(57)【要約】無線周波数において透磁率を有する材料、例えば微細構造磁気材料は、特定の無線周波数範囲に亘り、負の値であるがマグニチュードが１の透磁率を有する。磁束パターンの特異点は、線Ｃ及びＤに垂直な平面Ｃ及びＥ内の磁気共鳴擾乱が、同じく線Ｃ及びＤに垂直な平面Ｄ及びＦ内に集束されるという結果をもたらし、その逆も真である。これは、この材料を用いて患者内の対象領域、例えばＣ及びＥにおける無線周波数磁束分布を受信コイルによりその磁束を直接測定し得るＤ及びＦまで移すことができるために、特に磁気共鳴装置に応用可能である。同様に、送信コイルは、この材料により対象領域内に集束される磁束を発生させることができる。傾斜磁場コイルを必要としない磁気共鳴装置を作ることができ、集束方式で無線周波数低体温法を実行して周囲組織への損傷を最小限に抑えることができる。
2004502477.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
無線周波数で透磁率を有する材料であって、
透磁率の実部が、特定の無線周波数帯域に亘り負でありマグニチュードが１である、
ことを特徴とする材料。
【請求項２】
前記特定無線周波数帯域に同調されたコイルと組み合わされており、
前記コイルは、透磁率が正でそのマグニチュードが１である媒体において材料から間隔を置いて配置される、
ことを特徴とする請求項１に記載の材料。
【請求項３】
前記コイルは、材料から前記コイルに至る方向に材料の深さの半分だけ材料から間隔を置いて配置されることを特徴とする請求項１に記載の材料。
【請求項４】
前記コイルは、受信コイルであることを特徴とする請求項２又は請求項３のいずれか１項に記載の材料。
【請求項５】
前記コイルは、送信コイルであることを特徴とする請求項２又は請求項３のいずれか１項に記載の材料。
【請求項６】
インダクタンス及びキャパシタンスを有する素子のアレーから成り、
前記素子の寸法及びそれらの間隔は、前記特定周波数帯域の放射線の波長よりも小さい、
ことを特徴とする請求項１から請求項５のいずれか１項に記載の材料。
【請求項７】
前記素子は、非磁気素子であることを特徴とする請求項６に記載の材料。
【請求項８】
容量素子のアレーを有する、磁気特性を備えた構造体を含み、
各素子は、低抵抗導電経路を含み、前記特定周波数帯域内にある電磁放射線の磁気成分が前記経路の周りを前記結合された素子を通って流れる電流を生じさせるようなものであり、
前記素子の大きさ及びそれらの間隔は、前記特定周波数帯域の電磁放射線に応答して前記透磁率の値をもたらすように選択される、
ことを特徴とする請求項１から請求項５のいずれか１項に記載の材料。
【請求項９】
各容量素子は、螺旋状に巻かれた導電シートの形態を有することを特徴とする請求項８に記載の材料。
【請求項１０】
各容量素子は、各々が互いに絶縁されて螺旋の形態を有する複数の積み重ねた平面区域を含むことを特徴とする請求項８に記載の材料。
【請求項１１】
前記容量素子は、透磁率が負の値を有するがそのマグニチュードが１の材料の一部が材料の深さの一部分を通って変換可能であるような方法で、それぞれの前記平面区域の透磁率を前記マグニチュードが１の負の値以外の値に切り換えることができるように切換可能であることを特徴とする請求項９に記載の材料。
【請求項１２】
媒体中において無線周波数で透磁率を有する材料であって、
材料の透磁率の実部が負であり、媒体の透磁率の実部が正であり、材料及び媒体の両方は、透磁率のマグニチュードが同じである、
ことを特徴とする材料。
【請求項１３】
対象領域と無線周波数手段との間に配置された請求項１から請求項１２のいずれか１項に記載の材料を含む、
ことを特徴とする磁気共鳴装置。
【請求項１４】
前記無線周波数手段は、無線周波数受信コイルであることを特徴とする請求項１３に記載の磁気共鳴装置。
【請求項１５】
前記受信コイルは、冷却されることを特徴とする請求項１４に記載の磁気共鳴装置。
【請求項１６】
前記無線周波数受信コイルは、受信コイルの区域に分布した無線周波数磁束を受信するように作動し、傾斜磁場コイルの必要性を除くために、前記対象領域の一区域に亘って分布した前記無線周波数磁束を再生させることを特徴とする請求項１３から請求項１５のいずれか１項に記載の磁気共鳴装置。
【請求項１７】
