EP1210010A2 - Verfahren und vorrichtung zur messung biomagnetischer felder - Google Patents

Verfahren und vorrichtung zur messung biomagnetischer felder

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Publication number
EP1210010A2
EP1210010A2 EP00958181A EP00958181A EP1210010A2 EP 1210010 A2 EP1210010 A2 EP 1210010A2 EP 00958181 A EP00958181 A EP 00958181A EP 00958181 A EP00958181 A EP 00958181A EP 1210010 A2 EP1210010 A2 EP 1210010A2
Authority
EP
European Patent Office
Prior art keywords
coil
squid
pick
fields
antenna
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Withdrawn
Application number
EP00958181A
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
Fritz Steinberg
Volodymyr Sosnitzky
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
MAGSCAN MEDIZINTECHNIK GmbH
Original Assignee
Magscan Medizintechnik GmbH
SQUID AG
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Magscan Medizintechnik GmbH, SQUID AG filed Critical Magscan Medizintechnik GmbH
Publication of EP1210010A2 publication Critical patent/EP1210010A2/de
Withdrawn legal-status Critical Current

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Classifications

    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
    • G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
    • G01R33/02—Measuring direction or magnitude of magnetic fields or magnetic flux
    • G01R33/035—Measuring direction or magnitude of magnetic fields or magnetic flux using superconductive devices
    • G01R33/0354—SQUIDS
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/24—Detecting, measuring or recording bioelectric or biomagnetic signals of the body or parts thereof
    • A61B5/242—Detecting biomagnetic fields, e.g. magnetic fields produced by bioelectric currents
    • A61B5/243—Detecting biomagnetic fields, e.g. magnetic fields produced by bioelectric currents specially adapted for magnetocardiographic [MCG] signals

Definitions

  • the invention relates to a method and a device for measuring biomagnetic, in particular cardiomagnetic, fields by means of at least one superconducting quantum interferometer (SQUID - superconducting quantum interference device).
  • SQUID superconducting quantum interferometer
  • the antenna usually have at least one antenna made of superconducting material, the antenna comprising at least a first coil for inductive detection of a magnetic field and a second coil and is usually inductively coupled to the SQUID ,
  • the term “antenna” is understood to mean a conductor loop which is generally bent from a wire and has at least two coils each made up of one or more windings, one in one of the coils (the so-called pick-up coil) by a magnetic field a current is induced, which can then be inductively impressed on a superconducting quantum interferometer by means of the second coil (the so-called input coil), which leads to measurable physical processes.
  • This type of measurement of magnetic fields essentially exploits the Josephson effect (Cooper pairs can tunnel a non-superconducting thin connection area (so-called Josephson junction) between two superconducting areas) and the fact that the magnetic flux through superconducting coils is quantized.
  • MFM Magnetic Field Map
  • the magnetic fields can be measured completely without contact, so that the patient, who is often psychologically stricken by his illness anyway, does not have to be "wired" to a device that is possibly uncanny to him.
  • Another great advantage of measuring biomagnetic fields lies in the fact that the magnetic permeability of almost all substances is approximately equal to 1, so that e.g. the magnetic fields generated during cardiac activity can pass through bones, soft tissues and air to the corresponding sensors in an unadulterated and practically loss-free manner.
  • the electrical conductivity varies relatively widely. It is therefore relatively difficult to interpret the currents that can be measured in the EKG and that always move along the path of the path to the measuring electrodes on those conduction paths that have the maximum conductivity and thus the lowest electrical resistance with respect to their place of origin.
  • the magnetometers commonly used are based on direct current SQUIDs (DC SQUIDs) with a ring with two Josephson junctions and a direct current bias, these SQUIDSs having a hysteresis-free current-voltage characteristic. This requires a so-called shunting of the Josephson junctions with high capacitance, which in turn requires relatively slow analog electronics that work with signals in the microvoit range and require complex shielding and filtering, in particular when measuring fields of low frequency.
  • DC SQUIDs direct current SQUIDs
  • the object of the invention is a method and a
  • Specify device of the type mentioned which allow the measurement of biomagnetic signals with particularly simple means, especially in unshielded rooms and thus inexpensively.
  • the SQUID being a SQUID with a hysteretic current-voltage characteristic and means being provided for operating the SQUID in the relaxation-oscillation mode (RO mode).
  • Magnetic field produced by a cordless screwdriver at a distance of 5 m still has a strength of at least 10 "9 to 10 " 10 Tesla (see, for example, J. Vrba: “SQUID Gradiometers in Real Environments", in: H. Weinstock (ed.): “SQUID Sensors - Fundamentals, Fabrication and Applications ", Kluwer Academic Publishers, 1996).
  • the device is suitable for measuring a wide variety of magnetic fields, in particular for magnetocardiography, but also for a wide variety of other biomagnetic examinations, e.g. Magnetic susceptibility measurements of the liver.
  • An advantage of operating in RO mode is that the essential information about the magnetic flux picked up by the antenna now no longer contains the noise-sensitive amplitude of the voltage signals tapped at the SQUID in a manner known per se, but rather the frequency of these signals and is therefore essential can be obtained more easily and quickly with greater insensitivity to ambient noise.
  • the entire measuring electronics can be simplified compared to the known devices that operate the SQUIDs in analog mode and can therefore be constructed more cost-effectively.
  • Another advantage of operating in RO mode is that simply by looking at the periodic current-flow characteristic (with feedback switched off) after the device has been installed, important information about the noise present at the installation site, in particular information about the causes of the noise, is obtained can be because certain noise sources have the characteristic in typical
  • Characteristics are recognized whether it has a certain high-frequency noise external causes or whether the SQUID may be defective or of poor quality.
  • the SQUID is preferably an internally unshunted direct current SQUID (DC-SQUID) with at least two Josephson junctions
  • the means for operating the SQUID in the relaxation-oscillation mode preferably have a resistance R and one in series with the
  • Resistor R switched inductance L, via which the two superconducting regions are connected to one another in addition to the Josephson junctions.
  • the SQUID is preferably a low-temperature SQUID, that is to say a SQUID, the superconducting properties of which only occur at very low temperatures, for example the temperature of liquid helium.
  • a low-temperature SQUID that is to say a SQUID
  • the superconducting properties of which only occur at very low temperatures for example the temperature of liquid helium.
  • the slightly higher operating costs of low-temperature SQUIDs are more than offset by the measurement advantages, in particular the simpler signal filtering.
  • SQUIDs of different spatial designs can be used. However, it has proven to be advantageous if the area enclosed by the two superconducting regions of the SQUID is between 1200 and 2000 ⁇ m 2 , preferably around 1600 ⁇ m 2 . SQUIDs of the so-called washer type (see, for example, FIG. 5) have proven particularly useful, in particular those in which the larger of the two superconducting regions has an edge length between 1.5 and 2.5 mm, preferably about 2 mm.
  • the device delivers very good results when the antenna forms a simple magnetometer together with the SQUID.
  • the results can be improved even more in environments with strong magnetic noise if the antenna forms a gradiometer together with the SQUID, the design as a symmetrical axial gradiometer of the second order in particular having proven to be very advantageous.
  • the sensitivity to magnetic fields drops with the fifth power of the distance between the sources of the fields to the pick-up coil, if this distance is significantly larger than the so-called baseline (the distance between the pick-up coil and the first bucking coil (i.e. the first differentiation coil wound in the opposite direction to the pick-up coil) of the gradiometer.
  • the baseiine is between 5 and 7 cm, preferably about 6 cm, the diameter of the pick-up coil being both a magnetometer and a gradiometer and the like
  • the diameter of the bucking coil or coils present in a gradiometer is between 1.5 and 2.9 cm, preferably about 2.2 cm.
  • Niobium or niobium nitrate wire with a diameter between approximately 30 and 60 ⁇ m has proven itself as the material for producing the antenna.
  • the pick-up coil and any bucking coils that may be present can each comprise several windings. However, they each preferably have only one winding, so that the inductance is low and the input coil must have only a few, for example 20 to 40 windings in order to inductively transmit the current to the SQUID in the desired manner.
  • a gradiometer is advantageously used instead of a magnetometer, it must be adjusted due to the always present deviations from the ideal state (coils of the same size, uniform, exactly parallel), the deviations being largely compensated for.
  • Various methods are known for compensating. Because of the simplicity, however, means for mechanically compensating the gradiometer, in particular a mechanism for precisely positioning one or more superconducting objects in the vicinity of the pick-up and bucking coils, have proven particularly useful.
  • the device can also be used in unshielded rooms.
  • a magnetic shield with the exception of an area below the pick-up coil, for example lining it with aluminum foil.
  • a magnetically shielded housing in particular lined with aluminum foil, comprising the electronics and the essential sensitive parts of electronics necessary for operating the SQUID, an opening for the area of the Dewar containing the pick-up coil.
  • the known devices in particular for recording cardiomagnetic fields, usually have a large number (generally between 35 and up to 60) of antennas and SQUIDs coupled to them. Also in the literature (see e.g. W. Andrä & H. Nowak (ed.):
  • the device in particular for recording cardiomagnetic fields, it is provided that the device has only one or a few, preferably between four to nine antennas, each with a SQUID. This has a number of advantages.
