１つの」（独語の不定冠詞“ｅｉｎ”もしくは“ｅｉｎｅ”に相当する）の使用は、該当する特徴事項が複数存在することを除外するものではないことも指摘しておく。
【符号の説明】
【００７９】
１              磁気共鳴装置
２              測定空間
３              内壁
４              患者用テーブル
５              アンテナ装置
６              アンテナ素子
６ａ            アンテナリング
６ｂ            外被ロッド
７              傾斜磁場コイルシステム
８              静磁場磁石
９              スキャナハウジング
１０            高周波シールドシステム
１１            容量性システム
１１ａ，１１ｂ  中間コンデンサ
１２            誘導性システム
１３            患者Ｐの移動方向
１４            対称アンテナ給電
１５            非対称アンテナ給電
１６            １４の給電線／内側導体
１７            １４の給電線／外側導体
１８            １５の給電線／内側導体
１９            １５の給電線／外側導体
２０            ＫＰの角度位置
２０ａ            ＢＰに対するＫＰの許容差
２１            ボディコイル
２２            局所コイル
２３            ボディコイル
２４            １４および１５の機械的固定部
２５            ６ａおよび６ｂの接続領域
２６            １の端面
２６ａ          サービス側
２６ｂ          患者側
２７            シース電流抑制器（ＭＷＳＰ）
Ｐ              患者
ＢＰ            １６と１７との間の基準点
ＫＰ            ５もしくは６の接続点
【図１】
2015039636.tif 000003
【図２】
2015039636.tif 000004
【図３】
2015039636.tif 000005
【図４】
2015039636.tif 000006
【図５】
2015039636.tif 000007
【図６】
2015039636.tif 000008
【図７】
2015039636.tif 000009
【図８】
2015039636.tif 000010