前記無線周波数手段は、送信コイルであることを特徴とする請求項１３に記載の磁気共鳴装置。
【請求項１８】
前記送信コイルは、小さな容積を励起するように配置されることを特徴とする請求項１７に記載の磁気共鳴装置。
【請求項１９】
前記送信コイルは、前記対象領域の目標とする部分を熱的に切除するように配置されることを特徴とする請求項１７に記載の磁気共鳴装置。
【請求項２０】
実質的に、図面を参照して本明細書で説明されるような材料。
【請求項２１】
実質的に、図面を参照して本明細書で説明されるような磁気共鳴装置。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
（技術分野）
本発明は、無線周波数で透磁率を有する材料に関する。
【０００２】
（背景技術）
キャパシタンス及びインダクタンスを有し、透磁率を示す磁気波長より遥かに小さい距離だけ間隔を置いて配置された非磁気素子のアレーを含む材料が提案されており（Ｊ．Ｂ．Ｐｅｎｄｒｙ、Ａ．Ｊ．Ｈｏｌｄｅｎ、Ｄ．Ｊ．Ｒｏｂｂｉｎｓ、及び、Ｗ．Ｊ．Ｓｔｅｗａｒｔ著「導体からの磁性及び強化された非線形現象」マイクロ波理論及び技術に関するＩＥＥＥ会報第４７巻第１１号、１９９９年１１月、２０７５〜２０８４ページ、及び、国際特許出願ＷＯ００／４１２７０）、この材料は、微細構造磁気材料と呼ばれることもある。
【０００３】
図１を参照すると、このような微細構造磁気材料の種々の無線周波数における透磁率の実数及び虚数成分の変動が示されており、透磁率の実数部が周波数ω０とωｐとの間で負になるのが見られる。共振周波数ω０は、透磁率の虚数成分のピークに対応する。実数成分及び虚数成分のピークの高さは、非磁気素子の固有抵抗に伴って変動し、一般に、透磁率の虚数成分が大きいことは、微細構造磁気材料の損失すなわち無線周波数エネルギの吸収を示唆するので有害である。
国際特許出願番号ＰＣＴ／ＧＢ０１／００９６８は、スクリーンが有効な無線周波数帯域に亘って透磁率の実数部がゼロ又は負になる、このような微細構造磁気材料で作ったスクリーンを提案している。
【０００４】
上述の微細構造磁気材料が出現する前には、透磁率の負の実数部を有する材料は存在しなかった。それにもかかわらず、このような材料が負の誘電率εも有する場合、それが屈折率１のマグニチュードであるが負の符号を有する物質を生成し得ることが示唆されていた（Ｖ．Ｇ．Ｖｅｓｅｌａｇｏ著「ε及びμが同時に負の値を有する物質の電気力学」、ソビエト連邦科学アカデミー、Ｐ・Ｎ・レベデフ物理学研究所、Ｕｓｐ　Ｆｉｚ　Ｎａｕｋ９２、５１７〜５２６ページ（１９６４年７月）、ソビエト物理学ＵＳＰＥＫＨＩ、第１０巻第４号、１９６８年１月〜２月、５０９〜５１４ページ）。（このような材料は存在しないことが認められた。）図２を参照すると、この論文は、厚さがｄの平板１が、平板１から距離ｌ（ｌ＜ｄ）に位置する点光源Ａから、平板から距離ｄ−ｌだけ後方に位置する点Ｂにおける焦点まで光を運ぶようなシステムの一例を与える。入射光線ｉは、材料が負の屈折率を有する結果として、法線ｎの「逆」側の光線ｒの中に屈折されることが分かるであろう。このことはまた、「物理学の世界」２０００年６月号２７ページに論じられている。
【０００５】
近年、透磁率μ及び誘電率εがいずれも負である材料は、実際に負の屈折率を有する材料になることが示唆される実験が行われた（Ｄ．Ｒ．Ｓｍｉｔｈ、Ｗｉｌｌｉｅ　Ｊ．Ｐａｄｉｌｌａ、Ｄ．Ｃ．Ｖｉｅｒ、Ｓ．Ｃ．Ｎｅｍａｔ−Ｎａｓｓｅｒ、及び、Ｓ．Ｓｃｈｕｌｔｚ著「透磁率及び誘電率が同時に負になる複合媒体」、Ｐｈｙｓ．　Ｒｅｖ．　Ｌｅｔｔｅｒｓ　８４、（１８）、４１８４〜７ページ、２０００年５月）。
【０００６】
（発明の開示）
本発明は、透磁率の実部が特定の無線周波数帯域に亘って負でありマグニチュードが１であるような、無線周波数で透磁率を有する材料を提供する。
本出願人は、価値ある特性が、無線周波数磁場と相互作用するように作られた材料からもたらされ、この材料は、透磁率が負でない場合でさえも、特に透磁率が正である場合に近距離磁場の準静磁場状態において特定の周波数帯域に亘り指定された透磁率を有することが分かった。集束特性は、材料が空気のような透磁率が正でマグニチュードが１の媒体中にある時は、通常の分解能限界よりも下で生み出される。
【０００７】
