(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
ある波長を有するラジオ周波数信号、すなわちＲＦ信号に関するメタマテリアルデバイスであって、
複数の延長された導体を含み、
前記延長された導体の各々は、前記メタマテリアルデバイスにおけるＲＦ信号の波長において、半波長共鳴条件を満たす長さを有し、
前記メタマテリアルデバイスは、前記波長におけるＲＦ磁場を局所的に増幅させるように構成され、
前記複数の延長された導体の一部は、少なくとも部分的に誘電体内に位置するように配置され、
前記誘電体の平均誘電率εは６０より大きい、メタマテリアルデバイス。
【請求項２】
前記延長された導体は、互いに平行に配置される、請求項１に記載のメタマテリアルデバイス。
【請求項３】
前記複数の延長された導体の隣接する延長された導体は、前記隣接する延長された導体の長さ方向に直行する方向に隔離して配置される、請求項１または２に記載のメタマテリアルデバイス。
【請求項４】
前記複数の延長された導体は、前記誘電体内に配置される、請求項１から３のいずれか一項に記載のメタマテリアルデバイス。
【請求項５】
前記複数の延長された導体は、非磁性金属で作られる、請求項１から４のいずれか一項に記載のメタマテリアルデバイス。
【請求項６】
前記複数の延長された導体の各々は、互いに隔離している、請求項１から５のいずれか一項に記載のメタマテリアルデバイス。
【請求項７】
前記複数の延長された導体の長さの平均値は、前記波長の０．４倍から０．６倍である、請求項１から６のいずれか一項に記載のメタマテリアルデバイス。
【請求項８】
前記複数の延長された断面寸法の平均値は、前記波長の０．００００１倍から０．０１倍である、請求項１から７のいずれか一項に記載のメタマテリアルデバイス。
【請求項９】
前記複数の延長された導体の導体間の間隔の平均値は、前記波長の０．００１倍から０．１倍である、請求項１から８のいずれか一項に記載のメタマテリアルデバイス。
【請求項１０】
前記複数の延長された導体の終端部が冷却可能であるように構成される、請求項１から９のいずれか一項に記載のメタマテリアルデバイス。
【請求項１１】
前記複数の延長された導体は、平面の上に配置される、請求項１から１０のいずれか一項に記載のメタマテリアルデバイス。
【請求項１２】
前記複数の延長された導体は、円柱面の上に配置される、請求項１から１０のいずれか一項に記載のメタマテリアルデバイス。
【請求項１３】
対象を受け入れるように構成された画像化領域と、
ある波長を有するラジオ周波数信号、すなわちＲＦ信号の生成器と、
請求項１から１２のいずれか一項に記載の、ＲＦ信号に関するメタマテリアルデバイスを備え、
前記メタマテリアルデバイスは、前記波長におけるＲＦ信号の磁場を局所的に増幅させるように構成される、対象を画像化するための核磁気共鳴画像システム。
【請求項１４】
ある波長を有するラジオ周波数信号、すなわちＲＦ信号に関するメタマテリアルデバイスを与えるステップと、
前記メタマテリアルデバイスが、対象とＲＦ信号生成器との間に位置するように、対象を置くステップと、
前記対象内で磁場を生成するステップと、
前記メタマテリアルデバイスが、前記波長における前記ＲＦ信号のＲＦ磁場成分を局所的に増幅させるように、前記対象をＲＦ信号で照射するステップと、
前記対象から戻ったＲＦ信号を受信するステップと、
前記戻ったＲＦ信号から前記対象の画像を取得するステップと、を備え、
