JP2013181848A

JP2013181848A - Magnetic measuring device and magnetic signal detection method

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Publication number: JP2013181848A
Application number: JP2012046071A
Authority: JP
Inventors: Yusuke Seki; 悠介関; Hideaki Koizumi; 英明小泉; Tomihiro Hashizume; 富博橋詰
Original assignee: Hitachi Ltd
Current assignee: Hitachi Ltd
Priority date: 2012-03-02
Filing date: 2012-03-02
Publication date: 2013-09-12

Abstract

PROBLEM TO BE SOLVED: To provide a magnetic measuring device which detects a magnetic signal with improved sensitivity.SOLUTION: A magnetic measuring device includes a cryostat having a recess 104 smaller than the inner diameter of a detection coil 202, the detection coil is arranged to surround the recess, and a measurement object 300 is arranged to penetrate a flat surface surrounded by the detection coil.

Description

本発明は、計測対象物の発生する磁気信号を高感度に計測する技術に関するものである。 The present invention relates to a technique for measuring a magnetic signal generated by a measurement object with high sensitivity.

従来、心磁計測や脳磁計測に用いられる生体磁気計測装置は、対象となる生体の磁気信号を超伝導線から構成される検出コイルによって検出し、超伝導量子干渉素子（Superconducting Quantum Interference Device：以後ＳＱＵＩＤと略す）に伝達するという方法が採用されている。ＳＱＵＩＤは、超伝導リングにJosephson接合を持つ構造を持ち、ＳＱＵＩＤを貫く磁束に応じて、Josephson接合両端の電圧が周期Φ_０＝ｈ／２ｅ（Ｗｂ）で周期的に変化する。 Conventionally, biomagnetism measurement devices used for magnetocardiography and magnetoencephalography measurements detect a magnetic signal of a target living body using a detection coil composed of superconducting wires, and superconducting quantum interference devices (Superconducting Quantum Interference Devices: Hereinafter, a method of transmitting to SQUID) is employed. The SQUID has a structure having a Josephson junction in the superconducting ring, and the voltage at both ends of the Josephson junction periodically changes with a period Φ ₀ = h / 2e (Wb) according to the magnetic flux penetrating the SQUID.

心磁計あるいは脳磁計などの生体磁気計測装置では、一般的に、超伝導線で構成される検出コイルにより計測対象の磁気信号を磁束として検出し、検出した磁束をＳＱＵＩＤに伝達するという方法が採用されている。検出コイルは、環境磁場によるノイズを除去し、Ｓ／Ｎ（Signal/Noise）比を高める役割を担う。 In general, biomagnetism measuring devices such as a magnetocardiograph or a magnetoencephalograph employ a method in which a magnetic signal to be measured is detected as a magnetic flux by a detection coil composed of a superconducting wire, and the detected magnetic flux is transmitted to a SQUID. Has been. The detection coil removes noise due to the environmental magnetic field and plays a role of increasing the S / N (Signal / Noise) ratio.

図３は、ＳＱＵＩＤを用いた磁気計測装置における回路構成を示す模式図である。計測対象物から発生する磁気信号は、検出コイル１００１に鎖交する磁束信号として検出され、入力コイル１００２を介してＳＱＵIＤ１００３に伝達される。ＳＱＵＩＤ１００３は、超伝導リングにJosephson接合を有する構造である。ＳＱＵＩＤ１００３には、バイアス電流源１００５によって最適なバイアス電流が印加される。このとき、ＳＱＵＩＤ１００３の両端に生じる電圧は、ＳＱＵＩＤ１００３を貫く磁束に応じて、磁束量子Φ₀＝ｈ／２ｅ＝２．０７×１０^−１５ (Ｗｂ)を周期として変化する。ＳＱＵＩＤ１００３の両端の電圧は、プリアンプ１００６で増幅され、積分器１００７において積分された後、フィードバックコイル１００４を介してＳＱＵＩＤ１００３を貫く磁束の変化を打ち消すように磁束がフィードバックされる。計測すべき磁気信号、すなわちＳＱＵＩＤ１００３にフィードバックされる磁束は、フィードバックコイル１００４に流れる電流、すなわちフィードバック抵抗１００８の両端の電位差として検出される。この一連のＳＱＵＩＤ制御回路はＦＬＬ（Flux-locked loop）回路と呼ばれており、詳細は非特許文献１に開示されている。 FIG. 3 is a schematic diagram showing a circuit configuration in a magnetic measuring device using SQUID. A magnetic signal generated from the measurement object is detected as a magnetic flux signal interlinking with the detection coil 1001 and transmitted to the SQUID 1003 via the input coil 1002. The SQUID 1003 is a structure having a Josephson junction in a superconducting ring. An optimal bias current is applied to the SQUID 1003 by the bias current source 1005. At this time, the voltage generated at both ends of the SQUID 1003 changes with the magnetic flux quantum Φ ₀ = h / 2e = 2.07 × 10 ⁻¹⁵ (Wb) as a period in accordance with the magnetic flux penetrating the SQUID 1003. The voltage across the SQUID 1003 is amplified by the preamplifier 1006, integrated by the integrator 1007, and then fed back through the feedback coil 1004 so as to cancel the change in the magnetic flux passing through the SQUID 1003. A magnetic signal to be measured, that is, a magnetic flux fed back to the SQUID 1003, is detected as a current flowing in the feedback coil 1004, that is, a potential difference between both ends of the feedback resistor 1008. This series of SQUID control circuits is called an FLL (Flux-locked loop) circuit, and details are disclosed in Non-Patent Document 1.

