JP6173757B2

JP6173757B2 - Ｍｒｉ装置

Info

Publication number: JP6173757B2
Application number: JP2013089395A
Authority: JP
Inventors: 張　延平; 延平張
Original assignee: Sumitomo Heavy Industries Ltd
Current assignee: Sumitomo Heavy Industries Ltd
Priority date: 2013-04-22
Filing date: 2013-04-22
Publication date: 2017-08-02
Anticipated expiration: 2033-04-22
Also published as: JP2014212795A

Description

本発明は、ＭＲＩ装置に関する。

ＳＱＵＩＤセンサを用いたＭＲＩ装置として、例えば特許文献１に記載されたものが知られている。この特許文献１に記載されたＭＲＩ装置では、感知コイル及びＳＱＵＩＤ（ＳｕｐｅｒｃоｎｄｕｃｔｉｎｇＱｕａｎｔｕｍＩｎｔｅｒｆａｃｅＤｅｖｉｃｅ：超伝導量子干渉素子）センサと、これらを適切な温度に冷却するための冷却器と、が用いられている。感知コイルは、被検体からの磁気信号を感知し、ＳＱＵＩＤセンサは、感知コイルで感知された磁気信号に起因する電流を感知する。そして、ＳＱＵＩＤセンサにより感知された電流に基づいて、ＭＲＩ画像が構築される。

特表２０１０−５２５８９２号公報

ところで、通常、ＭＲＩ装置は１．５Ｔ以上の高磁場を有するものが多く、例えば手術中に利用し難い等のため、中低磁場化されたＭＲＩ装置が求められる場合がある。この場合、磁場を小さくすると検出コイルの感度が悪くなることから、ＭＲＩ画像の画質が劣化する。この点、上記従来のＭＲＩ装置では、前述のようにＳＱＵＩＤセンサを用いることにより、画質の維持と中低磁場化との両立を図っている。しかしながら、市販のＳＱＵＩＤセンサは、いわゆる磁束トラップ（外部の弱い磁場にさらされるとセンサのある場所に磁束がトラップされ、外部に排出されずに残る現象）によって外部の磁場の影響を受けやすいおそれがあり、磁場耐性に改善の余地がある。

そこで、本発明は、画質を維持しつつ中低磁場化を実現可能であり、かつ、磁場耐性を向上させることができるＭＲＩ装置を提供することを課題とする。

上記課題を解決するため、本発明に係るＭＲＩ装置は、被検体における原子核の核磁気共鳴により放出される核磁気共鳴信号を検出するＭＲＩ装置であって、被検体を含む空間に、静磁場を少なくとも発生させる磁場発生手段と、核磁気共鳴信号の検出を行うための非高温超電導ＳＮＳ型ＳＱＵＩＤセンサと、このセンサを冷却する冷却手段と、を備える。

本発明のＭＲＩ装置では、核磁気共鳴信号の検出のために非高温超電導ＳＮＳ型ＳＱＵＩＤセンサが用いられる。この非高温超電導ＳＮＳ型ＳＱＵＩＤセンサは、中低磁場で高感度な性質を有するため、中低磁場においても画質を維持できる。さらに、この非高温超電導ＳＮＳ型ＳＱＵＩＤセンサにあっては、磁束トラップが発生しにくい性質を有するため、外部の磁場からの影響を受け難くすることができる。したがって、画質を維持しつつ中低磁場化を実現可能であり、かつ、磁場耐性を向上させることができる。

また、冷却手段は、極低温冷凍機であることが好ましい。このように構成することで、例えば冷却のために液体ヘリウムを用いる必要性を抑制することができる。

また、ＭＲＩ装置は、手術中に用いられることが好ましい。このように、本発明では、ＭＲＩ装置を用いて手術を行うことができる。

本発明によれば、画質を維持しつつ中低磁場化を実現可能であり、かつ、磁場耐性を向上させることができるＭＲＩ装置を提供することができる。

一実施形態に係るＭＲＩ装置の構成を示す概略模式図である。従来の検出コイルとＳＱＵＩＤセンサとの感度を比較するグラフである。非高温超電導ＳＮＳ型ＳＱＵＩＤセンサを構成するジョセフソン接合素子を示す斜視図である。図３に示すジョセフソン接合素子の縦断面図である。

以下、添付図面を参照して、本発明の好適な実施形態について詳細に説明する。なお、以下の説明において同一又は相当要素には同一符号を付し、重複する説明を省略する。

まず、一実施形態に係るＭＲＩ装置の概略構成について説明する。図１は、一実施形態に係るＭＲＩ装置の構成を示す概略模式図である。図１に示すように、ＭＲＩ装置１は、被検体２が配置される撮像空間５が開放された開放型の構造をなしている。このＭＲＩ装置１は、磁場発生手段３と、非高温超電導ＳＮＳ型ＳＱＵＩＤセンサ６と、極低温冷凍機７と、を備える。