  • the measurement and evaluation electronics are significantly simpler than the known devices, and the Dewar vessel can be kept much smaller than in the known devices.
  • the Dewar vessel in the device according to the invention can be dimensioned such that it only has a coolant capacity in the range a few liters, especially between 2.5 and 10 l.
  • a Dewar vessel with a capacity of 6 l is provided, from which about 1.2 l evaporate daily, which, in view of the considerable costs of liquid helium, leads to significantly reduced maintenance costs.
  • the pick-up coils have diameters between 0.5 and 1.0 cm, while according to the invention the coil diameter is preferably between 1.5 and 2.9 cm, in particular approximately 2.2 cm.
  • a movable table for positioning an object to be examined relative to the pick-up coil (s). It has been shown that the noise at one and the same place in the room is relatively uniform over the typical measuring times, while a few centimeters next to it is a noise that is equally uniform but has a significantly different structure. If the measurements are carried out only at one or at a few points, the filter settings can be adopted for different points of the examined object measured successively at the respective location. For example
  • CORRECTED SHEET (RULE 91) ISA / EP a rectangular grid, for example, with a distance of 4 cm to the neighboring points, for example. If one measured at these 36 points with a single-channel system (with only one antenna and one SQUID) and moved the antenna instead of the object to be examined, the recorded 36 measurement series would have to be filtered with individually new settings. Instead, move the thing to be examined
  • the table is preferably made of non-magnetic and non-conductive materials such as wood and / or plastics.
  • the table can be moved by hand, for which purpose a locking and guiding mechanism can be provided for moving the table along predetermined paths and fixing the table in certain positions. With greater effort, it is also possible to automatically position the table relative to the pick-up coil (s), although care must be taken to ensure that the corresponding mechanisms and drives do not
  • the above-mentioned object is achieved by a method for measuring biomagnetic, in particular cardiomagnetic fields by means of at least one antenna made of superconducting material, preferably arranged in a Dewar vessel, the antenna having at least one first coil for inductive detection of a magnetic field and a second coil , and a SQUID inductively coupled to the antenna via the input coil, the SQUID being operated in the relaxation-oscillation mode.
  • the procedure is preferably such that an internally unshunted SQUID with a hysteresis current-voltage characteristic and two planar superconducting regions connected to one another via two Josephson junctions (tunnel connections), which are connected externally via a resistor R and one in series with the resistor R switched inductance L are connected to each other, used and a
  • Bias is applied to the SQUID in such a way that the relaxation-oscillation mode is established.
  • FIG. 1 is a schematic diagram of a magnetograph for performing biomagnetic measurements on patients
  • FIG. 3 shows a basic circuit diagram of a second-order gradiometer according to the invention with a SQUID that can be operated in RO mode
  • Fig. 4 is a schematic diagram of measuring electronics for operating the
  • FIG. 5 shows a top view of a washer-type SQUID
  • FIG. 6 shows a basic circuit diagram of the antenna and a further second order gradiometer according to the invention with a SQUID which can be operated in RO mode and which is inductively coupled to the antenna,
  • Fig. 7 is a schematic diagram of the magnetically shielded
  • Fig. 10 shows the RO frequency dependence on the magnetic flux MF, with line 1 the course without and line 2 the
  • the magnetograph which comprises a Dewar vessel 1 in which the actual measuring device is located and which is suspended from a gantry 2.
  • the magnetograph further comprises a frame 3 with a movable support 4, by means of which the patient 5 to be examined can be positioned under the measuring device, a comparison EKG 6, a control unit 7, a personal computer 8 and a
  • Connection cable 9 which connects the measuring device arranged in the vessel 1 to the control unit 7.
  • Frames are made of non-magnetic materials such as Made of wood or textolite.
  • the cryogenic magnetometer shown in section in FIG. 2 comprises a magnetically transparent Dewar vessel 2, which serves to cool the superconducting components to the necessary temperature and is filled with liquid helium 4.
  • the vessel is made of glass fiber and has a capacity of approximately five liters.
  • An antenna 5 is arranged in the end region 7 of the vessel facing the magnetic field to be measured, a signal processing unit 3 in the opposite region forming the head of the vessel and the SQUID 1 in the middle region of the vessel.
  • the antenna 5 With its windings 8, 9 and 10, the antenna 5 forms a second-order gradiometer which detects the component d2B / dz2, that is to say the diagonal component of the magnetic gradient sensor.
  • the gradiometer consists of a
  • CORRECTED SHEET (RULE 91) ISA / EP is wound, the baseline being 60 mm.
  • the reference winding 8 and the pick-up winding 10 each consist of a single winding, while the middle reference winding 9 has two windings.
  • the gradiometer inductance is just like the inductance of the SQUID input coil
  • FIG. 3 schematically shows the core of the measuring device, which consists of a SQUID 3, an input coil 6, a feedback coil 7 and means for operating the SQUID in RO mode.
  • the DC-SQUID is shunted by means of a resistor R 4 and an inductor L 5 connected in series therewith, so that an RO generator is formed.
  • the device is surrounded by a superconducting shield 8, which prevents external magnetic interference from entering the SQUID-Sch.
  • the device's Tamsformation factor is 10 MHz / ⁇ Q
  • the dynamic range is 140 dB
  • the flux resolution is 8 ⁇ r VHz
  • Input energy sensitivity at ⁇ s 10 " 30 J / Hz, the sensitivity with regard to the magnetic field at 30 fT ⁇ / Hz and the maximum slew rate is 3-10 6 ⁇ r j / s.
  • FIG. 4 shows a basic circuit diagram of the measuring electronics for operating the SQUID in RO mode.
  • the core of the system is the RO-SQUID, which, as shown in FIG. 6, consists of a SQUID with two superconducting regions shunted via a resistor R and an inductor L, which are connected in series.
  • the magnetic field to be measured (MAGNETIC FIELD) is detected by the antenna (ANTENNA), which is inductively coupled to the SQUID.
  • the SQUID is connected to a bias voltage source (BIAS SOURCE) and an amplifier (PULSE AMPLIFIER).
  • the magnetic flux causes measurable voltage pulses in the SQUID, the frequency of which depends on the strength of the magnetic flux and which are amplified in the amplifier before being compared to a comparison device
  • PULSE COMPARATOR a former (PULSE FORMER) and an integrator (INTEGRATOR).
  • the integrator is via a memory follower / RI IPPPR.P ⁇ I I n FR ) with pinpr Stmmversnr ⁇ un ⁇ s- and control unit (CONTROL
  • RO pulses When the DC bias voltage is applied to the RO-SQUID, the generation of RO pulses begins, the frequency of which is determined by a measurable magnetic field.
  • the RO pulses run through the pulse amplifier and come to the pulse comparator, cutting off the own amplitude noise at the pulse amplifier output and extending the pulse duration to a value sufficient for the next cascade. After the RO pulses have left the comparator, they go to the pulse former and from there to the integrator.
  • the signal leaving the integrator runs through the buffer follower.
  • This signal processing electronics is arranged in the unit denoted by 9 in FIG.
  • NbN-NbN x O y -Nb Josephson junctions 26 and 28 is based on non-shunted NbN-NbN x O y -Nb Josephson junctions 26 and 28 and comprises two regions 32 and 34 made of superconducting material that pass over the Josephson Junctions 26 and 28 are connected.
  • the larger area 34 of the two areas 32 and 34 has an edge length of approximately 2 mm.
  • the two areas 32 and 34 enclose an area 40, which is not drawn to scale here, and which naturally measures approximately 40 ⁇ m ⁇ 40 ⁇ m.
  • the characteristic data of this SQUID which is useful for the application case described here, are.
  • V g 3.8 - 4.0 mV
  • R n 15 - 40 ohms
  • RR n 12 - 44
  • l c 3 - 5 ⁇ A. Its current-voltage characteristic is shown schematically in FIG. 8.
  • FIG. 6 shows a second order gradiometer which, on the one hand, consists of an antenna, designated in its entirety by 10, with a pick-up coil 12, three bucking coils 14, 16 and 18 and an input coil 20.
  • the antenna is bent from a single niobium wire loop 22.
  • the "baseline” b (the distance between the pick-up coil 12 and the first bucking coil 14) is approximately 6 cm.
  • the gradiometer also consists of a so-called "unshunted" low-temperature SQUID 24 with two Josephson junctions 26 and 28 of high capacity C, the SQUID 24 with the antenna 10 is inductively coupled via the input coil 20.
  • the SQUID is also coupled to a feedback coil 30 in a manner known per se.
  • the two superconducting regions 32 and 34 (see FIG. 5) of the SQUID are externally connected to one another via a resistor 36 with the value R and a coil 38 with inductance L, the coil 38 and the resistor 36 in Series are connected.