図２は、従来型の磁気計測装置を示す模式図である。計測対象物と検出コイルとの間にはクライオスタットの外層１１１、真空層１１２、および内層１１３の３層が存在する。クライオスタットの内部では、液体ヘリウム等の冷媒400により、SQUID磁束計200内のSQUID素子201が冷却されている。なお、SQUID磁束計200は、SQUID素子201、ボビン203に検出コイル202が巻きつけられた構成となっている。計測対象物300は、検出コイル202の底部に、離間して設けられている。 FIG. 2 is a schematic diagram showing a conventional magnetic measurement apparatus. There are three layers of the cryostat outer layer 111, vacuum layer 112, and inner layer 113 between the measurement object and the detection coil. Inside the cryostat, the SQUID element 201 in the SQUID magnetometer 200 is cooled by a refrigerant 400 such as liquid helium. The SQUID magnetometer 200 has a configuration in which a detection coil 202 is wound around a SQUID element 201 and a bobbin 203. The measurement object 300 is provided at the bottom of the detection coil 202 so as to be separated.

ここで、ＳＱＵＩＤを用いた高感度磁気計測手法は核磁気共鳴（nuclear magnetic resonance：ＮＭＲ)あるいは、磁気共鳴イメージング（magnetic resonance imaging：ＭＲＩ）に適用することも可能である。ＮＭＲおよびＭＲＩは、原子核をプローブとして、計測対象物の構造や性質を計測する手法であり、医療や検査の現場で広く利用されている（非特許文献２）。核磁気共鳴信号の周波数は静磁場強度に比例し、その比例係数は原子核に固有の定数であり磁気回転比と呼ばれている。例えば、プロトン^１Ｈの磁気回転比は、４２．５８ＭＨｚ／Ｔ（テスラ）である。一般に静磁場強度が強いほど、感度が高く、分解能が向上するため、現在利用されているＮＭＲ/ＭＲＩにおける静磁場強度は１Ｔ以上である。このため、静磁場コイルは超伝導線材によって構成される。 Here, the high-sensitivity magnetic measurement technique using the SQUID can be applied to nuclear magnetic resonance (NMR) or magnetic resonance imaging (MRI). NMR and MRI are methods for measuring the structure and properties of an object to be measured using an atomic nucleus as a probe, and are widely used in medical and examination sites (Non-Patent Document 2). The frequency of the nuclear magnetic resonance signal is proportional to the static magnetic field strength, and the proportionality coefficient is a constant inherent to the nucleus and is called the gyromagnetic ratio. For example, the gyromagnetic ratio of proton ¹ H is 42.58 MHz / T (Tesla). In general, the stronger the static magnetic field strength, the higher the sensitivity and the higher the resolution. Therefore, the static magnetic field strength in currently used NMR / MRI is 1T or more. For this reason, a static magnetic field coil is comprised with a superconducting wire.