磁場発生手段３は、撮像空間５を挟んで配置されており、撮像空間５に静磁場を発生させる静磁場磁石、撮像空間５に傾斜磁場を発生させる傾斜場コイル、及び撮像空間５に高周波磁場を発生させる高周波コイル等を少なくとも含んでいる。磁場発生手段３の静磁場磁石は、被検体２の体軸に対し垂直方向に静磁場を発生させる。この静磁場磁石は、主に常伝導磁石又は永久磁石であり、例えば地磁気（５０μＴ）より高くて手術中に使い易い０．２Ｔ以下の中低磁場を撮像空間５に発生させる。

磁場発生手段３の傾斜磁場コイルは、互いに直交する３軸方向のコイル（不図示）によって３軸方向に磁場勾配を生じさせる。この傾斜磁場コイルとしては、例えば開放型の構造を妨げないよう平板状のコイルが用いられている。磁場発生手段３の高周波コイルは、撮像空間５の被検体２に高周波磁場を照射し、水素原子の核スピンをほぼ一様に共鳴励起させる。この高周波コイルとしては、例えば開放型の構造を妨げないよう平板状のコイルが用いられている。

非高温超電導ＳＮＳ型ＳＱＵＩＤセンサ６は、被検体２の近傍に配置され、被検体２における原子核の核磁気共鳴信号を検出する。具体的には、被検体２における原子核の核磁気共鳴により放出される核磁気共鳴信号を受信し、電気信号に変換する。非高温超電導ＳＮＳ型ＳＱＵＩＤセンサ６が検出した信号は、ＭＲＩ画像の構築に利用され、例えば、電磁遮蔽壁８に覆われているディスプレイ９に被検体２の断層像や三次元画像等として表示される。非高温超電導ＳＮＳ型ＳＱＵＩＤセンサ６は、９Ｋ未満の低温において動作が可能である。なお、非高温超電導ＳＮＳ型ＳＱＵＩＤセンサ６の詳細については、後述する。

極低温冷凍機７は、非高温超電導ＳＮＳ型ＳＱＵＩＤセンサ６を冷却するための冷却手段であり、例えばＧＭ（ギフォード・マクマホン）冷凍機等が用いられている。極低温冷凍機７は、圧縮された冷媒ガスを膨張空間に供給して膨張させることによって、４Ｋ程度の極低温まで冷却でき、これにより非高温超電導ＳＮＳ型ＳＱＵＩＤセンサ６を動作可能に冷却する。すなわち、極低温冷凍機７は、液体ヘリウムを用いることなく、冷媒ガスを循環させることにより冷却を行っている。

次に、一実施形態に係るＭＲＩ装置が備える非高温超電導ＳＮＳ型ＳＱＵＩＤセンサ６について、更に詳細に説明する。

非高温超電導ＳＮＳ型ＳＱＵＩＤセンサ６は、一般的なＭＲＩ装置におけるＲＦ検出コイルの代わりに用いられている。図２は、従来のＲＦ検出コイルとＳＱＵＩＤセンサとの感度を比較するグラフである。図２の横軸は静磁場強度β_０（Ｔ）を示し、縦軸はＳＮＲ（Ｓｉｇｎａｌｔо ＮｏｉｓｅＲａｔｉо：信号雑音比）を示している。ＳＮＲは、その値が高ければ伝送におけるノイズの影響が小さく、その値が低ければノイズの影響が大きいことを意味する。

図２の曲線ａは従来のＲＦ検出コイルを用いた場合の静磁場強度β_０に対するＳＮＲ値、図２の直線ｂはＳＱＵＩＤセンサを用いた場合の静磁場強度β_０に対するＳＮＲ値を示している。図２の曲線ａに示すように、従来のＲＦコイルを用いた場合には、静磁場強度β_０に対しＳＮＲは指数関数的に増加している。この場合、静磁場強度β_０とＳＮＲとの関係は、以下の数式（１）で示される。
ＳＮＲ∝４２．６・β₀ ² …（１）
すなわち、従来のＲＦコイルを用いた場合、ＳＮＲは静磁場強度β_０が小さくなるにつれてその二乗に比例して減少し、静磁場強度β_０が中低磁場（ここでは、０．６４Ｔ以下）の範囲では、高いＳＮＲを得ることが困難とされている。