一般に、集束特性は、材料が任意のマグニチュードの負の透磁率を同じマグニチュードの正の透磁率の媒体中に有する場合に生み出されると思われる。
従って、本発明はまた、媒体中において無線周波数で透磁率を有する材料を提供し、材料の透磁率の実部が負で、媒体の透磁率の実部は正であり、材料及び媒体の両方は、同じマグニチュードの透磁率を有する。
有利な態様では、材料には、上述の特定無線周波数帯域に同調され、材料から間隔を置いて配置されたコイルが付いている。材料はスラブとしてもよく、コイルは、スラブからスラブの厚さの半分だけ間隔を置いて配置することができる。コイルは、無線周波数信号の受信用、無線周波数信号の送信用、又は、その両方としてもよい。
【０００８】
有利な態様では、材料は、インダクタンス及びキャパシタンスを有する素子のアレーから成り、素子の寸法及び間隔は、特定帯域の無線周波数の放射波長よりも小さい。しかし、自己インダクタンス又はキャパシタンスが局所的に与えられ、その一方が分散される媒体を有することも可能であろう。素子が非磁性であれば、それを磁気共鳴画像化及び分光法に用いることを可能にするので好ましいが、他の用途では磁性とすることもできる。
【０００９】
容量素子は、螺旋のように巻かれた導電シート、又は、それぞれが互いに絶縁されて螺旋形である複数の積み重ねた平面区域の形態としてもよい。この方法の更なる好ましい特徴は、本明細書においてその内容が引用により組み込まれている国際特許出願ＷＯ００／４１２７０に開示され、特許範囲が請求されている。
ここで添付の図面を参照し、本発明を実施する方法を例証的に以下で詳細に説明する。
【００１０】
（発明を実施するための最良の形態）
全ての図面において、同じ部分には、同じ参照番号が用いられる。
図３を参照すると、点Ｃは、図示の双頭矢印の方向に向いた無線周波数領域で振動する磁気双極子を表している。これは、例えば、患者２の体内の共鳴核を表すことができるであろう。微細構造磁気材料の円筒形ブロック３が患者の前に置かれる。ブロックの軸線は、Ｃにおける双極子の軸線に平行である。ブロック３は、引用したＩＥＥＥ論文に説明されているように「スイスロール」コンデンサのアレーで構成されてもよく、「スイスロール」（ブロックの断片的領域に参照番号４で概略的に示す）の軸線は、双極子Ｃの軸線及び線Ｃ及びＤと平行な方向に向いている。「スイスロール」は、絶縁フィルムで分離された薄い導電層を非磁気マンドレル上に巻きつけて作られる。無線周波数磁場が、ロールの軸線を下って通ると、構造体の自己キャパシタンスによってのみ流れることができる電流が誘発される。この構造体が放射波長よりも遥かに小さいために、それは、透磁率（磁場に対する反応）が特に微細構造のキャパシタンスに依存する均質な媒体のように見える。微細構造材料３の代替構成は、積み重ねた平面区域の層であることが可能であり、これも、ＩＥＥＥ論文に説明されている。
【００１１】
積み重ねた平面区域は、双極子の軸線及び線Ｃ及びＤに垂直な平面に配置されたアレーに配置されるであろう。
点Ｃから発する線のうちのいくつかは、振動する双極子により発生する磁束の線を表す参照番号５を有しており、便宜上、点Ｃとブロック３の隣接面との間では直線として示されているが、磁力線６が実際に曲線で示されていることからも、これらは、実際には磁石から出る磁力線の古典的パターンに従うことになる。
【００１２】
本発明によれば、ブロックの透磁率の実部は、ブロックの軸線方向の特定無線周波数帯域に亘って負であり、１のマグニチュードを有する。
空気の透磁率は１で正の符号を有するが、人間の身体の透磁率は、空気に対する値に極めて近く、それによりこのブロックは、透磁率が１で正の符号を有する点Ｃに向く領域と点Ｄに向く領域とのインタフェースになる。この結果、磁束パターンに特異点が生じ、点Ｃから発する磁力線５は、集束と表現することができる方法で実際に点Ｄを通って誘導される。このことは、仮にブロックの負の透磁率のマグニチュードがブロック外側の媒体の正の透磁率の数値に等しければ、１以外の値に対しても同じく適用されるであろう。
【００１３】
ブロックの透磁率の実数成分はμ＝−１であるが、μの虚数成分は小さいことが必要であり、そうでなければ、材料は損失が多くなり、集束特性及び熱発生の低下をもたらすであろう。従って、図１を参照すると、μ＝−１の値は、ω０よりもωｐに近接して用いることが好ましい。