核磁気共鳴信号の検出には、誘導コイルが一般に用いられる。誘導コイル方式の信号強度は計測対象物の磁気モーメントＭ_０と共鳴周波数ωの積に比例する。Ｍ_０およびωはそれぞれ静磁場強度Ｂ_０に比例するので，信号強度はＢ_０の２乗に比例する。従って，静磁場が小さいと信号強度は著しく小さくなる。 An induction coil is generally used to detect a nuclear magnetic resonance signal. The signal intensity of the induction coil system is proportional to the product of the magnetic moment M ₀ of the measurement object and the resonance frequency ω. Since M ₀ and ω are proportional to the static magnetic field strength B ₀ , the signal strength is proportional to the square of B ₀ . Therefore, when the static magnetic field is small, the signal intensity is significantly reduced.

一方で、静磁場強度が地磁気レベルの１０〜１００μＴの領域でＮＭＲ／ＭＲＩを計測する、いわゆる超低磁場ＮＭＲ／ＭＲＩが近年注目されている。超低磁場ＮＭＲ／ＭＲＩにおけるプロトンの核磁気共鳴信号の周波数は１〜１０ｋＨｚ程度であり、通常のＮＭＲ／ＭＲＩに比べて５〜６桁低い。そこで、超低磁場ＮＭＲ／ＭＲＩでは、高い信号強度を得るために、１０〜１００ｍＴ程度の分極磁場を用いて計測対象の核スピンを前分極（pre-polarization）し、さらに誘導コイルの代わりに高感度な磁気センサであるＳＱＵＩＤを用いていることが特徴である（非特許文献３）。 On the other hand, so-called ultra-low magnetic field NMR / MRI, in which NMR / MRI is measured in a region where the static magnetic field strength is 10 to 100 μT, which is the geomagnetic level, has recently attracted attention. The frequency of proton nuclear magnetic resonance signals in ultra-low magnetic field NMR / MRI is about 1 to 10 kHz, which is 5 to 6 orders of magnitude lower than normal NMR / MRI. Therefore, in ultra-low magnetic field NMR / MRI, in order to obtain a high signal intensity, a nuclear magnetic field to be measured is pre-polarized using a polarization magnetic field of about 10 to 100 mT, and a high level is used instead of an induction coil. It is characterized by using a SQUID that is a sensitive magnetic sensor (Non-patent Document 3).

超低磁場ＮＭＲ／ＭＲＩの静磁場コイルや勾配磁場コイルは、常温の銅線コイルによって構成されるため、超電導磁石に比べて大幅な小型化・低コスト化・安全性向上が可能である。また、信号周波数がｋＨｚオーダーまで低くなることから、金属存在下でのＮＭＲ／ＭＲＩ計測が可能となる。 Since the static magnetic field coil and gradient magnetic field coil of ultra-low magnetic field NMR / MRI are composed of a copper coil at room temperature, it is possible to significantly reduce the size, cost, and safety as compared with a superconducting magnet. Further, since the signal frequency is reduced to the order of kHz, NMR / MRI measurement in the presence of metal becomes possible.

“The SQUID Handbook, vol. I: Applications of SQUIDs and SQUID Systems”, edited by J. Clarke and A. I. Braginski (Wiley-VCH Verlag GmbH & Co. KGaA), 1-28 (2004).“The SQUID Handbook, vol. I: Applications of SQUIDs and SQUID Systems”, edited by J. Clarke and A. I. Braginski (Wiley-VCH Verlag GmbH & Co. KGaA), 1-28 (2004). “Magnetic Resonance Imaging: Physical Principles and Sequence Design”, E. M. Haacke, R. W. Brown, M. R. Thompson, R. Venkatesan (Wiley-Liss), 1-15 (1999).“Magnetic Resonance Imaging: Physical Principles and Sequence Design”, E. M. Haacke, R. W. Brown, M. R. Thompson, R. Venkatesan (Wiley-Liss), 1-15 (1999). J. Clarke, M. Hatridge, and M. MoBle, “SQUID-Detected Magnetic Resonance Imaging in Microtesla Fields”, Annual Review of Biomedical Engineering 9, 389-413 (2007).J. Clarke, M. Hatridge, and M. MoBle, “SQUID-Detected Magnetic Resonance Imaging in Microtesla Fields”, Annual Review of Biomedical Engineering 9, 389-413 (2007).