一方、図２の直線ｂに示すように、ＳＱＵＩＤセンサを用いた場合には、静磁場強度β_０に対しＳＮＲは直線的に増加している。この場合、静磁場強度β_０とＳＮＲとの関係は、以下の数式（２）で示される。
ＳＮＲ∝β₀ …（２）
すなわち、低温ＳＮＳ型ＳＱＵＩＤセンサを用いた場合、ＳＮＲは静磁場強度β_０に比例する。よって、ＳＱＵＩＤセンサは、従来のＲＦ検出コイルと比べて、中低磁場の範囲における静磁場強度β_０に対するＳＮＲの変化が小さく、当該範囲におけるＳＮＲの値が高い。換言すると、静磁場強度β_０が中低磁場の場合には、従来のＲＦ検出コイルよりもＳＱＵＩＤセンサの方がノイズの影響が小さく、得た画質が高い。

また、ここでは、非高温超電導ＳＮＳ型ＳＱＵＩＤセンサ６を利用する。この非高温超電導ＳＮＳ型ＳＱＵＩＤセンサ６は、ジョセフソン接合素子によって構成される。図３は非高温超電導ＳＮＳ型ＳＱＵＩＤセンサを構成するジョセフソン接合素子を示す斜視図、図４は図３に示すジョセフソン接合素子の縦断面図である。

図３及び図４に示すように、ジョセフソン接合素子１０は、矩形膜状の第１の超伝導膜１２と、第１の超伝導膜１２に対しその長手方向を直交して跨ぐように重ね合わされた矩形膜状の第２の超伝導膜１３と、を備えている。第１の超伝導膜１２と第２の超伝導膜１３とが重なる部分には、これら２つの超伝導膜１２，１３を互いに電気的に絶縁するための絶縁膜１４が設けられている。第２の超伝導膜１３は、第１の超伝導膜１２を跨ぐことから、第１の超伝導膜１２の形状に沿って曲げられている。このため、ジョセフソン接合素子１０の縦断面は、凸型をなしている（図４参照）。

第１の超伝導膜１２及び第２の超伝導膜１３は、９Ｋよりも低い温度で超伝導現象を起こす非高温超伝導物質により構成されている。非高温超伝導物質としては、例えば、Ｎｂが挙げられる。第１の超伝導膜１２及び第２の超伝導膜１３の寸法は、幅が４０００ｎｍ程度であり、厚さが１００ｎｍ〜２５０ｎｍの薄膜である。絶縁膜１４は絶縁性を有する物質により構成され、例えばＮｂ_２Ｏ_５等のＮｂの酸化物が挙げられる。絶縁膜１４の厚さは、１０ｎｍ程度である。ジョセフソン接合素子１０は、第１の超伝導膜１２、絶縁膜１４及び第２の超伝導膜１３の順で積層されている。最上位に積層された第２の超伝導膜１３には断面円形の有底穴１５が設けられている。この有底穴１５は、第２の超伝導膜１３の面のうち絶縁膜１４が設けられている側とは反対側の表面（以下、単に「上面」という）１３ａから第１の超伝導膜１２側へ向かって延びており、絶縁膜１４に達する手前において第２の超伝導膜１３の内部に底部１５ａを形成している。ここで、有底穴１５の径は２０〜２００ｎｍであり、有底穴１５のアスペクト比（穴の径に対する穴の深さの比）は６以下とされている。

絶縁膜１４は、上記有底穴１５の底部１５ａから更に所定の深さに位置する部分（有底穴１５の底部１５ａに対向する部分）に、イオンビームの照射によるイオン注入により形成された弱接合部１４ａを有している。この弱接合部１４ａは、第１の超伝導膜１２及び第２の超伝導膜１３の間を導電化し、電子対が通過できるようにしたものである。つまり、２つの超伝導膜１２，１３の間における弱接合部１４ａにおいて、超伝導電子対のトンネル効果が発揮される。注入されているイオンとしては、Ｎｂ、Ａｕ、Ｃｕ、Ａｌ、Ｐ、Ｎ等のイオンが挙げられる。

ここで、上述したように、本実施形態に係る非高温超電導ＳＮＳ型ＳＱＵＩＤセンサ６を構成するジョセフソン接合素子１０は、低温ＳＮＳ型の接合とされている。低温とは、液体窒素で冷却できる温度（７７Ｋ）未満をいう。ＳＮＳ型とは、二つの超伝導（Ｓ）の電極に挟まれた接合層が導電性（Ｎ）を有する接合種類である。

ＳＮＳ型の接合の場合、接合部分が導電性を有しているため、当該接合部分の電気抵抗率ρの値は非常に小さい。よって、ＳＮＳ型の接合の場合、数式（３）に示すように、理論的には電気抵抗Ｒをほとんど有していない。しかし、電気抵抗Ｒが小さすぎると電圧の測定ができなくなり実用性に乏しい。
Ｒ＝ρ・（Ｌ／Ｓ）…（３）
ただし、Ｒ：電気抵抗［Ω］、ρ：電気抵抗率［Ω・ｍ］、Ｌ：物体の長さ［ｍ］、Ｓ：物体の断面積［ｍ^２］