従って、患者の体内の双極子Ｃから出る無線周波数の磁束が、患者の体外の点Ｄで再生されるという注目すべき結果が得られる。点Ｅにおける双極子から出る磁束でも同様であり、その磁束は、それに応じてブロックを移動させると仮定すれば、点Ｆで再生されるであろう。磁束は、点Ｃから発せられて点Ｄで集束するように示されているが、Ｃ及びＥを包含する（対象）平面内、すなわち、円筒３の軸線に垂直な小さな感受性領域からの磁束を受け取り、それを同じく円筒の軸線に垂直な（画像）平面Ｄ及びＦ内に集束させることが意図されている。
【００１４】
Ｃ及びブロック３の入射面の間の距離と、点Ｄ及びブロック３の出射面の間の距離とは等しく、ブロックの軸線方向深さの半分の大きさである。
点Ｃ及び点Ｅを通り、図の平面と直角な平面内の無線周波数磁場の分布は、点Ｆ及び点Ｄを通る同様の向きの平面に再生される。
過去においては、身体２内の核Ｃ及びＥを共振させて発生した磁場を、コイルで身体を取り囲むか、又は、１つ又は複数のコイルを身体の表面に置くことによって測定することが必要であったと思われるため、上記は、磁気共鳴画像化の分野で非常に大きな意味を有する。本発明の装置では、コイルのアレーは、Ｄ及びＦを包含する平面内に配置することができ、Ｃ及びＥでの磁束を直接測定することができる。
ブロックは、画像化することが必要な全域からできるだけ多くの磁束線を捕捉する大きさにすることが必要である。例えば、点Ｃから出る磁束線６は、図示の大きさのブロック３では失われることになる。
【００１５】
磁気共鳴画像化では、患者の当該領域に強力な磁場を設定し、無線周波数エネルギのパルスがその領域に誘導されて水素陽子のような磁気共鳴活性核を励起して共振させ、それによって活性核が点Ｃで図示した種類の共振双極子として働くことが理解されるであろう。励起領域が放射する信号は、受信コイルにより拾われて解析される。陽子の分布を示すことを可能にするために、主磁場の方向に並んでいるが、例えば、点Ｃ及びＥを包含する平面に亘って変動する補助磁場が生成され、それによって放射された共振周波数のわずかな変動を参照することにより画像平面内の陽子の空間的位置が分離される。すなわち、平面Ｄ及びＦ内に小コイルのアレーがあれば、放射された分布磁束を拾うことができる。
【００１６】
第１の実施形態では、点Ｃ及びＥで囲まれた円形部分から放射され、円筒の軸線と垂直に向けられた磁気共鳴信号は、軸線Ｃ及びＤに垂直な平面に配置された点Ｄ及びＦで囲まれた円形コイルにより拾われる。例えばその円形区域の平面内の直角な２方向における上述の傾斜磁場を用いて、その区域に亘る陽子の分布を記録し、次に画像として処理することを可能にする。
しかし、対象平面Ｃ及びＥ内の磁束分布は、コイル平面Ｄ及びＦに再生されるため、別の好ましい実施形態では、コイルのアレーは平面Ｄ及びＦに配置され、共鳴陽子の分布を記録するための傾斜磁場を発生させる手段の必要性はない。従って、磁気共鳴画像装置内に通常存在する傾斜磁場コイルは廃棄することができ、一般に限られた容積である患者が占有する領域のスペースを節約する。
【００１７】
区域Ｄ及びＦに亘ってコイルのアレーを用いる代わりとして、単一のコイルで走査することができ、又は、他の手段を用いて区域Ｄ及びＦに亘って共振無線周波数信号のパターンを記録することもできるであろう。
コイルのアレーを用いる場合は、コイルの相対位置及び感受性プロフィールに頼って欠落データを生成することにより画像空間をサンプル不足にすることができる技術が利用可能である（Ｄａｎｉｅｌ　Ｋ．Ｓｏｄｉｃｋｓｏｎ、及び、Ｗａｒｒｅｎ　Ｊ．Ｍａｎｎｉｎｇ著「空間高調波同時取得（ＳＭＡＳＨ）；無線周波数コイルアレーを用いる高速画像化」、ＭＲＭ３８、５９１〜６０３ページ、１９９７年）。これにより、画像取得時間が短縮される。好ましい実施形態では、このＳＭＡＳＨ技術は、平面Ｄ及びＦ内のコイルアレーと共に用られ、画像取得時間を短縮する。コイル感受性マトリクスの調整不良による雑音増幅を最小限にすることは当然可能である。
【００１８】