前記メタマテリアルデバイスは、複数の延長された導体を含み、
前記延長された導体の各々は、前記メタマテリアルデバイスにおけるＲＦ信号の波長において、半波長共鳴条件を満たす長さを有し、
前記ＲＦ信号は、ＲＦ磁場成分とＲＦ電場成分とを備え、
前記複数の延長された導体の一部は、少なくとも部分的に誘電体内に位置するように配置され、
前記誘電体の平均誘電率εは６０より大きい、対象を画像化する方法。
【請求項１５】
前記メタマテリアルデバイスは、画像化される対象が存在する領域で、電磁信号のＲＦ電場成分を局所的に減少させる、請求項１４に記載の方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、医療診断スクリーニングの分野に関し、人間や動物の内部組織の診断スクリーニングの品質を改善する目的で、核磁気共鳴画像法（ＭＲＩ）および核磁気共鳴スペクトロスコピー（ＭＲＳ）に利用することができる。
【背景技術】
【０００２】
ＭＲＩは、現在人間の内部組織を検査する上で最も多くの情報量の与える方法の１つである。ＭＲ画像の品質やスクリーニングされる患者の部位のサイズは、患者が置かれる場所の磁場に依存し、信号対雑音比の大きさで特徴づけられる。信号対雑音比の一部は、スクリーニングされる部位をＲＦインパルスで照射した後ＲＦ信号を受信するために使用される、ラジオ周波数（ＲＦ）コイルのパラメータに依存する。
【０００３】
ＭＲＩ装置における信号のレベルは、システムの静磁場の強さに依存する。過去２０年間以上にわたり、１．５テスラ以下で動作する弱磁場画像装置が使われてきた。最近開発された３テスラの静磁場を持つ強磁場システムが、すでにロシアおよび世界中の病院で成功裡に使われている。３テスラを超える静磁場を用いる超強磁場ＭＲＩシステムは、科学的研究のみが許され、現時点では患者のスキャンのための普及した手段としては使われていない。より強い静磁場により、画像装置の特性を著しく高めることができる。これは、静磁場が強ければ強いほど、動作周波数が高く、信号対雑音比が高いという事実に関係する（Ｅ．Ｍ．Ｈａａｃｋｅ、Ｒ．Ｗ．Ｂｒｏｗｎ、Ｍ．Ｒ．Ｔｈｏｍｐｓｏｎ、ａｎｄ Ｒ．Ｖｅｎｋａｔｅｓａｎ、Ｍａｇｎｅｔｉｃ  Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ  Ｉｍａｇｉｎｇ：Ｐｒｉｎｃｉｐｌｅｓ  ａｎｄ  Ｓｅｑｕｅｎｃｅ  Ｄｅｓｉｇｎ．（Ｗｉｌｅｙ、１９９９）。
ＭＲＩにおける信号対雑音比とＲＦパラメータとの関係は、概ね以下のように表される。
【数１】
0006770537.tif 000002
γは、磁気回転比である。
ｆは、ＲＦ信号の周波数である。
τは、ＲＦインパルスの持続時間である。
Ｂ１＋は、磁場発生源によって生成されるＲＦ磁場の強度であり、この強度が所与のインパルス列の全磁化ベクトルの方向を定める。
Ｂ１−は、受信コイルの感度を表す。
Ｐａｂｓは、サンプルに吸収される全パワーである。
【０００４】
真に重要な信号対雑音比を向上することにより、より小さいサイズの（すなわち解像度の増した）コード化された体積から十分なレベルの信号を得ることができる。あるいは、信号を蓄積する必要がないことから、同じ品質だがより高速の信号を得ることができる（Ｊ．Ｍ．Ｔｈｅｙｓｏｈｎ、Ｏ．Ｋｒａｆｆ、Ｓ．Ｍａｄｅｒｗａｌｄ、Ｍ．Ｓｃｈｌａｍａｎｎ、Ａ．ｄｅ Ｇｒｅｉｆｆ、Ｍ．Ｆｏｒｓｔｉｎｇ、Ｓ．Ｌａｄｄ、Ｍ．Ｌａｄｄ、ａｎｄ  Ｅ．Ｇｉｚｅｗｓｋｉ、Ｈｉｐｐｏｃａｍｐｕｓ  １９、１（２００９））。