図２のような構成のＳＱＵＩＤでは、計測対象物と検出コイルとの間にはクライオスタットの外層、真空層、内層の３層が存在するため、計測対象物300と検出コイル202との間には少なくとも１０ｍｍ〜３０ｍｍ程度の間隙が生じてしまう。その結果、計測対象物が発生する磁気信号の強度は検出コイルにおいて間隙の分だけ減衰してしまうという問題があった。 In the SQUID configured as shown in FIG. 2, there are three layers of the cryostat, the outer layer, the vacuum layer, and the inner layer between the measurement object and the detection coil. A gap of at least about 10 mm to 30 mm is generated. As a result, there is a problem that the intensity of the magnetic signal generated by the measurement object is attenuated by the gap in the detection coil.

また、計測対象物３００と検出コイル２０２との距離を近づけるために、クライオスタットの真空層１１２の厚みを小さくすると、クライオスタットの断熱能力が低くなってしまうという問題があった。また、同様の理由でクライオスタットの外層１１１や内層１１３の厚みを小さくすると、クライオスタットが壊れやすくなってしまうという問題があった。 Further, if the thickness of the cryostat vacuum layer 112 is reduced in order to reduce the distance between the measurement object 300 and the detection coil 202, there is a problem that the thermal insulation capability of the cryostat is lowered. For the same reason, if the thickness of the outer layer 111 and the inner layer 113 of the cryostat is reduced, there is a problem that the cryostat is easily broken.

上記の課題を解決するための本願発明の一例としては、磁気計測装置において、検出コイルの内径より小さい凹部を持つクライオスタットを持ち、検出コイルがこの凹部を取り囲むように配置され、計測対象を検出コイルによって囲まれる平面を貫くように配置する構成とする。 As an example of the present invention for solving the above-mentioned problems, in a magnetic measurement device, a cryostat having a recess smaller than the inner diameter of the detection coil is arranged so that the detection coil surrounds the recess, and the measurement object is set as the detection coil. It is set as the structure arrange | positioned so that the plane enclosed by may be penetrated.

ここで凹部とは、周囲と相対して凹んだ空間と定義される。本明細書では、円柱状の凹部を用いて説明しているが、多角柱、円錐、多角錘など、凹部であればその形状は任意である。 Here, the recessed portion is defined as a space recessed relative to the surroundings. In the present specification, the description has been given using a cylindrical recess, but the shape is arbitrary as long as it is a recess such as a polygonal column, a cone, or a polygonal pyramid.

クライオスタットの断熱能力が低くなったり、壊れやすくなってしまうということなく、高い信号雑音比で磁気信号を計測することが可能となる。 Magnetic signals can be measured with a high signal-to-noise ratio without the thermal insulation capacity of the cryostat becoming low or fragile.

本実施形態における磁気計測装置を示す模式図。The schematic diagram which shows the magnetic measuring device in this embodiment. ＳＱＵＩＤを用いた磁気計測装置における回路構成を示す模式図。The schematic diagram which shows the circuit structure in the magnetic measuring device using SQUID. 一般的な磁気計測装置におけるＦＬＬ回路の構成図。The block diagram of the FLL circuit in a general magnetic measuring device. 本実施形態における磁気計測装置を示す模式図。The schematic diagram which shows the magnetic measuring device in this embodiment. 本実施形態における検出コイルの構成を示す模式図。The schematic diagram which shows the structure of the detection coil in this embodiment. 本実施形態における磁気共鳴計測装置を示す模式図。The schematic diagram which shows the magnetic resonance measuring device in this embodiment. 本実施形態における磁気共鳴計測装置を示す模式図。The schematic diagram which shows the magnetic resonance measuring device in this embodiment. 本実施形態における磁気共鳴計測装置の勾配磁場コイルを示す模式図。The schematic diagram which shows the gradient magnetic field coil of the magnetic resonance measuring apparatus in this embodiment. 本実施形態における磁気計測装置を示す模式図。The schematic diagram which shows the magnetic measuring device in this embodiment. 検出コイルと計測対象物との距離と信号強度の関係を示す図。The figure which shows the relationship between the distance of a detection coil and a measurement object, and signal strength. 本実施形態における磁気計測装置を示す模式図。The schematic diagram which shows the magnetic measuring device in this embodiment.