上述の通り、集束のための円筒形ブロック３を用いた磁気共鳴画像装置は、患者の１つの特定の切片においてのみ画像化することができる。従来の切片選択手順を用いて、選択的に異なる平面にアクセスすることができる。これは、方向Ｃ及びＤに傾斜磁場を設定し、励起無線周波数の様々な周波数を用いて当該平面内の核のみを励起することにより行われる。検出コイルは、軸線Ｃ及びＤに沿う方向に手動で移動することができるか、又は、コイルは、理想的には調べられる深さの範囲に亘って実質的に一定の感受性プロフィールを有する第３の方向を有することができるであろう。当然、供給源及びセンサに関するブロック厚半分の関係は、これで壊れることになるが、これよりも大きいか又は小さい程度の集束は、実際にはある深さの範囲に亘って起こり、ブロック両側の２つのｄ値の間に一対一対応があるべきである。正しい方向のどちら側の性能も、実際にある程度低下することになると予期されるであろう。
【００１９】
一般に、コイルは、空間的符号化の可能性を利用するためにかなり小さいことになり、コイル雑音は、主磁場のかなり大きな値においてさえも、このような環境では優勢になりがちである。このために、コイルを冷却し、好ましくは超伝導にして、それにより雑音を最低限にすることが好ましい。コイルが小さいので、高磁場においてさえもコイル雑音がおそらく支配的な因子になることができ、このために、これらの処置は、通常それらが無関係であると考えられる環境においても必要である。更に、検出コイルが、データを得る対象領域から比較的遠くにあることは、冷却容器を患者の非常に近くまで持ってくるという通常の問題を避けることを意味する。絶縁に必要なスペースは、通常は低温コイルに対する最適以下の充填率をもたらすが、コイルが正しく位置決めされると、ｄを必要な低温保持装置を収容できるように設定することができるので、そのスペースは、微細構造磁気材料を用いることにより排除される。
【００２０】
コイル平面磁束空間と対象（データソース）磁束空間との関係は、コイル面積を対象組織の面積に合わせることが可能になることを意味する。これは、一般的にデータを小さな領域から得る全身分光法の場合、雑音はコイルが感受性を有する全領域から発生するものの、単位時間あたりの信号対雑音比における直接の潜在的利益を意味する。また、小さなコイルの大きなアレーを用いる場合、いずれか１つのコイルによるデータ帯域幅がより従来的な状況においてあるべきものと比較して減少するので、上述の画像化の場合に潜在する信号対雑音の利得がある。
【００２１】
点Ｃの近傍の画像化する感受性容積は、任意の従来の方法、例えば身体コイルすなわち患者表面２上のコイルを用いることにより励起することができる。しかし、コイル平面Ｄ及びＦ内のコイル又はコイルのアレーにより、感受性容積を励起して共振させることも可能である。コイル又はコイルのアレーが傾斜磁場の必要性を除くような方法で受信用に使用される場合、コイル平面内のコイルによって感受性容積に発生される無線周波数磁場は更に簡単であり、励起のための時間を短縮することができる。
【００２２】
微細構造材料の使用は、磁気共鳴画像化、すなわち供給源平面Ｃ及びＥの磁束のコイル平面における画像を生成することに限定されず、空間的画像を生成しないが、存在する組織の種類及びその相対的数量に関する情報を得るために、感受性容積内の共振磁束の周波数の内容を解析することに関心が向けられる分光法にも拡張される。感受性を有する領域上のみにコイルの焦点を合わせる際の潜在する信号対雑音の利得は、従来の身体コイルと異なり、例えば分光検査にも同様に適用される。感受性を有する容積の無線周波数励起が、コイル平面Ｄ及びＦ内の送信コイルにより行われる場合、当該領域のみが励起されるために更なる利得が達成され、この当該領域を囲む領域での有害な共振からの汚染が避けられる。これは、一般的に分光法の問題点である。
分光法で期待される利得は、調査の対象となり得るいずれの核に対しても生じることに留意すべきである。
当該部位を取り囲む領域からの有害な共振の汚染が非常に大きな問題である分光法では特に、この能力は、実際に非常に重要であり得る。
【００２３】
他の応用には、微細構造材料を用いてある部位に放射線を集束させ、それによって、安全判定基準に違反する危険性がある高レベルの照射に身体を全体として曝すことなく、その部位におけるスピンを分断することが含まれる。微細構造材料のいくつかの形態（特に、積み重ねた平面（プリント回路）形式）を用いて、同じ構造体において２つの異なる周波数で目標とする磁束操作を準備することが可能である。材料のプリント回路の形態では、各層の間に相当な間隔を伴い、これらの間に別の構造体を挟むことができる。この配置により、同時に２つの核内のどのような方向にも性能を高めることができ、これは、多核分光法の重要な特徴である。２つのシステムは同じことをする必要はなく、一方が単に十分な正のμで磁束の誘導／強化を行うことができると同時に、他方は、μ＝−１で集束することに留意すべきである。