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００５】
しかしながら強磁場ＭＲＩ装置には、いくつかの問題がある。
１）得られたデータ量が少ないため、超強磁場ＭＲＩ装置の人体への影響がまだ研究されていない。患者が３テスラを超える強さの磁場を持つＭＲＩ装置に置かれた場合、すでに多くの副作用（めまいや吐き気）が出現している（Ｒ．Ｊ．Ｓｔａｆｆｏｒｄ、Ｍｅｄｉｃａｌ  Ｐｈｙｓｉｃｓ  ３２、２０７７（２００５））。
２）種々のインプラントを有する多くの患者は、１．５テスラの画像装置のスキャンを受けることができるが、３テスラの画像装置のスキャンを受けることは許されない（Ｅ．Ｋａｎａｌ、Ａ．Ｊ．Ｂａｒｋｏｖｉｃｈ、Ｃ．Ｂｅｌｌ、ｅｔ ａｌ、Ｊｏｕｒｎａｌ  ｏｆ  Ｍａｇｎｅｔｉｃ  Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ  Ｉｍａｇｉｎｇ３７、５０１ （２０１３））。従って、弱磁場ＭＲＩ装置の特性を改善すること（特に信号対雑音比値を改善すること）は、非常に重要な課題である。
【０００６】
ＭＲＩ装置における安全性の保証に関する課題は、主に比吸収係数（これは吸収される電磁エネルギー量を示す）を計算した後、ＲＦインパルス（これはＭＲ信号を得るために必要である）を用いたことの結果である組織の加温リスクを計算することによって特定される。非吸収係数は誘導電場の大きさの２乗に比例する。実際、患者周辺の領域のＲＦ電場を最小化することは非常に重要である。
【０００７】
高い誘電率を持つ誘電体プレートを使用することにより、ＲＦコイルの効率を向上させることができる。以下の論文には、ＲＦコイルと対象との間に高誘電率物質を置くことにより、ＲＦ磁場を増幅可能であることが示されている。
Ｑ．Ｘ．Ｙａｎｇ、Ｊ．Ｗａｎｇ、Ｊ．Ｗａｎｇ、Ｃ．Ｍ．Ｃｏｌｌｉｎｓ、Ｃ．Ｗａｎｇ、Ｍ．Ｂ．Ｓｍｉｔｈ、Ｍａｇｎ．Ｒｅｓｏｎ．Ｍｅｄ．６５、３５８ （２０１１）。
このような技術的解決手段の欠点には、増幅全体の強度が比較的小さいことが含まれる。これは、プレートが持つ非共鳴的な特性と、患者周辺の電場の増幅とに起因する。
【０００８】
以下の論文には、ＲＦ磁場を再分布させることの可能性が示されている。
Ｍ．Ｊ．Ｆｒｅｉｒｅ、Ｒ．Ｍａｒｑｕｅｓ＆Ｌ．Ｊｅｌｉｎｅｋ、Ａｐｐｌ．Ｐｈｙｓ. Ｌｅｔｔ．９３、２３１１０８（２００８）。
この論文は、メタマテリアルを用いて作成した特別なレンズ（このレンズは、ＭＲ画像装置の動作周波数１．５テスラで、負の透磁率μ＝−１を持つ）の開発が可能であることを示す。このタイプのレンズは、該レンズの後方の面内にあるＲＦ磁場分布を、該レンズの前方にある任意の同等の面内に、信号を損失することなく送信することができる。さらにこの論文は、メタマテリアルを用いて作成したレンズが、ＲＦコイルとサンプルとの間のインタフェースデバイスとして利用可能であることを示す。メタマテリアルを用いて作成したこのタイプのレンズの欠点には、基板および電気部品の影響に起因する損失の存在が含まれる。従ってメタマテリアルレンズは、コイルとサンプルとの間に一定の距離が保たれている場合にのみ使用することができる。さらに、被検対象周辺における磁場分布は、構造分解能に起因して比較的非一様である。
【０００９】