以下、本発明の実施形態について、計測対象物を検査する例について図面を参照して詳細に説明する。ここで計測対象物は人体、動植物、各種生体試料、液体試料、固体試料等を含むものとする。 DESCRIPTION OF EMBODIMENTS Hereinafter, embodiments of the present invention will be described in detail with reference to the drawings with respect to an example of inspecting a measurement object. Here, measurement objects include human bodies, animals and plants, various biological samples, liquid samples, solid samples, and the like.

図１は、本実施形態における磁気計測装置を示す模式図である。本実施形態の特徴は、クライオスタット１００に凹部が形成され、検出コイル２０２がこの凹部を囲むようにして配置されることである。この実施形態によれば、計測対象物３００をクライオスタット凹部１０４に配置することによって、検出コイル２０２の面内に計測対象物３００を配置することが可能となり、その結果、計測対象物３００の発する磁気信号を従来よりも高い信号雑音比で検出することが可能となる。 FIG. 1 is a schematic diagram showing a magnetic measurement apparatus according to the present embodiment. A feature of the present embodiment is that a recess is formed in the cryostat 100 and the detection coil 202 is disposed so as to surround the recess. According to this embodiment, by arranging the measurement object 300 in the cryostat recess 104, the measurement object 300 can be arranged in the plane of the detection coil 202, and as a result, the magnetism generated by the measurement object 300. It becomes possible to detect a signal with a higher signal-to-noise ratio than in the past.

クライオスタット１００は、外層１０１、真空層１０２、内層１０３の３層を持つ真空断熱容器であり、容器内部を低温に保持する役割を持つ。ここで、真空層とは、大気圧すなわち1.01325×10⁵ Paよりも十分に圧力が低い空間と定義する。真空層の圧力は0.1 Pa以下であることが望ましい。本実施例では、クライオスタット１００の内部は、液体ヘリウム等の冷媒400、あるいは冷凍機によって冷却される。外層１０１と内層１０３の厚みは一般的に２ｍｍ〜１０ｍｍ程度である。また、真空層１０２の厚みは一般的に２ｍｍ〜５０ｍｍ程度である。 The cryostat 100 is a vacuum heat insulating container having three layers of an outer layer 101, a vacuum layer 102, and an inner layer 103, and has a role of maintaining the inside of the container at a low temperature. Here, the vacuum layer is defined as a space whose pressure is sufficiently lower than atmospheric pressure, that is, 1.01325 × 10 ⁵ Pa. The pressure of the vacuum layer is desirably 0.1 Pa or less. In this embodiment, the inside of the cryostat 100 is cooled by a refrigerant 400 such as liquid helium or a refrigerator. The thickness of the outer layer 101 and the inner layer 103 is generally about 2 mm to 10 mm. The thickness of the vacuum layer 102 is generally about 2 mm to 50 mm.

検出コイル２０２は、ニオブチタン（ＮｂＴｉ）線材などの超伝導線材を円筒型のボビン２０３に巻きつけることによって構成され、検出した磁束を入力コイルを介してＳＱＵＩＤに伝達する役割を持つ。本実施例では、検出コイルは、磁束の方向がクライオスタットの軸方向となるように、設けられている。即ち、鉛直方向（ｘ方向）の同軸２次微分型の検出コイルを用いている。微分型検出コイルは、空間的な磁場の勾配を検出することによって、環境磁場などの比較的一様なノイズを相殺する効果があり、グラジオメータと呼ばれている。ここでは、同軸２次微分型コイルを用いているが、同軸１次微分型コイルでも良い。また、磁気シールド内など、環境磁場の影響が少ない場合には、磁場の空間的な勾配ではなく磁場そのものを検出するマグネトメータを使用しても良い。 The detection coil 202 is configured by winding a superconducting wire such as niobium titanium (NbTi) wire around a cylindrical bobbin 203, and has a role of transmitting the detected magnetic flux to the SQUID via the input coil. In this embodiment, the detection coil is provided so that the direction of the magnetic flux is the axial direction of the cryostat. That is, a coaxial second-order differential type detection coil in the vertical direction (x direction) is used. The differential detection coil has an effect of canceling relatively uniform noise such as an environmental magnetic field by detecting a gradient of a spatial magnetic field, and is called a gradiometer. Here, a coaxial secondary differential coil is used, but a coaxial primary differential coil may be used. Further, when the influence of the environmental magnetic field is small, such as in a magnetic shield, a magnetometer that detects the magnetic field itself instead of the spatial gradient of the magnetic field may be used.