【００２４】
すなわち、例えば分光法測定を行ってリン又は炭素の存在を検出する場合、通常の磁気共鳴試験では、近くに水素原子が存在すると、リン及び炭素線の共振が引き起こされて２つ又はそれ以上の線に分裂する。構造体の誘導特性を用いて水素に無線周波数励起を行うと、より簡単な共振が得られ、リン及び炭素の検出で一層正確な結果が達成されるであろう。
上述の磁気共鳴装置の潜在的用途には、心臓及び肝臓の画像化及び分光法、局所的コイルを用いる又は用いない脊椎及び前立腺の検査、内耳及び下垂体の画像化、及び、内視鏡の使用が含まれる。
【００２５】
ブロックＤは、上述の円筒形の形態である必要はなく、すなわち、その端面がその軸線に垂直でなくてもよい。すなわち、例えばブロックの端部は、透磁率ではないが、集束効果すなわち対象及び画像平面の位置を変えるために成形し得る。ブロックは、透磁率が１で符号が負のいかなる材料からも作ることもでき、特に、磁気共鳴に見出される通常３メガヘルツから１００メガヘルツまでの領域にある作動周波数に対して大きさが調節される場合、ＩＥＥＥ論文に説明の微細構造材料のいずれかで作ることができる。
【００２６】
「スイスロール」を用いる特定の実施例として、適切な寸法を有する典型的な例は次のようである。「スイスロール」は、透磁率ε＝３である４５ミクロンの裏打ちフィルムを有する１２ミクロン厚さのアルミニウムホイルを使用し、それを直径８ミリメートルのマンドレル上に巻きつけて作られる。３８．２５巻回であれば、２１．３メガヘルツで以下の透磁率が期待される。
μ＝−１＋４．１０−３ｉ
この時、ｆ０＝１９．６５メガヘルツ、及び、ｆｐ＝２３．４５メガヘルツであり、ここで、ω０＝２πｆ０、及び、ωｐ＝２πｆｐである（図１）。ロールの有効半径に対する及び充填分数又は充填密度に対する経験的な係数がある。１つの可能な配置は、密に充填した六角形格子、すなわちできるだけ密に充填した格子である。
【００２７】
印刷された素子の場合は、適切な寸法は次のようである。素子は、現在出願中の国際特許出願番号ＰＣＴ／ＧＢ０１／００９５７の図５に開示されているような二重螺旋とすることができる。これらは、厚さ０．５ミリメートルのＦＲ４ボード上に印刷することができるであろう。螺旋の導電アームの内径は１０ミリメートル、幅は０．５ミリメートル、分離間隔は０．１ミリメートル、及び、抵抗率は３．３オーム／メートル（０．５オンス銅）である。１４．８巻回では、２１．３メガヘルツにおいて以下の透磁率が与えられる。
μ＝−１＋３．１０−３ｉ
【００２８】
より良い手法は、螺旋アーム間に同調可能な誘電体を組み込むことであろう。８巻回の螺旋では、誘電率εは、ε＝１１．４であることが必要であり、２１．３メガヘルツで以下の透磁率を与えるであろう。
μ＝−１＋４・８．１０−３ｉ
人間の身体内での無線周波数磁束の測定に関する説明をしたが、本発明は、他の生物や、無生物材料の他のあらゆる測定に応用可能である。
【００２９】
図４及び図５を参照して、微細構造材料を用いる特定の用途をここで以下に説明する。
図５には、頭９を示す試験領域の両側に間隔を置いて配置された磁極部分７及び８を有する開放磁石が端面図で示されている。患者は、カウチ１０に横になり、このカウチは、磁極７及び８の間の感受性を有する領域に患者の解剖学的構造の様々な部分を持ってくることを可能にするために、磁極部分に対して図５の平面と直角に摺動する。傾斜磁場コイル１１及び１２は、磁気共鳴画像化を行うことができるように、感受性を有する領域に傾斜磁場を設定させる。磁極部分７及び８は、磁束帰還経路１３により相互に連結されている。磁極部分は、永久磁石及び／又は高温超伝導磁石としてもよく、この磁石には、抵抗性又は超伝導性電磁石を含むことができる。
【００３０】
微細構造磁気材料を用いる用途においては、微細構造磁気材料のブロック３が、患者の軸線と並んで位置決めされる。