そこで、非高温超電導ＳＮＳ型ＳＱＵＩＤセンサ６としてのジョセフソン接合素子１０にあっては、前述のようにイオン注入によって接合部分を形成することにより、当該接合部分の断面積Ｓを小さくしている。すなわち、接合部分の断面積Ｓを小さくすることで、一定の電気抵抗Ｒを持たせている（数式（３）参照）。これにより、実用可能な非高温超電導ＳＮＳ型ＳＱＵＩＤセンサ６を実現している。

以上、本実施形態のＭＲＩ装置１によれば、核磁気共鳴信号の検出のために非高温超電導ＳＮＳ型ＳＱＵＩＤセンサ６が用いられる。この非高温超電導ＳＮＳ型ＳＱＵＩＤセンサ６は、従来のＲＦ検出コイルと比較して中低磁場で高感度な性質を有するため、中低磁場においても画質を維持できる。さらに、非高温超電導ＳＮＳ型ＳＱＵＩＤセンサ６にあっては、接合の断面及び周りの面積が小さく、かつ、高温超電導材料に比べ結晶欠陥が少なく均一性の高いものとなっており、すなわち、磁束トラップが発生しにくい性質を有するジョセフソン接合素子１０により構成されている。このため、外部の磁場からの影響を受け難くすることができる。したがって、画質を維持しつつ中低磁場化を実現可能であり、かつ、磁場耐性を向上させることができる。

また、本実施形態は、上述したように、冷却手段として極低温冷凍機７を備えている。この極低温冷凍機７は、冷媒ガスを循環させているため、例えば冷却のために液体ヘリウムを用いる必要性を抑制することができる。よって、液体ヘリウムを維持するためのコストを減らし、低コスト化を図ることができる。

また、本実施形態に係るＭＲＩ装置１は、手術中に用いることにより、上記作用効果を好適に発揮することができる。具体的には、高磁場のＭＲＩ装置を手術中に用いると、医療器具等が磁力によって強く引っ張られる等の悪影響が生じ得る。これに対し、本実施形態に係るＭＲＩ装置１は、非高温超電導ＳＮＳ型ＳＱＵＩＤセンサ６を用いているため、地磁気（５０μＴ）より高くて手術中に使い易い０．２Ｔ以下の磁場範囲として、好適に利用可能となる。よって、高磁場のＭＲＩ装置を用いた場合に想定される悪影響を抑制し、安全に手術を行うことができる。

以上、本発明の好適な実施形態について説明したが、本発明は上記実施形態に限定されるものではなく、各請求項に記載した要旨を変更しない範囲で変形し、又は他のものに適用したものであってもよい。

例えば、上記実施形態では、開放型のＭＲＩ装置１としたが、これに限られず、閉鎖型のＭＲＩ装置としてもよい。また、必要に応じて、磁場発生手段３の冷却にも極低温冷凍機７を用いる構成としてもよい。

また、上記実施形態のジョセフソン接合素子１０は、図３及び図４に示すような積層構造に限られない。例えば、第１の超伝導膜１２、絶縁膜１４及び第２の超伝導膜１３がこれらの積層方向から見たときに同一形状となるように単純に積層されていてもよい。また、ジョセフソン接合素子１０の有底穴１５が積層部分の中央部に設けられていなくてもよく、例えば、有底穴１５は、積層部分の中央部からずれた位置に設けられていてもよい。

また、非高温超電導ＳＮＳ型ＳＱＵＩＤセンサ６に含まれる非高温超伝導物質としては、Ｎｂに限られず、７７Ｋよりも遥かに低い温度で超伝導現象を起こす限り、その他の金属又はＮｂＮ等であってもよい。

１…ＭＲＩ装置、２…被検体、３…磁場発生手段、６…非高温超電導ＳＮＳ型ＳＱＵＩＤセンサ、７…極低温冷凍機（冷却手段）。

Claims

被検体における原子核の核磁気共鳴により放出される核磁気共鳴信号を検出するＭＲＩ装置であって、
前記被検体を含む空間に、静磁場を少なくとも発生させる磁場発生手段と、
前記核磁気共鳴信号の検出を行うための非高温超電導ＳＮＳ型ＳＱＵＩＤセンサと、
前記非高温超電導ＳＮＳ型ＳＱＵＩＤセンサを冷却する冷却手段と、を備える、ＭＲＩ装置。