一方で、本発明では、図１に示される実施例のように、検出コイル２０２の面内に計測対象物３００を配置することが可能である。図１０は、検出コイルと計測対象物との距離と信号強度の関係を示す図である。この図は、計測対象物が直径１００ｍｍの検出コイル面の中心に存在する時の信号強度を１とし、計測対象物が検出コイルから離れるに従ってどの程度信号強度が減衰するかを表す。従来では、前述のように、検出コイルと計測対象物との間には少なくとも１０ｍｍ〜３０ｍｍ程度の間隙が必要なり、さらに計測対象物自体の厚みが３０ｍｍ〜１００ｍｍとすると、検出コイルと計測対象物との距離はおよそ４０ｍｍ〜１３０ｍｍ程度となる。この距離に対応する信号強度比は０．４８〜０．０４６である。すなわち、本発明によれば、従来に比べて２倍〜２０倍の信号雑音比で磁気信号を検出することができる。 On the other hand, in the present invention, the measurement object 300 can be arranged in the plane of the detection coil 202 as in the embodiment shown in FIG. FIG. 10 is a diagram illustrating the relationship between the distance between the detection coil and the measurement object and the signal intensity. In this figure, the signal intensity when the measurement object is present at the center of the detection coil surface having a diameter of 100 mm is 1, and how much the signal intensity attenuates as the measurement object moves away from the detection coil. Conventionally, as described above, a gap of at least about 10 mm to 30 mm is required between the detection coil and the measurement object, and if the thickness of the measurement object itself is 30 mm to 100 mm, the detection coil and the measurement object Is about 40 mm to 130 mm. The signal intensity ratio corresponding to this distance is 0.48 to 0.046. That is, according to the present invention, it is possible to detect a magnetic signal with a signal-to-noise ratio that is 2 to 20 times that of the prior art.

また、信号強度を向上させるためには、凹部側壁の厚みを小さくすることが望ましい。一方で、クライオスタットの鉛直方向の厚みは信号強度には影響しないので、クライオスタットの外層１１１、真空層１１２、および内層１１３の鉛直方向の厚みは任意である。このような場合には、凹部底面の真空層の厚さは、凹部側部にある真空層の厚さよりも厚くなる。したがって、従来のように、計測対象物３００と検出コイル２０２との距離を近づけるために、クライオスタットの外層１１１、真空層１１２、および内層１１３の厚みを小さくする必要がないため、従来よりも高い断熱能力をもち、壊れにくいクライオスタットを実現することができる。 In order to improve the signal strength, it is desirable to reduce the thickness of the side wall of the recess. On the other hand, since the thickness of the cryostat in the vertical direction does not affect the signal intensity, the thickness in the vertical direction of the outer layer 111, the vacuum layer 112, and the inner layer 113 of the cryostat is arbitrary. In such a case, the thickness of the vacuum layer on the bottom surface of the recess is thicker than the thickness of the vacuum layer on the side of the recess. Therefore, since it is not necessary to reduce the thickness of the outer layer 111, the vacuum layer 112, and the inner layer 113 of the cryostat in order to reduce the distance between the measurement object 300 and the detection coil 202 as in the prior art, the heat insulation is higher than in the past. A cryostat that has the ability and is hard to break can be realized.

図４は、本実施形態における磁気計測装置を示す模式図である。本実施形態の特徴は、図１に示される実施例１において、検出コイル２０２が鉛直方向（ｘ方向）の磁場を検出するのに対し、実施例２の検出コイル２１２では、水平方向（ｚ方向）の磁場を検出する点である。クライオスタット１００の構成は実施例１と同様である。実施例２では、ｚ方向の磁場を検出するため、検出コイル２１２は１次微分型の鞍型を採用している。 FIG. 4 is a schematic diagram showing a magnetic measurement apparatus according to this embodiment. The feature of this embodiment is that in the first embodiment shown in FIG. 1, the detection coil 202 detects a magnetic field in the vertical direction (x direction), whereas in the detection coil 212 of the second embodiment, the horizontal direction (z direction). ) To detect the magnetic field. The configuration of the cryostat 100 is the same as that of the first embodiment. In the second embodiment, in order to detect a magnetic field in the z direction, the detection coil 212 employs a primary differential saddle type.