  • the SQUID is supplied with a bias current l b which satisfies the condition l c ⁇ l b ⁇ V p / R, where l c is the critical voltage of a Josephson junction, R the resistance of the resistor 36 and V p the plasma voltage is a Josephson junction that the
  • T T 0 [1 + ( ⁇ / 2) (L c / L)] + (4 / ⁇ + ⁇ / 4) ⁇ n ,
  • the magnetic field is firmly enclosed in the SQUID interferometer ring via a negative feedback conclusion, which leads to a fixation of the operating point below a specified RO frequency.
  • FIG. 7 is a schematic diagram of a Dewar vessel 44 arranged in a magnetically shielded housing 42 along with that of antenna 10 and SQUID 24
  • Housing 42 and Dewar 44 are on the inside for magnetic
  • the Dewar vessel is designed such that the distance between the underside of the pick-up coil facing the vessel and the outside of the vessel is between about 3 and 10 mm and the vessel holds about 6 liters of coolant. If liquid helium is used for cooling, a typical loss rate is about 1.2 l of helium per
  • a system for measuring biomagnetic fields can be set up, the system noise of which is below 30 fT ⁇ / Hz with a dynamic width of
  • the data recorded with such a system can be evaluated in a wide variety of ways, in particular with regard to the strength and the location of the sources of the magnetic fields.

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Abstract

Bei den bekannten Verfahren und Vorrichtungen besteht das Problem, dass die verwendeten Apparate aufwendig im Unterhalt sind und dass aussagefähige Messergebnisse nur in magnetisch abgeschirmten Räumen erfasst werden können. Es werden ein Verfahren und eine Vorrichtung vorgeschlagen, die die Erfassung biomagnetischer Felder mit besonders einfachen Mitteln insbesondere auch in nicht-abgeschirmten Räumen erlauben, wobei die Vorrichtung wenigstens ein supraleitendes Quanteninterferometer (SQUID) umfasst und dadurch gekennzeichnet ist, dass das SQUID ein SQUID mit hysteresischer Strom-Spannungskennlinie ist und dass Mittel zum Betreiben des SQUIDs im Relaxations-Oszillations-Modus (RO-Modus) vorgesehen sind.

Description

Verfahren und eine Vorrichtung zur Messung biomagnetischer, insbesondere kardiomagnetischer Felder
Die Erfindung betrifft ein Verfahren und eine Vorrichtung zur Messung biomagnetischer, insbesondere kardiomagnetischer Felder mittels wenigstens eines supraleitenden Quanteninterferometers (SQUID - superconducting quantum interference device).
Solche Verfahren und Vorrichtungen sind in unterschiedlichster Form bekannt (siehe z.B. H. Weinstock (Hrsg.): "SQUID Sensors - Fundamentals, Fabrication and
Applications", Kluwer Academic Publishers, 1996). Sie weisen in der Regel wenigstens eine Antenne aus supraleitendem Material auf, wobei die Antenne wenigstens eine erste Spule zur induktiven Erfassung eines Magnetfeldes und eine zweite Spule umfaßt und mit dem SQUID in der Regel induktiv gekoppelt ist.
Dabei wird hier unter dem unter dem Begriff "Antenne" eine in der Regel aus einem Draht gebogene Leiterschleife mit wenigstens zwei Spulen aus jeweils einer oder mehreren Wicklungen verstanden, wobei in einer der Spulen (dem sog. Pick-up-Coil) durch ein Magnetfeld ein Strom induziert wird, welcher dann mittels der zweiten Spule (dem sog. Input-Coil) induktiv einem supraleitenden Quanteninterferometer aufgeprägt werden kann, was zu meßbaren physikalischen Prozessen führt. Ausgenutzt werden bei dieser Art der Messung magnetischer Felder im wesentlichen der Josephson-Effekt (Cooper-Paare können einen nicht-supraleitenden dünnen Verbindungsbereich (sog. Josephson-Junction) zwischen zwei supraleitenden Bereichen durchtunneln) und die Tatsache, daß der magnetischen Fluß durch supraleitende Spulen quantisiert ist.
Seit langem befassen sich Arbeitsgruppen in aller Welt mit der Messung biomagnetischer Felder, die anerkanntermaßen wichtige Informationen über pathologische Anomalien unterschiedlichster Art geben können. So wird z.B. seit Ende der sechziger Jahre mit SQUIDs in unterschiedlichsten Konfigurationen experimentiert, um kleinste, durch Hirn- und Herzströme hervorgerufene Magnetfelder zu messen. Einige dieser Messungen haben elektrische Analogien (z.B. die Magnetokardiographie mit der Elektrokardiographie und die Magnetoenzephalographie mit der Elektroenzephalographie), andere nicht (z.B. die nicht-invasive Messung der magnetischen Suszeptibiltät von Geweben und Organen oder die Messung s
BERICHTIGTES BLATT (REGEL 91) ISA / EP magnetischer "Gleichstromfelder", die durch inhalierte, injizierte oder eingenommene magnetische Materialien erzeugt werden).
Dabei ist inzwischen in durch eine Vielzahl von Studien belegt (vgl. z.B. W. Andrä & H. Nowak (Hrsg.): "Magnetism in Medicine", Wiley-VCH, 1998, 139 ff., oder Hailer et al.:
"Die Anwendung des Biomagnetismus in der Kardiologie" in: Prakt. Kardiol., Vol. 15, 1995, S. 90 - 103, jeweils mit weiteren Nachweisen), daß die Magnetokardiographie (MKG) mittels SQUID-Sensoren ein wichtiges Hilfsmittel bei der Diagnose und Therapiekontrolle, insbesondere aber auch bei der Risikostratifizierung und Früherkennung einer Vielzahl von Herzkrankheiten und -funktionsstörungen sein kann.
Beispielsweise können bereits aliein durch rein visuelle Unterschiede in den mittels MKG aufgenommenen sog. Magnetfeldkarten (MFM - Magnetic Field Maps) von gesunden und kranken Herzen bestimmte Krankheiten und Risiken erkannt und damit frühzeitig vorbeugende Maßnahmen ergriffen werden.
Da zudem lediglich die bei der körpereigenen Tätigkeit selbst entstehenden Magnetfelder gemessen werden, ist die Messung biomagnetischer Felder - im Gegensatz zu Verfahren wie der Ultraschall- oder Kernspinresonanztomographie, bei denen die untersuchten Körperteilen äußeren Feldern oder Schallwellen ausgesetzt werden - tatsächlich absolut nicht-invasiv und somit ohne jegliche nachteilige
Beeinflussung des untersuchten Körperteils. Zudem können die Magnetfelder völlig kontaktlos gemessen werden, so daß der oftmals ohnehin von seiner Krankheit auch psychisch angeschlagene Patient nicht noch mit einem ihm womöglich unheimlichen Gerät "verdrahtet" werden muß.
Ein weiterer großer Vorteil der Messung biomagnetischer Felder liegt in der Tatsache, daß die magnetische Permeabiltät nahezu aller Stoffe ungefähr gleich 1 ist, so daß z.B. die bei der Herztätigkeit erzeugten Magnetfelder unverfälscht und praktisch verlustfrei Knochen, Weichteile und Luft bis zu den entsprechenden Sensoren durchdringen können. Demgegenüber variiert die elektrische Leitfähigkeit relativ stark. Daher ist es verhältnismäßig schwierig, die im EKG meßbaren Ströme, die sich auf ihrem Weg zu den Meßelektroden stets auf denjenigen Leitungswegen bewegen, die die maximale Leitfähigkeit und damit den geringsten elektrischen Widerstand aufweisen, in Bezug auf ihren Ursprungsort zu interpretieren.
BERICHTIGTES BLATT (REGEL 91) ISA / EP Trotz der erkannten großen Vorteile der Messung biomagnetischer Felder und insbesondere der MKG - gerade auch bei der Früherkennung und der pränatalen Diagnostik - und trotz der Tatsache, daß bereits seit rund 30 Jahren Versuche bezügliche der Detektion biomagnetischer Felder mittels SQUID-Sensoren gemacht werden, hat sich die Messung biomagnetischer Felder noch nicht zu einer
Standarduntersuchuπgsmethode entwickeln können.
Dies liegt zum einen an den sehr hohen Anschaffungs- und Unterhaltskosten der bekannten Geräte, die zum Teil vernünftige Meßergebnisse nur in magnetisch abgeschirmten Räumen liefern, wobei schon allein der Bau eines solchen magnetisch abgeschirmten Raumes mit hohen Kosten verbunden ist. Zum anderen erfordert die Auswertung der mit den bekannten Geräten erfaßten Signale eine komplizierte und teilweise sehr langwierige Nachbearbeitung, die nur von Spezialisten vorgenommen werden kann.
Die üblicherweise verwendeten Magnetometer basieren auf Gleichstrom-SQUIDs (DC-SQUIDs) mit einem Ring mit zwei Josephson-Junctions und einer Gleichstromvorspannung, wobei diese SQUIDSs eine hysteresefreie Strom-Spannungscharakteristik aufweisen. Dies erfordert ein sog. shunting der Josephson-Junctions mit hoher Kapazität, was wiederum eine verhältnismäßig langsame analoge Elektronik bedingt, die mit Signalen im Mikrovoitbereich arbeitet und insbesondere bei der Messung von Feldern niedriger Frequenz eine aufwendige Abschirmung und Filterung erfordert.