図４には縮尺通りに描かれていないが、ブロック３の軸線方向長さは２ｄであり、画像化が必要な平面Ｇは、ブロックから距離ｄだけ軸線方向に間隔を置いて配置され、受信コイル１４もブロックから距離ｄだけ間隔を置いて配置される。図３に関連して上述したように、画像化が次に行われる。平面Ｈを画像化するためにブロックを移動し、コイル１４が軸線方向に感受性がない場合は、これも同じく移動される。共鳴陽子は、傾斜磁場コイル１１及び１２により、平面Ｈ及びＧなどの区域で符号化される。受信コイル１４は、象徴的に示されており、実際には、コイルのアレーで構成することができる。
【００３１】
図３に関連して明らかになったように、Ｈ及びＧのような検査中の平面内の磁束が受信コイル１４を有する平面に分布されるという事実により、傾斜磁場コイルを排除することが可能になる。すなわち、傾斜磁場コイル１１及び１２を省略してもよく、これは、患者が利用することができる空間を増大し、及び／又は、磁極部分７及び８を近づけることができて磁石の費用削減をもたらすために、明らかに有利である。傾斜磁場コイルを切片選択方向に保持することが必要になることになる。原則的には、位相符号化及び周波数符号化の方向にいくつか又は全ての傾斜磁場をなくすことができるが、解像度の問題があるために、何らかの傾斜磁場コイル能力を保持することを必要とすることがある。
微細構造材料の使用は、当然、このような開放磁石に限定されず、例えば図４及び図５に示すように、頭の領域を画像化するために微細構造材料を抵抗性又は超伝導性ソレノイド磁石の内腔の端部に持ってくることも同様に可能であろう。
【００３２】
ここで、図３から図５に関連して説明した一般的な装置の種々の更なる発展例を以下に説明する。
図６を参照すると、装置は、無線周波数コイル１４と励起される患者の領域とに関すること以外、図４及び図５と同じである。
図６の実施形態では、コイル１４は、回転フレーム・ズーグマトグラフィ（Ｄ．Ｉ．Ｈｏｕｌｔ、「Ｊ　Ｍａｇｎ　Ｒｅｓｏｎ」、３３、１８７〜１９７（１９７９）、Ｐ．Ｓｔｙｌｅｓ、Ｃ．Ａ．Ｓｃｏｔｔ、Ｇ．Ｒ．Ｒａｄｅｌａ、「Ｍａｇｎ．Ｒｅｓｏｎ．Ｍｅｄ．」、２、４０２〜４０９（１９８５））を行うように選択され、すなわち、送信（励起）のために１つよりも多いコイルを用いることにより、ボクセルの外側の無線周波数信号が信号の反対位相のために相殺されることにより、エネルギが、単一のボクセル１５又はボクセル群内に集中する。すなわち、１つのボクセル１５のみを励起することができる。このことは既に公知であるが、本発明での相違点は、微細構造材料３の円筒により集束した後で、ボクセルからの信号を拾うのに小さなコイルしか必要としないということである。この小さなコイルは、２つの送信コイルの右側に概略的に示されている。小さなコイルは、雑音を更に減少させるために高温超伝導体になっている。無線周波数ズーグマトグラフィを従来の方法で行う場合、検査される患者の深さに関連して遥かに大きい表面を有する受信コイルが必要となるために、必要な信号と共に多くの雑音が拾われる。
【００３３】
再び図６を参照すると、幾分類似する用途が生体内鏡検にある。従来の鏡検では、当該領域の小さな部分のみが画像化されるように高い傾斜磁場が用いられる。無線周波数ズーグマトグラフィ用のコイルを再び用いて、第１に、小さな容積のみを励起し、第２に、小さな受信コイルを用いて励起された領域からの信号だけを拾い、それによって他の領域からの雑音を最低限にすることができる。ここでもまた、有利な態様では、小さな受信コイルを冷却することができる。無線周波数勾配は、必要に応じてそれらを再集束させる前に、身体から離れている小さなコイルの非常に近傍にあるようにする必要があるだけであるから、非常に大きな局所的無線周波数勾配を生成することができる（材料構造が小さいため、静的に変動する振幅及び／又は位相を有する無線周波数磁場）。
【００３４】
図７に示す別の変更形態では、ブロック３の有効軸線方向深さは、上述の積み重ねた平面区域（プリント回路）バージョンからブロックを作ることにより変えることができる。
本出願人は、微細構造材料の磁気特性が切換可能な材料を既に提案している（国際特許出願番号ＰＣＴ／ＧＢ０１／００９５７）。この以前の特許出願の内容は、本明細書において引用により組み込まれている。誘電体の誘電率εは、微細構造材料の透磁率を変化させるために電圧を用いて変えてもよい。
【００３５】