図５を用いて検出コイルの構成を説明する。図５（ａ）は同軸１次微分型の検出コイル２２２を持つＳＱＵＩＤ磁束計２２０を示す。検出コイル２２２は、ｘ方向の磁場Ｂｘのｘ方向の１次勾配、すなわち∂Ｂｘ／∂ｘを検出する。ここで、検出コイル２２２を構成する２個のコイルは、図中の矢印に示されるように、反対方向に巻かれている。図５（ｂ）は、図４にも示される鞍型１次微分型の検出コイル２１２を持つＳＱＵＩＤ磁束計２１０を示す。検出コイル２１２は、ｚ方向の磁場Ｂｚのｘ方向の１次勾配、すなわち∂Ｂｚ／∂ｘを検出する。ここで、検出コイル２２２を構成する４個の鞍型コイルは、図中の矢印に示されるように、向かい合う２個のコイルが反対方向に巻かれ、さらに、ｘ方向に並んでいる２個のコイルも反対方向に巻かれている。
図４と同様の鞍型検出コイルを用いて、ｙ方向の磁場Ｂｙを検出することも可能である。本発明によれば、同軸型の検出コイルと鞍型の検出コイル２個を１つのボビンに形成することによって、ｘ、ｙ、ｚの各方向の磁場Ｂｘ、Ｂｙ、Ｂｚの磁場を同時にかつ高い信号雑音比で検出することが可能となる。 The configuration of the detection coil will be described with reference to FIG. FIG. 5A shows a SQUID magnetometer 220 having a coaxial first-order differential type detection coil 222. The detection coil 222 detects the first-order gradient in the x direction of the magnetic field Bx in the x direction, that is, ∂Bx / ∂x. Here, the two coils constituting the detection coil 222 are wound in opposite directions as indicated by arrows in the figure. FIG. 5B shows a SQUID magnetometer 210 having a saddle type first derivative type detection coil 212 also shown in FIG. The detection coil 212 detects a primary gradient in the x direction of the magnetic field Bz in the z direction, that is, ∂Bz / ∂x. Here, as shown by the arrows in the figure, the four saddle coils constituting the detection coil 222 are two coils facing each other, wound in opposite directions, and further arranged in two in the x direction. The coil is also wound in the opposite direction.
It is also possible to detect the magnetic field By in the y direction using a saddle type detection coil similar to that shown in FIG. According to the present invention, by forming two coaxial detection coils and two saddle type detection coils on one bobbin, the magnetic fields Bx, By, and Bz in the x, y, and z directions can be simultaneously and high. It is possible to detect the signal to noise ratio.

図６は、本実施形態における磁気共鳴計測装置を示す模式図である。 FIG. 6 is a schematic diagram showing a magnetic resonance measuring apparatus in the present embodiment.

静磁場コイルは、同等の２個のコイル５１１および５１２が対向して構成されるヘルムホルツコイルであり、計測対象物３００の付近にｚ方向の均一な静磁場を発生する。ここで、静磁場の強度Ｂ_０は１μＴから１００μＴ程度であり、１ｍＴ以下の超低磁場磁気共鳴計測装置である。 The static magnetic field coil is a Helmholtz coil configured by two equivalent coils 511 and 512 facing each other, and generates a uniform static magnetic field in the z direction in the vicinity of the measurement object 300. Here, the intensity B ₀ of the static magnetic field is about ₁ μT to 100 μT, and it is an ultra-low magnetic field magnetic resonance measuring apparatus of 1 mT or less.

分極磁場コイル５００は、ソレノイドコイルであり、ｘ方向の静磁場（分極磁場）を発生する。分極磁場の強度Ｂ_ｐは数ｍＴから数１００ｍＴ程度である。分極磁場の方向は静磁場と直交する方向であることが必要であり、ｙ方向であっても構わない。また、計測対象物３００を挟むようにして２個のソレノイドコイルを対向させたヘルムホルツ型の分極磁場コイルであっても構わない。 The polarization magnetic field coil 500 is a solenoid coil and generates a static magnetic field (polarization magnetic field) in the x direction. The intensity B _{p of the} polarization magnetic field is about several mT to several hundred mT. The direction of the polarization magnetic field needs to be a direction orthogonal to the static magnetic field, and may be the y direction. Further, it may be a Helmholtz type polarization magnetic field coil in which two solenoid coils are opposed to each other with the measurement object 300 interposed therebetween.