Davon ausgehend liegt der Erfindung die Aufgabe zugrunde, ein Verfahren und eine
Vorrichtung der eingangs genannten Art anzugeben, welche die Messung biomagnetischer Signale mit besonders einfachen Mitteln insbesondere auch in nicht-abgeschirmten Räumen und damit kostengünstig erlauben.
Die Aufgabe wird zum einen gelöst von einer Vorrichtung der eingangs genannten Art, wobei das SQUID ein SQUID mit hysteresischer Strom-Spannungskennlinie ist und wobei Mittel zum Betreiben des SQUIDs im Relaxations-Oszillations-Modus (RO-Modus) vorgesehen sind.
BERICHTIGTES BLATT (REGEL 91) ISA / EP Die Erfindung beruht also auf dem Grundgedanken, aus dem analogen Betriebsmodus in einen gepulsten überzugehen, was eine ganze Reihe von Vorteilen hat und es insbesondere ermöglicht, kleinste magnetische Felder auch in nicht-abgeschirmten Räumen, vor allem auch Räumen in klinischer Umgebung, in der aufgrund der Vielzahl heutzutage betriebener elektrischer Geräte besonders starkes magnetisches
Rauschen vorhanden ist, zu messen. Dies ist um so erstaunlicher, wenn man bedenkt, daß die bei der Herztätigkeit erzeugten Magnetfelder sich in der Größenordnung von lediglich 10"10 und darunter Tesla bewegen, während das durch ein fahrendes Auto hervorgerufene Magnetfeld noch in 50 m Entfernung eine Stärke von 10"8 bis 10"9 Tesla und das bereits durch ein batteriebetriebenes Werkzeug wie z.B. einem
Akkuschrauber hervorgerufene Magnetfeld noch in 5 m Entfernung eine Stärke von immerhin 10"9 bis 10"10 Tesla besitzt (vgl. z.B. J. Vrba: "SQUID Gradiometers in Real Environments", in: H. Weinstock (Hrsg.): "SQUID Sensors - Fundamentals, Fabrication and Applications", Kluwer Academic Publishers, 1996).
Die Vorrichtung eignet sich zur Messung verschiedenster magnetische Felder, insbesondere für die Magnetokardiographie, aber auch für verschiedenste andere biomagnetische Untersuchungen wie z.B. Messungen der magnetischen Suszeptibilität der Leber.
Ein Vorteil des Betriebs im RO-Modus ist, daß die wesentlichen Informationen über den von der Antenne aufgenommenen magnetischen Fluß nun nicht mehr in der rauschempfindlichen Amplitudenhöhe der am SQUID in an sich bekannter Weise abgegriffenen Spannungssignale, sondern in der Frequenz dieser Signale enthalten und damit wesentlich einfacher und schneller bei zudem größer Unempfindlichkeit gegenüber Umgebungsrauschen gewonnen werden können. Die gesamte Meßelektronik kann gegenüber den bekannten, die SQUIDs im analogen Modus betreibenden Vorrichtungen vereinfacht und damit kostengünstiger aufgebaut werden.
Ein weiterer Vorteil des Betriebs im RO-Modus liegt darin, daß allein durch Betrachten der (bei abgeschaltetem Feedback) periodischen Strom-Fluß-Charakteristik nach den Aufstellen der Vorrichtung wichtige Informationen über das am Aufstellungsort vorhandene Rauschen, insbesondere Informationen über die Ursachen des Rauschens gewonnen werden können, da bestimmte Rauschquellen die Charakteristik in typischer
BERICHTIGTES BLATT (REGEL 91) ISA / EP Ursachen hat, können leicht entsprechende aktive oder passive Gegenmaßen getroffen werden. Erzeugt zum Beispiel das regelmäßige Anspringen eines Fahrstuhlmotors ein störendes Feld, kann eine Meß- oder Auswerteelektronik dies in verschiedener Weise berücksichtigen und beispielsweise die zum Zeitpunkt des Anspringens aufgezeichneten Meßwerte automatisch verwerfen. Auch kann an der
Charakteristik erkannt werden, ob es ein bestimmtes hochfrequentes Rauschen externe Ursachen hat oder ob das SQUID evtl. defekt oder von minderer Qualität ist.
Ein weiterer großer Vorteil des Betriebs im RO-Modus (gepulsten Betrieb) ist, daß die Spannungs-Strom-Charakteristik des SQUIDs unempfindlich wird gegen Verzerrungen, die im analogen Modus aufgrund der Resonanz zwischen dem SQUID und dem Input-Coil, dem SQUID und einem Feedback-Coil und aufgrund von Asymmetrien der supraleitenden Bereiche und der Josephson-Junctions auftreten. Zudem entfällt das bei den bekannten Vorrichtungen zur Reduzierung des sog. "1/f- oder "Flicker"-Rauschens notwendige Modulation-Demolation-Verfahren mit Modulation des magnetischen Feedbackfeldes, da im RO-Modus die Vorspannung (Bias-Current) des SQUIDs moduliert wird.
Vorzugsweise handelt es sich bei dem SQUID um ein intern nicht-geshuntetes Gleichstrom-SQUID (DC-SQUID) mit wenigstens zwei Josephson-Junctions
(Tunnel-Verbindungen), die über eine Leitung miteinander verbunden und nicht - wie bislang üblich - über in das Bauteil integrierte Nebenschlüsse (Shunts) überbrückt sind.
Bevorzugt weisen die Mittel zum Betreiben des SQUIDs im Relaxations-Oszillations-Modus einen Widerstand R und eine in Reihe mit dem
Widerstand R geschaltete Induktivität L auf, über die die beiden supraleitenden Bereiche zusätzlich zu den Josephson-Junctions miteinander verbunden sind.
Bevorzugt handelt es sich bei dem SQUID um ein Tieftemperatur-SQUID, also um ein SQUID, dessen supraleitende Eigenschaften erst bei sehr tiefen Temperaturen, etwa der Temperatur flüssigen Heliums, auftreten. Prinzipiell ist es zwar möglich, SQUIDs auch aus solchen Materialien herzustellen, deren supraleitende Eigenschaften bereits bei deutlich höheren als der Temperatur flüssigen Heliums auftreten, was Vorteile hinsichtlich der Betriebskosten mit sich bringen kann, jedoch ist das sog. intrinsische Rauschen solcher Hochtemperatur-SQUIDs deutlich höher als dasjenige von Tieftemperatur-SQUIDs. Die geringfügig höheren Betriebskosten von Tieftemperatur-SQUIDs werden durch die meßtechnischen Vorteile, insbesondere die einfachere Signalfilterung mehr als ausgeglichen.
Es können SQUIDs unterschiedlicher räumlicher Gestaltung verwendet werden. Als vorteilhaft hat es sich jedoch erwiesen, wenn die von den beiden supraleitenden Bereichen des SQUIDs eingeschlossene Fläche zwischen 1200 und 2000 μm2, vorzugsweise bei etwa 1600 μm2 liegt. Besonders bewährt haben sich SQUIDs des sog. Washer-Typs (siehe z.B. Fig. 5), insbesondere solche, bei denen der größere der beiden supraleitenden Bereiche eine Kantenlänge zwischen 1 ,5 und 2,5 mm, vorzugsweise von etwa 2 mm aufweist.
Die Vorrichtung liefert bereits dann, wenn die Antenne zusammen mit dem SQUID ein einfaches Magnetometer bildet, sehr gute Ergebnisse. Die Ergebnisse lassen sich insbesondere in Umgebungen mit starkem magnetischen Rauschen noch verbessern, wenn die Antenne zusammen mit dem SQUID ein Gradiometer bildet, wobei sich insbesondere die Ausbildung als symmetrisches axiales Gradiometer zweiter Ordnung als sehr vorteilhaft erwiesen hat. Bei einem solchen Gradiometer fällt die Empfindlichkeit gegenüber Magnetfeldern mit der fünften Potenz des Abstandes der Quellen der Felder zum Pick-up-Coil, wenn dieser Abstand deutlich größer ist, als die sog. Baseline (der Abstand zwischen dem Pick-up-Coil und dem ersten Bucking-Coil, also der ersten gegensinnig zum Pick-up-Coil gewickelten Differentiationsspule) des Gradiometers. Dabei hat es sich für Messungen im menschlichen Körper als vorteilhaft erwiesen, wenn die Baseiine zwischen 5 und 7 cm, vorzugsweise bei etwa 6 cm liegt, wobei der Durchmesser des Pick-up-Coils sowohl bei einem Magnetometer, als auch bei einem Gradiometer und der Durchmesser des oder der bei einem Gradiometer vorhandenen Bucking-Coils zwischen 1,5 und 2,9 cm, vorzugsweise bei etwa 2,2 cm liegt. Als Material zur Herstellung der Antenne hat sich Niobium- oder Niobium-Nitrat-Draht mit einem Durchmesser zwischen etwa 30 und 60 μm bewährt.