先行技術で採用された最も近い技術的解決手段は、信号増幅器を備えた核磁気共鳴装置であり、連続磁場発生源と、傾斜磁場生成部と、ラジオ周波数パルス発生器と、受信器と、電磁場増幅器と、からなる（中国特許第１０２７０９７０５号明細書、２０１２年１０月３日発行）。電磁場増幅器はメタマテリアルの形で与えられ、被検対象とＲＦ受信コイルとの間に置かれる。メタマテリアルは、少なくとも１つの層からなる人工的に生成された構造を備える。この層はエレメンタルモジュール（ｅｌｅｍｅｎｔａｌ  ｍｏｄｕｌｅｓ）からなる。このマイクロストラクチャモジュールは、誘電性基板上の非磁性金属で作られた金属ワイヤからなる。この装置の欠点には、プリントされたエレメンタルモジュール内の共鳴に関係する深刻な散逸損失が含まれる。この散逸損失は、ＦＲ４ポリマーで作られた基板材料上への散逸と、被検対象と画像装置の受信コイルとの間にあるデバイスの固定位置への散逸を含む。これにより、実行されるＭＲＩスキャンが限定される。さらに、この特許文献に記載されたメタマテリアルおよび同じ著者による特許文献（中国特許第１０３２９６４６５号明細書、２０１３年９月１１日発行。中国特許第１０３２９６４４６号明細書、２０１３年９月１１日発行）に記載されたその変形では、ＲＦ電場分布を完全にはモニタできない。これは被検対象を害する原因となり得る。
【００１０】
本発明が解決しようとする課題は、核磁気共鳴画像装置の感度を向上させ、患者への安全性を向上させ、取得された画像の品質を向上させることにある。
【課題を解決するための手段】
【００１１】
関心の対象である課題は、ラジオ周波数電場および磁場の再分布を含む技術的結果により解決される。これにより、被検患者周辺の領域におけるラジオ周波数電場のレベルは最小化され、ラジオ周波数磁場のレベルは増加される。
【００１２】
この技術的結果は、核磁気共鳴画像装置によって実現される。この核磁気共鳴画像装置は、少なくとも１つの連続磁場発生源と、傾斜磁場生成部と、ラジオ周波数インパルス生成器と、受信器と、電磁場増幅器と、を備え、電磁場増幅器は、メタマテリアルの形で与えられ、受信器の近くに置かれる。メタマテリアルは、好ましく配向された、延長された導体の組を含む。導体の各々は、互いに隔離しており、長さｌｉを持ち、導体間の間隔ｓｉを持ち、断面寸法ｄｉを持つ。ｌｉの平均はＬであり、ｓｉの平均はＳであり、ｄｉの平均は、Ｄである。メタマテリアル内のラジオ周波数信号の波長をλとしたとき、Ｌは０．４λ＜Ｌ＜０．６λを満たし、Ｓは０．００１λ＜Ｓ＜０．１λを満たし、Ｄは０．００００１λ＜Ｄ＜０．０１λを満たす。導体は、非磁性金属で作られる。電磁場増幅器は、メタマテリアルの少なくとも一部は誘電体内に配置され、導体の終端部が冷却可能であるように構成されてよい。導体の組は、平面または円柱面の上に配置されてよい。
【００１３】
好ましく配向された、延長された導体の組の形でメタマテリアルを生成し、導体の各々は互いに隔離し、メタマテリアル内のラジオ周波数信号の波長をλとしたとき、導体の長さの平均Ｌが０．４λ＜Ｌ＜０．６λを満たすように構成することにより、特定のＭＲ画像装置の動作周波数において、半波長共鳴が発生する条件を満たす長さを有する共振器に要求される条件が満足される。特にこのような共鳴では、電場のノード（ゼロ点）が中心に位置し、該ノードが磁場のアンチノード（ピーク）に一致するように、共鳴器付近の電磁場が分布する。この電磁場配置により、ラジオ周波数コイルインパルスの比エネルギー吸収係数が減少する。これにより、中心付近に置かれた被検対象がほとんど加温しない一方、この領域のＲＦ磁場の局所的増幅によりＲＦコイルの感度を向上させることができ、信号対雑音比が向上する。電場レベルが低下することにより、患者への照射量を低減することができる。