切換可能な材料は、ブロック３の領域３ａ及び３ｂ内に収容することができる。このような領域は、符号が負で値が１の透磁率から符号が正で値が１の透磁率に切り換えることができる。すなわち、患者内の第１の平面Ｇは、領域３ａにμ＝＋１の透磁率を持たせることにより画像化することができる。次に、Ｈに沿う次の平面を画像化するために、ブロックの右側最端部の１つ又はそれ以上の層を透磁率μ＝＋１に切り換え、領域３に隣接する領域３ａの同数の層を透磁率μ＝−１に切り換えることができる。このようにして、患者の容積は、距離３ａ及び３ｂを通してμ＝−１の領域を変換することにより走査することができる。コイル１４は、この走査と共に移動するか、又は、深度感受性を有することが必要であろう。
【００３６】
体内の腫瘍のような病変を熱的に切除するためには、一般に、健康な組織の損傷を避けるために、当該エネルギを集束させることが必要である。この理由により、集束させることが比較的容易なために、この用途には超音波が好まれる。無線周波数エネルギを用いる熱的切除が、身体の外側のアンテナを用いて試みられているが、体内のある深さでの放射パターンを任意の非常に大きな程度まで制御することができず、従って周囲の正常な構造よりも遥かに効果的に悪性組織に対して熱的損傷を与えるようにエネルギを局所的に集中することができないために、これは、特に有効であるとは証明されていない。微細構造材料を用いると、無線周波数エネルギの供給源、すなわちコイル１４が磁束パターンを生成し、これが軸線方向長さ２ｄの微細構造円筒３の後方の深さｄで再生され、そこに破壊する腫瘍１６を位置決めするように準備することができるために、この問題が解決される（図８）。このようにして、癌組織の小さな局所的領域内に、身体外部の局所的供給源からのエネルギを非常に選択的に加えることができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】
公知の微細構造材料の透磁率の実部及び虚部の無線周波数による変動を示す図である。
【図２】
負の屈折率を有する平板に対して理論で予想された光線図である。
【図３】
本発明に従って透磁率を有する材料による磁束線の集束を示す説明図である。
【図４】
本発明の材料を用いる磁気共鳴装置を図５の線４−４に亘って見た断片的概略側面図である。
【図５】
図４の磁気共鳴装置をより小さなスケールで示す概略端面図である。
【図６】
図４に示す磁気共鳴装置の変形の一部を示す図である。
【図７】
図４の磁気共鳴装置の別の変形の一部を示す図である。
【図８】
図４の磁気共鳴装置の更なる変形の一部を示す図である。
【図１】
2004502477.tif 000003
【国際公開パンフレット】
2004502477.tif 000004
2004502477.tif 000005
2004502477.tif 000006
2004502477.tif 000007
2004502477.tif 000008
2004502477.tif 000009
2004502477.tif 000010
2004502477.tif 000011
2004502477.tif 000012
2004502477.tif 000013
2004502477.tif 000014
2004502477.tif 000015
2004502477.tif 000016
2004502477.tif 000017
2004502477.tif 000018
2004502477.tif 000019
2004502477.tif 000020
2004502477.tif 000021
2004502477.tif 000022
2004502477.tif 000023
2004502477.tif 000024
2004502477.tif 000025
2004502477.tif 000026
2004502477.tif 000027
2004502477.tif 000028
2004502477.tif 000029
2004502477.tif 000030
2004502477.tif 000031
2004502477.tif 000032
2004502477.tif 000033
【国際調査報告】
2004502477.tif 000034
2004502477.tif 000035