Der Pick-up-Coil und die ggf. vorhandenen Bucking-Coils können jeweils mehrere Wicklungen umfassen. Bevorzugt weisen sie aber jeweils nur eine Wicklung auf, so daß die Induktivität niedrig ist und der Input-Coil nur wenige, etwa 20 bis 40 Wicklungen besitzen muß, um den Strom in der gewünschten Weise induktiv auf das SQUID zu übertragen. Dabei kann zwischen Input-Coil und SQUID eine die magnetischen Feldlinien bündelnde Linse, insbesondere in Form einer dünnen Folie aus supraleitendem Material vorgesehen sein.
Wird statt eines Magnetometers vorteilhaft ein Gradiometer verwendet, so muß dieses aufgrund immer vorhandener Abweichungen vom Idealzustand (gleichgroße, gleichförmige, exakt parallele Spulen) justiert werden, wobei die Abweichungen weitestgehend ausgeglichen werden. Man spricht daher meist vom "Ausgleichen" (balancing) des Gradiometers. Zum Ausgleichen sind verschiedene Verfahren bekannt. Aufgrund der Einfachheit haben sich jedoch Mittel zum mechanischen Ausgleichen des Gradiometers, insbesondere ein Mechanismus zum exakten Positionieren eines oder mehrerer supraleitender Objekte in der Nähe der Pick-up- und Bucking-Coils besonders bewährt.
Die Vorrichtung kann - wie erwähnt - auch in nicht-abgeschirmten Räumen verwendet werden. Dabei ist es jedoch zweckmäßig, zumindest das Dewar-Gefäß mit Ausnahme eines Bereichs unterhalb des Pick-up-Coils mit einer magnetischen Abschirmung zu versehen, beispielsweise es mit Aluminiumfolie auszukleiden. Vorzugsweise ist zusätzlich ein das Dewar-Gefäß und die wesentlichen sensitiven Teile einer zum Betreiben des SQUIDs notwendigen Elektronik umfassendes, eine Öffnung für den den Pick-up-Coil enthaltenden Bereich des Dewar-Gefäßes aufweisendes magnetisch abgeschirmtes, insbesondere mit Aluminiumfolie ausgekleidetes Gehäuse vorgesehen.
Die bekannten Vorrichtungen, insbesondere zur Aufnahme kardiomagnetischer Felder weisen meist eine Vielzahl (in der Regel zwischen 35 und bis 60) Antennen und damit gekoppelte SQUIDs auf. Auch in der Literatur (vgl. z.B. W. Andrä & H. Nowak (Hrsg.):
"Magnetism in Medicine", Wiley-VCH, 1998) werden diese sog. Multichannel-Systeme als aussichtsreichste Systeme beschrieben. Der Vorteil solcher Systeme liegt darin, daß sie theoretisch in kürzester Zeit einen z.B. das komplette Herz erfassenden räumlichen Bereich abtasten könnten. Der große Nachteil solcher Systeme liegt aber darin, daß die Meß- und Auswerteelektronik so kompliziert ist, daß bei Auftreten eines
Fehlers die Ortung desselben schwer und zeitaufwendig ist. Solche Systeme können daher nur von wenigen Spezialisten betrieben werden und haben deshalb keine Verbreitung im klinischen Einsatz gefunden.
BERICHTIGTES BLATT (REGEL 91) ISA / EP Bei einer bevorzugten Ausführungsform der Erfindung insbesondere zur Erfassung kardiomagnetischer Felder ist demgegenüber vorgesehen, daß die Vorrichtung nur ein oder wenige, vorzugsweise zwischen vier bis neun Antennen mit jeweils einem SQUID aufweist. Dies hat eine ganze Reihe von Vorteilen. So ist die Meß- und Auswerteelektronik gegenüber den bekannten Vorrichtungen deutlich einfacher, und das Dewar-Gefäß kann wesentlich kleiner als bei den bekannten Vorrichtungen gehalten werden.
Während ein Gerät eines bekannten Herstellers ein Gefäß mit einem Kühlmittelfassungsvermögen von 25 Litern aufweist, aus dem täglich etwa 5,2 Liter flüssiges Helium entweichen, kann das Dewar-Gefäß bei der erfindungsgemäßen Vorrichtung so bemessen sein, das es lediglich ein Kühlmittel-Fassungsvermögen im Bereich einiger Liter, insbesondere zwischen 2,5 und 10 I besitzt. So ist zum Beispiel ist bei einer erfindungsgemäßen Vorrichtung zur Aufnahme kardiomagnetischer Felder ein Dewar-Gefäß mit einem Fassungsvermögen von 6 I vorgesehen, aus dem täglich etwa 1 ,2 I verdampfen, was in Anbetracht der erheblichen Kosten flüssigen Heliums zu deutlich verminderten Unterhaltskosten führt.
Sind nur wenige Antennen vorgesehen, so hat dies auch den Vorteil, daß die Spulen jeder Antenne größer bemessen werden können. So weisen die Pick-up-Coils bei bekannten Multichannel-Geräten Durchmesser zwischen 0,5 bis 1 ,0 cm auf, während erfindungsgemäß der Spulendurchmesser vorzugsweise zwischen 1 ,5 und 2,9 cm, insbesondere bei etwa 2,2 cm liegt.
Um die Auswertung der erfaßten Signale noch weiter zu vereinfachen, ist bei einer vorteilhaften Ausführungsform insbesondere zur Erfassung kardiomagnetischer Felder ein verfahrbarer Tisch zur Positionierung eines zu untersuchenden Objektes relativ zu dem oder den Pick-up-Coil(s) vorgesehen. Es hat sich nämlich gezeigt, daß das Rauschen an ein und der selben Stelle im Raum über die typischen Meßzeiten gesehen relativ gleichförmig ist, während bereits wenige Zentimeter daneben ein zwar ebenso gleichförmiges, aber von der Struktur her deutlich anderes Rauschen zu messen ist. Werden die Messungen nur an einer oder an wenigen Stellen ausgeführt, können die Filtereinstellungen für verschiedene an dem jeweiligen Ort nacheinander gemessene Stellen des untersuchten Objektes übernommen werden. Beispielsweise
BERICHTIGTES BLATT (REGEL 91) ISA / EP eines z.B. rechteckigen Gitters mit z.B. jeweils 4 cm Abstand zu den benachbarten Punkten zu messen. Mäße man an diesen 36 Stellen mit einem Einkanal-System (mit nur einer Antenne und einem SQUID) und bewegte dazu die Antenne anstatt des zu untersuchenden Objektes, so müßten die aufgenommen 36 Meßreihen mit individuell neuen Einstellungen gefiltert werden. Bewegt man statt dessen das zu untersuchende
Objekt und hält die Antenne fest, so brauchen die Filter nur einmal eingestellt zu werden.
Der Tisch besteht vorzugsweise aus nicht-magnetischen und nicht-leitenden Materialien wie Holz und/oder Kunststoffen. Der Tisch kann von Hand verfahren werden, wozu ein Rast- und Führungsmechanismus zum Verfahren des Tisches entlang vorgegebener Bahnen und Festlegen des Tisches in bestimmten Positionen vorgesehen sein kann. Mit größerem Aufwand ist es auch möglich, den Tisch automatisch relativ zu dem oder den Pick-up-Coil(s) zu positionieren, wobei allerdings darauf zu achten ist, daß die entsprechenden Mechanismen und Antriebe keine
Störquellen für die sensible Meßeinrichtung darstellen.
Die eingangs genannte Aufgabe wird in verfahrensmäßiger Hinsicht von einem Verfahren zur Messung biomagnetischer, insbesondere kardiomagnetischer Felder mittels wenigstens einer vorzugsweise in einem Dewar-Gefäß angeordneten Antenne aus supraleitendem Material, wobei die Antenne wenigstens eine erste Spule zur induktiven Erfassung eines Magnetfeldes und eine zweite Spule aufweist, und eines mit der Antenne über den Input-Coil induktiv gekoppelten SQUID gelöst, wobei das SQUID im Relaxations-Oszillations-Modus betrieben wird.
Vorzugsweise wird dabei so vorgegangen, daß ein intern nicht-geshuntetes SQUID mit hysteresischer Strom-Spannungskennlinie und zwei über zwei Josephson-Junctions (Tunnel-Verbindungen) miteinander verbundenen flächigen supraleitenden Bereichen, die extern über einen Widerstand R und eine in Reihe mit dem Widerstand R geschaltete Induktivität L miteinander verbunden sind, verwendet und eine
Vorspannung derart auf das SQUID gegeben wird, daß sich der Relaxations-Oszillations-Modus einstellt.