【００１４】
導体を好ましく配置する、すなわち導体間の間隔が０．００１λ＜Ｓ＜０．１λを満たすように配置することにより、空間領域で一様に分布したＲＦ磁場を被検対象周辺に生成することができる。この間隔の下限は、実用性を考慮して決定される。ＲＦ磁場が非一様性から逸脱することにより、同じ１つの物体の様々な部分から得られる信号のレベルは様々なものとなる。これにより、被検対象の画像に非一様性が現れる。
【００１５】
導体の断面寸法の平均値が０．００００１λ＜Ｄ＜０．０１λを満たすように構成することにより、共鳴Ｑ値を増加させて、より大きな信号対雑音比値を得ることができる。共鳴Ｑ値が大きければ大きいほど、対応する共鳴器モードの磁場値は大きくなり、損失は小さくなる。これにより、より大きなＲＦ磁場強度を得ることができ、これにより信号対雑音比値が増加する。
【００１６】
患者への安全性を保証するために、メタマテリアル導体は非磁性金属を用いて製造される。なぜなら、ＭＲＩ装置は強い静磁場を使用するが、この強い静磁場が多くの金属化合物と接触すると、「ｐｕｌｉｉｎｇ−ｉｎ」効果（ＭＲＩチューブの中心への物体の急速な引きつけ）に至る可能性があるからである。さらに非磁性金属は静磁場を変化させず、従って得られたＭＲＩ画像には歪みが生じない。
【００１７】
該導体の終端部（電場のピークがある空間位置）のみが誘電体内に位置するように、導体は誘電体内に部分的に配置されてよい。これにより、ＲＦ電場がより大きな誘電率値を持つ物質に引きつけられるように電磁場を変化させることができる。これは、誘電体がコンデンサとして機能し、近接場を追加的に再分布するという事実の結果である。この事実により、最小電場値を使うことで、安全領域を任意の所望のサイズにまで拡大することができる。研究により、誘電体（平均誘電率εが６０＜ε＜１００を満たす物質から作られる誘電体）によって占められる平均長さＬεが０．０４Ｌ＜Ｌε＜０．１２Ｌを満足するように、導体の縁部を誘電体内に配置することにより、最良の結果を得ることができることが分かった。
【００１８】
導体の一部または全部が冷却されるように装置を設計することにより、メタマテリアルの望まれない加温（これは、パワーの強いＲＦインパルスが導体に衝突することによって生じる強い振動電流に起因する）を避けることができる。
【００１９】
メタマテリアルを平面あるいは円柱面のどちらの上に配置するかは、画像装置の特定の領域であって、ＲＦ磁場の増幅の実行（その結果、信号対雑音比の大きさが増加する）が必要なところがどこであるかに依存する。平坦な対象（例えば掌や足底）を検査する場合は、当該領域で一様な信号増幅を得るために、平面の方がより適する。しかしながら、曲がった対象（例えば頭部や胴部）を検査する場合は、導体を円柱面上に配置した方が、被検領域で信号を一様に増幅することができる。
【図面の簡単な説明】
【００２０】
請求項に記載の本発明の技術的特徴は、図面を用いて説明される。
【図１】核磁気共鳴画像装置の主要な配置図である。
【図２】メタマテリアルを用いて作成された増幅器の特定の実施形態の１つである。
【図３】画像装置で測定された信号対雑音比を示す図である。          （ａ）メタマテリアルの形で与えられる電磁場増幅器がない場合。          （ｂ）上記の増幅器がある場合。