BERICHTIGTES BLATT (REGEL 91) ISA / EP Weitere Einzelheiten und Vorteile der Erfindung ergeben sich aus der nachfolgenden rein beispielhaften und nicht limitierenden Beschreibung einiger Ausführungsbeispiele in Verbindung mit der Zeichnung, in welcher:
Fig. 1 eine Prinzipskizze eines Magnetographen zur Durchführung biomagnetischer Messungen an Patienten ist,
Fig. 2 einen Schnitt durch einen erfindungsgemäß ausgebildetes cryogenisches Magnetometer darstellt,
Fig. 3 ein Prinzipschaltbild eines erfindungsgemäßen Gradiometers zweiter Ordnung mit einem im RO-Modus betreibbaren SQUID zeigt,
Fig. 4 ein Prinzipschaltbild einer Meßelektronik zum Betreiben des
SQUIDs im RO-Modus wiedergibt,
Fig. 5 einen SQUID des Washer-Typs in Draufsicht zeigt,
Fig. 6 ein Prinzipschaltbild der Antenne und eines weiteren erfindungsgemäßen Gradiometers zweiter Ordnung mit einem im RO-Modus betreibbaren, mit der Antenne induktiv gekoppelten SQUIDs zeigt,
Fig. 7 eine Prinzipskizze des in einem magnetisch abgeschirmten
Gehäuse angeordneten Dewar-Gefäßes nebst Gradiometer und Meßelektronik darstellt,
Fig. 8 die hysteresische Strom-Spannungskennlinie eines erfindungsgemäß zu verwendenden SQUIDs zeigt,
Fig. 9 charakteristische Kennlinien eines erfindungsgemäßen SQUIDs zeigt, wobei die Linie 1 die Abhängigkeit des Rückkopplungschleifenverstärkungskoeffizienten G bei offenem
BERICHTIGTES BLATT (REGEL 91) ISA / EP Slew-Rate (SR) von der Frequenz des gemessenen Signals darstellt, und
Fig. 10 die RO-Frequenzabhängigkeit vom magnetischen Fluß MF zeigt, wobei die Linie 1 den Verlauf ohne und die Linie 2 den
Verlauf mit zusätzlichem positiven Feedback (additional positive feedback - APF) zeigt ; 2) und wobei in die Figur zur Verdeutlichung das Schaltbild des SQUID-APF-Schaltkreises eingesetzt ist.
In der Fig. 1 ist ein Magnetograph gezeigt, der ein Dewar-Gefaß 1 umfaßt, in dem sich die eigentliche Meßvorrichtung befindet und das an einer Gantry 2 aufgehängt ist. Der Magnetograph umfaßt weiter ein Gestell 3 mit einer bewegliche Auflage 4, mittels welcher der ein zu untersuchender Patient 5 unter der Meßvorrichtung positionierbar ist, ein Vergleichs-EKG 6, eine Kontrolleinheit 7, einen Personalcomputer 8 und ein
Verbindungskabel 9, das die in dem Gefäß 1 angeordnete Meßvorrichtung mit der Kontrolleinheit 7 verbindet.
Gantry 2 und bewegliche Auflage 4 erlauben zusammen die Positionierung des Patienten 5 relativ zu der Meßvorrichtung in gewünschter Weise. Gantry, Auflage und
Gestell sind aus nicht-magnetischen Materialien wie z.B. Holz oder Textolit hergestellt.
Das in Fig. 2 im Schnitt gezeigte cryogenische Magnetometer umfaßt ein magnetisch transparentes Dewar-Gefäß 2, daß zum Kühlen der supraleitenden Bauteile auf die notwendige Temperatur dient und mit flüssigem Helium 4 gefüllt ist. Bei diesem
Ausführungsbeispiel ist das Gefäß aus Glasfaser hergestellt und hat eine Kapazität von ungefähr fünf Litern. Eine Antenne 5 ist im dem zu messenden Magnetfeld zugewandten Endbereich 7 des Gefäßes, eine Signalverarbeitungseinheit 3 im gegenüberliegenden, den Kopf des Gefäßes bildenden Bereich und das SQUID 1 im mittleren Bereich des Gefäßes angeordnet.
Die Antenne 5 bildet mit ihren Wicklungen 8, 9 und 10 ein Gradiometer 2. Ordnung, das die Komponente d2B/dz2, also die diagonale Komponente des magnetischen Gradiententensor erfaßt. Das Gradiometer besteht im gezeigten Beispiel aus einem
BERICHTIGTES BLATT (REGEL 91) ISA / EP gewickelt ist, wobei die Baseline 60 mm beträgt. Der Referenzwicklung 8 und die Pick-Up-Wicklung 10 bestehen jeweils aus einer einzigen Wicklung, während die mittlere Referenzwicklung 9 zwei Wicklungen hat.
Die Gradiometerinduktivität beträgt ebenso wie die Induktivität des SQUID-Input-Coils
1μH, um die Fluxtransformationn zu optimieren.
In der Figur 3 ist der Kern der Meßvorrichtung schematisch gezeigt, der aus einem SQUID 3, einem Input-Coil 6, einem Feedback-Coil 7 und Mitteln zum Betreiben des SQUID im RO-Modus besteht. Das DC-SQUID wird mittels eines Widerstandes R 4 und einer damit in Reihe geschalteten Induktivität L 5 geshunted, so daß ein RO-Generator gebildet wird. Die Vorrichtung ist von einer supraleitenden Abschirmung 8 umgeben, die das Eindrigen externer magnetischer Störungen in die SQUID-Sch verhindert. Der Tamsformationsfaktor der Vorrichtung liegt bei 10 MHZ/ΦQ, der dynamische Bereich liegt bei140 dB, die Fluxauflösung bei 8 μΦr VHz, die
Eingangsenergie-Sensivität bei εs= 10"30 J/Hz, die Sensitivität hinsichtlich des magnetischen Feldes bei 30 fTΛ/Hz und die maximale Slew Rate liegt bei 3-106Φrj/s.
In der Fig. 4 ist ein Prinzipschaltbild der Meßelektronik zum Betreiben des SQUIDs im RO-Modus gezeigt. Kern des Systems ist das RO-SQUID, das, wie in Fig. 6 gezeigt, aus einem SQUID mit zwei über einen Widerstand R und eine Induktivität L, die in Reihe geschaltet sind, geshunteten supraleitenden Bereichen besteht.
Das zu messende magnetische Feld (MAGNETIC FIELD) wird von der Antenne (ANTENNA) erfaßt, die induktiv mit dem SQUID gekoppelt ist.
Das SQUID ist mit einer Vorspannungsquelle (BIAS SOURCE) und einem Verstärker (PULSE AMPLIFIER) verbunden. Der magnetische Fluß bewirkt im SQUID meßbare Spannungsimpulse, deren Frequenz von der Stärke des magnetischen Flusses abhängt und die im Verstärker verstärkt werden, bevor sie einer Vergleichseinrichtung
(PULSE COMPARATOR), einem Former (PULSE FORMER) und einem Integrator (INTEGRATOR) zugeleitet werden. Der Integrator ist über einen Speicher-Folger /RI IPPPR.PΠI I n FR) mit pinpr Stmmversnrαunαs- und Steuereinheit (CONTROL
BERICHTIGTES BLATT (REGEL 91) ISA / EP UNIT) verbunden, die wiederum direkt mit dem Integrator verbunden ist. Ferner ist der Integrator auch mit dem RO-SQUID verbunden.
Wenn die Vorspannungsgleichspannung an den RO-SQUID gelegt wird, beginnt die Erzeugung von RO-Pulsen, deren Frequenz durch ein meßbares magnetisches Feld bestimmt wird. Die RO-Pulse laufen durch den Puls-Verstärker, kommen zum Puls-Vergleicher, wobei das eigene Amplitudenrauschen am Pulse-Verstärker-Ausgang abgeschnitten und die Pulsdauer auf einen für die nächste Kaskade ausreichenden Wert verlängert wird. Nachdem die RO-Pulse den Comparator verlassen haben, gelangen sie zum Pulse-Former und von dort zum Integrator. Das den Integrator verlassende Signal läuft durch den Buffer-Follower. Diese Signalverarbeitungselektronik ist in der in Figur 1 mit 9 bezeichneten Einheit angeordnet. Ihre Parameter sind Frequenz-Transmissions-Band bezüglich des 3-dB-Levels: 0+50 kHz; Output voltage für 1 flux quantum: 10 V; Output voltage für 10 pT of input Signal: 80 mV; LFF passage band - 30 Hz (-3 dB level).
Das Dünnschicht-SQUID des sog. Washer-Typs gemäß Fig. 5 ist auf Basis nicht-geshunteter NbN-NbNxOy-Nb Josephson-Junctions 26 und 28 aufgebaut und umfaßt zwei Bereiche 32 und 34 aus supraleitendem Material, die über die Josephson-Junctions 26 und 28 miteinander verbunden sind. Der größere Bereich 34 der beiden Bereiche 32 und 34 hat eine Kantenlänge von etwa 2 mm. Die beiden Bereiche 32 und 34 schließen eine hier nicht maßstäblich gezeichnete Fläche 40 ein, die in natura etwa 40 μm x 40 μm mißt. Die charakteristischen Daten dieses für den hier beschriebenen Anwendungsfail zweckmäßigen SQUIDs sind. Vg = 3,8 - 4,0 mV, Rn = 15 - 40 Ohm, R Rn = 12 - 44, lc = 3 - 5 μA. Seine Strom-Spannungskennlinie ist schematisch in Fig. 8 wiedergegeben.
In der Fig. 6 ist ein Gradiometer zweiter Ordnung gezeigt, das zum einen aus einer ihrer Gesamtheit mit 10 bezeichneten Antenne mit einem Pick-up-Coil 12, drei Bucking-Coils 14, 16 und 18 und einem Input-Coil 20 besteht. Die Antenne ist dabei aus einer einzigen Niobium-Drahtschleife 22 gebogen. Die "Baseline" b (der Abstand zwischen Pick-up-Coil 12 und erstem Bucking-Coil 14) beträgt etwa 6 cm.
Das Gradiometer besteht ferner aus einem sog. "unshunted" Tieftemperatur-SQUID 24 mit zwei Josephson-Junctions 26 und 28 hoher Kapazität C, wobei das SQUID 24 mit der Antenne 10 über den Input-Coil 20 induktiv gekoppelt ist. Das SQUID ist ferner in an sich bekannter Weise mit einem Feedback-Coil 30 gekoppelt. Die beiden supraleitenden Bereiche 32 und 34 (siehe Fig. 5) des SQUIDs sind zusätzlich zu den Josephson-Junctions extern noch über einen Widerstand 36 mit Wert R und eine Spule 38 mit Induktivität L miteinander verbunden, wobei die Spule 38 und der Widerstand 36 in Reihe geschaltet sind.
Dem SQUID wird im Betrieb ein Bias-Strom lb zugeführt, der der Bedingung lc<lb<Vp/R genügt, wobei lc die kritische Spannung einer Josephson-Junction, R der Widerstand des Widerstands 36 und Vp die Plasmaspannung einer Josephson-Junction ist, die der
Bedingung Vp = Vcß"1/2 genügt, wobei Vc = lcRn mit Vc als kritischer Spannung, lc als kritischem Strom und Rn als Widerstand einer Josephson-Junction. Ist dann die Bedingung τ » τn, wobei τ = UR und τn = CRn erfüllt, ergibt sich eine Relaxations-Oszillation im SQUID mit der Periodendauer
T = T0[1 + (π/2)(Lc/L)] + (4/π + π/4)τn,
wobei T0 = τln[(1 + !cR/(Vg - Rlb))/(1 - lc/lb)], Lc = Φj2π\c, Vg=4Vc/π.
Aus der Beziehung für die Periodendauer T ergibt sich die Abhängigkeit der kritischen
Stroms des SQUIDs, welche wiederum von dem gemessenen magnetischen Fluß Φ abhängt, der bekanntermaßen in Einheiten von Φ0 quantisiert ist. Geht man von Relaxations-Oszillationen mit relativ niedrigen Frequenzen von einigen MHz aus und benutzt die Abhängigkeit der RO-Frequenz F vom magnetischen Fluß Φ als Ausgangssignal, können sehr gute Meßergebnisse mit dem Gradiometer erzielt werden. Dabei wird ein Arbeitspunkt im Bereich der größten Steilheit dF/dΦ gewählt.
Über einen negativen Feedback-Schluß wird das Magnetfeld fest in den SQUID-Interferometerring eingeschlossen, was zu einer Fixierung des Arbeitspunktes unter einer spezifizierten RO-Frequenz führt.
In der Fig. 7 ist eine Prinzipskizze eines in einem magnetisch abgeschirmten Gehäuse 42 angeordneten Dewar-Gefäßes 44 nebst dem aus Antenne 10 und SQUID 24
BERICHTIGTES BLATT (REGEL 91) ISA / EP zweckmäßigerweise aus zwei Kunststoffhalbschalen 42a und 42b, wobei sich die obere Schale 42a leicht abnehmen läßt, so daß bei Bedarf Kühlmittel, insbesondere flüssiges Helium in das Dewar-Gefäß nachgefüllt werden kann.
Gehäuse 42 und Dewar-Gefäß 44 sind auf ihren Innenseiten zur magnetischen
Abschirmung mit Aluminiumfolie 48 bzw. 50 ausgekleidet, wobei im Gehäuse 42 eine Öffnung für den den Pick-up-Coil der Antenne enthaltenden unteren Bereich 52 des Dewar-Gefäßes vorgesehen und dieser Bereich des Gefäßes nicht abgeschirmt ist, so daß ein von einem elektrischen Dipol p erzeugtes Magnetfeld vom Gradiometer erfaßt werden kann.
Das Dewar-Gefäß ist derart ausgebildet, daß der Abstand zwischen der dem Gefäß zugewandten Unterseite des Pick-up-Coils und der Außenseite des Gefäßes zwischen etwa 3 und 10 mm liegt und das Gefäß etwa 6 I Kühlmittel faßt. Wird flüssiges Helium zur Kühlung verwendet, so liegt eine typische Verlustrate bei etwa 1 ,2 I Helium pro
Tag, so daß bei der Gestaltung des Gefäßes nur etwa alle drei Tage Helium nachgefüllt werden muß.
In der beschriebenen Weise läßt sich ein System zur Messung biomagnetischer Felder aufbauen, dessen Systemrauschen unter 30 fTΛ/Hz bei einer dynamischen Breite von
140 dB und einer Slew Rate von 106 Öo/s liegt.
Die mit einem solchen System erfaßten Daten können in unterschiedlichster Weise ausgewertet werden, insbesondere hinsichtlich der Stärke und der örtlichen Lage der Quellen der magnetischen Felder analysiert werden.
Im Rahmen des Erfindungsgedankens sind zahlreiche Abwandlungen und Weiterbildungen möglich. Wenngleich die beschriebene Vorrichtung zur Messung biomagnetischer Felder konstruiert wurde, eignet sie sich selbstverständlich auch zur Messung von Magnetfeldern anderen Ursprungs.
BERICHTIGTES BLATT (REGEL 91) ISA / EP

Claims

Patentansprüche
1. Vorrichtung zur Messung biomagnetischer, insbesondere kardiomagnetischer Felder mittels wenigstens eines supraleitenden Quanteninterferometers (SQUID), dadurch gekennzeichnet, daß das SQUID ein SQUID mit hysteresischer Strom-Spannungskennlinie ist und daß Mittel zum Betreiben des SQUIDs im Relaxations-Oszillations-Modus (RO-Modus) vorgesehen sind.
2. Vorrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß das SQUID ein Gleichspannungs-SQUID (DC-SQUID) ist.
3. Vorrichtung nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, daß das SQUID wenigstens zwei Josephson-Junctions (Tunnel-Verbindungen) aufweist.
4. Vorrichtung nach Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet, daß die wenigstens zwei Josephson-Junctions intern nicht-geshuntet und über eine Leitung miteinander verbunden sind.
5. Vorrichtung nach Anspruch 3 oder 4, dadurch gekennzeichnet, daß die wenigstens zwei Josephson-Junctions eine derartige Kapazität C besitzen, daß die Strom-Spannungskennlinie des SQUIDs eine Hysterese aufweist.
6. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 5, dadurch gekennzeichnet, daß die Mittel zum Betreiben des SQUIDs im Relaxations-Oszillations-Modus einen Widerstand R und eine Induktivität L umfassen, die miteinander in Reihe geschaltet sind.
7. Vorrichtung nach Anspruch 6, wobei das SQUID über zwei über die wenigstens zwei Josephson-Junctions (Tunnel-Verbindungen) miteinander verbundene flächige supraleitenden Bereiche verfügt, dadurch gekennzeichnet, daß die beiden supraleitenden Bereiche zusätzlich zu den Josephson-Junctions über den Widerstand R und die Induktivität L miteinander verbunden sind.
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8. Vorrichtung nach Anspruch 7, dadurch gekennzeichnet, daß der größere der beiden supraleitenden Bereiche eine Kantenlänge zwischen 1,5 und 2,5 mm, vorzugsweise von etwa 2 mm aufweist.
9. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 7 oder 8, dadurch gekennzeichnet, daß die von den beiden supraleitenden Bereichen des SQUIDs eingeschlossene Fläche zwischen 1200 und 2000 μm2, vorzugsweise bei etwa 1600 μm2 liegt.
10. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 9, dadurch gekennzeichnet, daß das SQUID ein Tieftemperatur-SQUID ist.
11. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 10, dadurch gekennzeichnet, daß das SQUID ein SQUID der Washer-Bauart ist.
12. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 11 , dadurch gekennzeichnet, daß das wenigstens eine SQUID über einen Input-Coil induktiv mit wenigstens einer Antenne gekoppelt ist.
13. Vorrichtung nach Anspruch 12, dadurch gekennzeichnet, daß die Antenne aus supraleitendem Material besteht und wenigstens eine erste Spule (Pick-up-Coil) zur induktiven Erfassung eines Magnetfeldes und eine zweite Spule (Input-Coil) aufweist.
14. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 12 oder 13 , dadurch gekennzeichnet, daß die Antenne als Gradio eterantenne mit einem Pick-up-Coil und wenigstens einem Bucking-Coil, insbesondere als symmetrische axiale Gradiometerentenne zweiter Ordnung mit einem Pick-up-Coil und drei Bucking-Coils ausgebildet ist.
15. Vorrichtung nach Anspruch 14, dadurch gekennzeichnet, daß die Baseline der Gradiometerantenne zwischen 5 und 7 cm, vorzugsweise bei etwa 6 cm liegt.
16. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 14 oder 15, dadurch gekennzeichnet, daß Mittel zum mechanischen Ausgleichen (Balancing) des Gradiometers, insbesondere ein Mechanismus zum exakten Positionieren eines oder mehrerer supraleitender Objekte in der Nähe des Pick-up-Coils und des bzw. der Bucking-Coils
BERICHTIGTES BLATT (REGEL 91)
ISA / EP
17. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 13 bis 16, dadurch gekennzeichnet, daß der Durchmesser des Pick-up-Coils und des bzw. der ggf. vorhandenen Bucking-Coils zwischen 1 ,5 und 2,9 cm, vorzugsweise bei etwa 2,2 cm liegt.
18. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 13 bis 17, dadurch gekennzeichnet, daß der Pick-up-Coil und der bzw. die ggf. vorhandene(n) Bucking-Coil(s) jeweils nur eine Wicklung aufweisen.
19. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 12 bis 18, dadurch gekennzeichnet, daß die Antenne aus Draht, insbesondere Niobium-Draht oder Niobium-Nitrat-Draht mit einem Durchmesser zwischen etwa 30 und 60 μm besteht.
20. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 12 bis 19, dadurch gekennzeichnet, daß der Input-Coil etwa 20 bis 40 Wicklungen aufweist
21. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 12 bis 20, dadurch gekennzeichnet, daß zwischen Input-Coil und SQUID eine die magnetischen Feldlinien bündelnde Linse, insbesondere in Form einer dünnen Folie aus supraleitendem Material vorgesehen ist.
22. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 21 , dadurch gekennzeichnet, daß das SQUID in einem Dewar-Gefäß angeordnet ist.
23. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 13 bis 18 und Anspruch 22, dadurch gekennzeichnet, daß das Dewar-Gefäß mit Ausnahme eines Bereichs unterhalb des Pick-up-Coils mit einer magnetischen Abschirmung versehen, insbesondere mit
Aluminiumfolie ausgekleidet ist.
24. Vorrichtung nach Anspruch 23, dadurch gekennzeichnet, daß das Dewar-Gefäß derart ausgebildet ist, daß der Abstand zwischen der dem Gefäß zugewandten Unterseite des Pick-up-Coils und der Außenseite des Gefäßes zwischen etwa 3 und etwa 10 mm liegt.
25. Vorrichtung nach Anspruch 23 oder 24, dadurch gekennzeichnet, daß ein das Dewar-Gefäß und die wesentlichen sensitiven Teile einer zum Betreiben des SQUIDs notwendigen Elektronik umfassendes, eine Öffnung für den den Pick-up-Coil enthaltenden Bereich des Dewar-Gefäßes aufweisendes magnetisch abgeschirmtes, insbesondere mit Aluminiumfolie ausgekleidetes Gehäuse vorgesehen ist.
26. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 22 bis 25, dadurch gekennzeichnet, daß das Dewar-Gefäß ein Kühlmittel-Fassungsvermögen im Bereich einiger Liter, insbesondere zwischen 2,5 und 10 I besitzt.
27. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 26, insbesondere zur Erfassung kardiomagnetischer Felder, dadurch gekennzeichnet, daß nur ein oder wenige, vorzugsweise vier bis neun SQUID(s) mit jeweils einer Antenne vorgesehen ist bzw. sind.
28. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 27, mit wenigstens einem Pick-up-Coil, insbesondere zur Erfassung kardiomagnetischer Felder, dadurch gekennzeichnet, daß ein verfahrbarer Tisch zur Positionierung eines zu untersuchenden Objektes relativ zu dem oder den Pick-up-Coil(s) vorgesehen ist.
29. Vorrichtung nach Anspruch 28, dadurch gekennzeichnet, daß der Tisch aus nicht-leitendem Material, insbesondere aus Holz und/oder Kunststoff besteht.
30. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 28 oder 29, dadurch gekennzeichnet, daß ein Rast- und Führungsmechanismus zum Verfahren des Tisches entlang vorgegebener Bahnen und Festlegen des Tisches in bestimmten Positionen vorgesehen ist.
31. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 28 bis 30, dadurch gekennzeichnet, daß Mittel zum automatischen Positionieren des Tisches relativ zu dem oder den Pick-up-Coil(s) vorgesehen sind.
32. Vorrichtung nach Anspruch 31 , dadurch gekennzeichnet, daß die Mittel zum automatischen Positionieren des Tisches relativ zu dem oder den Pick-up-Coil(s) hydraulische und/oder mechanische Mittel, insbesondere einen oder mehrere Spindeltriebe umfassen.
33. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 28 bis 32, dadurch gekennzeichnet, daß der verfahrbare Tisch und der oder die Pick-up-Coil(s) derart ausgebildet sind, daß bei der Messung magnetischer Felder an verschiedenen Orten des Objektes das Objekt durch Verfahren des Tisches relativ zu dem oder den Pick-up-Coil(s) unter Beibehaltung der Absolutposition des oder der Pick-up-Coils positionierbar ist.
34. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 33, dadurch gekennzeichnet, daß eine Meß- oder Auswerteelektronik zur automatischen Berücksichtigung von aus der periodischen Strom-Fluß-Charakteristik bei abgeschaltetem Feedback entnehmbaren Störungen, insbesondere zum automatischen Verwerfen von während des Auftretens der Störungen aufgezeichneten Meßwerten vorgesehen ist.
35. Verfahren zur Messung biomagnetischer, insbesondere kardiomagnetischer Felder mittels wenigstens einer in einem Dewar-Gefäß angeordneten Antenne aus supraleitendem Material, wobei die Antenne wenigstens eine erste Spule (Pick-up-Coil) zur induktiven Erfassung eines Magnetfeldes und eine zweite Spule (Input-Coil) aufweist, und mittels eines mit der Antenne in dem Dewar-Gefäß über den Input-Coil induktiv gekoppelten SQUIDs, dadurch gekennzeichnet, daß das SQUID im Relaxations-Oszillations-Modus betrieben wird.
36. Verfahren nach Anspruch 35, wobei ein intern nicht-geshuntetes SQUID mit hysteresischer Strom-Spannungskennlinie und zwei über zwei Josephson-Junctions (Tunnel-Verbindungen) miteinander verbundenen flächigen supraleitenden Bereichen, die extern über einen Widerstand R und eine in Reihe mit dem Widerstand R geschaltete Induktivität L miteinander verbunden sind, verwendet wird, dadurch gekennzeichnet, daß eine Vorspannung derart auf das SQUID gegeben wird, daß sich der Relaxations-Oszillations-Modus einstellt.
37. Verfahren nach Anspruch 35 oder 36, dadurch gekennzeichnet, daß vor der
Messung biomagnetischer Felder aus der periodischen Strom-Fluß-Charakteristik des SQUIDs bei abgeschaltetem Feedback Informationen über das am Aufstellungsort der Vorrichtung vorhandene Rauschen, insbesondere Informationen über die Ursachen des Rauschens gewonnen werden.
38. Verfahren nach einem der Ansprüche 35 bis 37, dadurch gekennzeichnet, daß das SQUID vor der Messung biomagnetischer Felder durch Betrachten der periodischen Strom-Fluß-Charakteristik des SQUIDs bei abgeschaltetem Feedback auf seine Funktionstüchtigkeit und Qualität geprüft wird.
39. Verfahren nach einem der Ansprüche 35 bis 38, dadurch gekennzeichnet, daß bestimmte Störungen der Messung automatisch berücksichtigt werden, insbesondere dadurch, daß die zum Zeitpunkt des Auftretens der Störungen aufgezeichneten Meßwerte automatisch verworfen werden.
40. Verfahren nach einem der Ansprüche 35 bis 39, wobei die Antenne als Gradiometer ausgebildet ist, dadurch gekennzeichnet, daß das Gradiometer mechanisch, insbesondere durch Positionieren eines oder mehrerer supraleitender Objekte in der Nähe des Pick-up-Coils und des oder der Bucking-Coils ausgeglichen (balanced) wird.
41. Verfahren nach einem der Ansprüche 35 bis 40, insbesondere zur Erfassung kardiomagnetischer Felder, dadurch gekennzeichnet, daß das zu untersuchende Objekt in eine oder mehrere verschiedene Positionen relativ zu dem oder den Pick-up-Coil(s) bewegt wird.
42. Verfahren nach Anspruch 41, dadurch gekennzeichnet, daß bei der Relativbewegung von zu untersuchendem Objekt und Pick-up-Coil(s) die Absolutpositionen des bzw. der Pick-up-Coils nicht verändert wird.
43. Verfahren nach Anspruch 41 oder 42 zur Erfassung kardiomagnetischer Felder, dadurch gekennzeichnet, daß die Felder an 36 Punkten eines rechteckigen Gitters mit jeweils 4 cm Abstand zu den benachbarten Punkten gemessen werden.
44. Verwendung einer Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 34 zur
Erfassung kardiomagnetischer Felder, insbesondere in gegen äußere elektromagnetische Felder nicht abgeschirmten Räumen.
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