【発明を実施するための形態】
【００２１】
核磁気共鳴画像装置（図１）は、連続磁場発生源１と、ラジオ周波数インパルス生成器２と、傾斜磁場生成部３と、ラジオ周波数信号受信器４と、メタマテリアルの形で与えられる電磁場増幅器５と、を備える。
【００２２】
図２に、メタマテリアルの形で与えられる電磁場増幅器５の一実施形態が示される。導体６は、平面上に平行に配置される。導体６の平均長さはＬ＝０．５λであり、導体６間の平均間隔はＳ＝０．０２λであり、導体６の平均断面寸法はＤ＝０．００４λである。被検対象７はメタマテリアル上に置かれ、模式的に長方形で示される。
【００２３】
本装置は以下のように動作する。連続磁場発生源１を用いて、核磁気共鳴画像装置内に強力な静磁場が生成される。その後、被検対象７が画像装置内に置かれる。被検対象７の陽子の磁気モーメントは、静磁場と平行となるように向きを揃える。これらの陽子はラーモア周波数で歳差運動し始め、被検対象７が著しく磁化される。追加的な磁場が、傾斜磁場生成部３を用いて生成される。この追加的な磁場は、連続磁場の強度を、連続磁場発生源１が生成した値から変化させる。これにより、被検対象７のある小体積のスペクトルと空間応答とをコード化することが可能となる。この小体積は、自身のラーモア歳差運動の周期および周波数によって特徴づけられる。その後被検対象７は、ラジオ周波数インパルス生成器２が生成したＲＦインパルスを照射される。さらに、被検対象７の陽子は放射エネルギーを吸収する。該陽子の歳差周波数はラーモア周波数に一致する。ラジオ周波数信号がメタマテリアルの形で与えられる電磁場増幅器５に衝突すると、被検対象７の付近にラジオ周波数場の局所的な再分布が発生する。これは、導体６の各々が、被検対象７周辺の領域でＲＦ磁場が共鳴的に増幅する場所で半波長共鳴が発生する条件を満たすことによる。ＲＦ電場は、被検対象７から離れたところにある、導体６の縁部付近に集中する。こうして、ラジオ周波数インパルス生成器２のＲＦ磁場強度は、被検対象７周辺の領域で増幅される。これにより、ラジオ周波数インパルス生成器２のパワーレベルを低減するとともに、必要なＲＦ磁場増幅を被検対象７周辺の領域で得ることができる。さらに、メタマテリアルは被検対象７から離れた空間領域にＲＦ電場を再分布させることから、被検対象７の望まれない加温を回避することができる。
【００２４】
ＲＦインパルスが停止した後、被検対象７の陽子は元の状態に戻り始める。このときこれらの陽子は、余剰エネルギーをＲＦ波の形で送信する。これらの波はラジオ周波数信号受信器４を用いて受信され、ＭＲ画像が得られる。静磁場のパラメータ、すなわち画像装置の動作周波数とラジオ周波数インパルス生成器２の磁場強度とを固定したとき、信号対雑音比がラジオ周波数信号受信器４のＲＦ受信感度により決定される。ＲＦ磁場の共鳴増幅の結果、メタマテリアルの形で与えられる電磁場増幅器５は、ラジオ周波数信号受信器４の感度を増幅する。これにより、ＭＲＩにおける信号対雑音比を向上することができる。
【００２５】
図３は、測定された信号対雑音比を示す。
（ａ）メタマテリアルの形で与えられる電磁場増幅器５がない場合。
（ｂ）上記の増幅器がある場合。
メタマテリアルがあることにより、信号対雑音比を２．７倍増幅することができる。
【図１】
0006770537.tif 000003
【図２】
0006770537.tif 000004
【図３】
0006770537.tif 000005