分極磁場コイル５００が発生する分極磁場によって、計測対象物３００を構成する原子の核スピンはｘ方向に磁化される。計測対象物３００に縦緩和時間Ｔ_１程度の分極磁場を印加した後、分極磁場を遮断すると、前記核スピンは静磁場Ｂ_０の方向に緩和しながら磁化していく。この時、計測対象物３００からは静磁場Ｂ_０に比例した周波数ｆ_０の核磁気共鳴信号が発生し、横緩和時間Ｔ_２で減衰する。この核磁気共鳴信号は自由誘導減衰（free induction decay: ＦＩＤ）信号と呼ばれる最も基本的な核磁気共鳴信号である。例えば、静磁場強度が５０μＴであるとき、プロトンに由来する核磁気共鳴信号の周波数は２．１ｋＨｚである。 Due to the polarization magnetic field generated by the polarization magnetic field coil 500, the nuclear spin of the atoms constituting the measurement object 300 is magnetized in the x direction. If a polarization magnetic field is interrupted after applying a polarization magnetic field having a longitudinal relaxation time T ₁ to the measurement object 300, the nuclear spin is magnetized while relaxing in the direction of the static magnetic field B ₀ . At this time, a nuclear magnetic resonance signal having a frequency f ₀ proportional to the static magnetic field B ₀ is generated from the measurement object 300 and attenuated at the transverse relaxation time T ₂ . This nuclear magnetic resonance signal is the most basic nuclear magnetic resonance signal called a free induction decay (FID) signal. For example, when the static magnetic field strength is 50 μT, the frequency of the nuclear magnetic resonance signal derived from protons is 2.1 kHz.

また、図６には示していないＲＦ（Radio Frequency）コイルを用いて、ＲＦパルスと呼ばれる信号を照射することにより、前記核スピンを操作することが可能である。 Further, it is possible to manipulate the nuclear spin by irradiating a signal called an RF pulse using an RF (Radio Frequency) coil not shown in FIG.

本実施例では、計測対象物３００から発生する核磁気共鳴信号を、実施例１で示したように、検出コイルの内径より小さい凹部を持つクライオスタットを持ち、検出コイルがこの凹部を取り囲むように配置され、計測対象を検出コイルによって囲まれる平面を貫くように配置された磁気計測装置によって検出する。本実施例によれば、実施例１の場合と同様に、超低磁場ＮＭＲにおいても、従来よりも高い信号雑音比で核磁気共鳴信号のｘ成分を検出することが可能となる。 In the present embodiment, as shown in the first embodiment, the nuclear magnetic resonance signal generated from the measurement object 300 has a cryostat having a recess smaller than the inner diameter of the detection coil, and is arranged so that the detection coil surrounds the recess. The measurement object is detected by a magnetic measurement device arranged so as to penetrate the plane surrounded by the detection coil. According to the present embodiment, as in the case of the first embodiment, even in the ultra-low magnetic field NMR, it is possible to detect the x component of the nuclear magnetic resonance signal with a higher signal-to-noise ratio than in the past.

さらに、実施例２で示したように、同軸型の検出コイルと鞍型の検出コイル２個を１つのボビンに形成することによって、核磁気共鳴信号のｘ成分、ｙ成分、およびｚ成分を同時にかつ高い信号雑音比で検出することが可能となる。信号雑音比が高くなれば、信号の加算平均回数を減らすことができるため、計測時間を従来よりも短縮化することが可能となる。 Further, as shown in the second embodiment, by forming the coaxial detection coil and the two saddle type detection coils on one bobbin, the x component, the y component, and the z component of the nuclear magnetic resonance signal can be simultaneously obtained. And it becomes possible to detect with a high signal-to-noise ratio. If the signal-to-noise ratio is increased, the average number of signal additions can be reduced, so that the measurement time can be shortened compared to the conventional technique.

図７は、本実施形態における磁気共鳴計測装置を示す模式図である。 FIG. 7 is a schematic diagram showing a magnetic resonance measuring apparatus in the present embodiment.

図７の磁気共鳴計測装置は、図６の磁気共鳴計測装置において、勾配磁場コイルを追加することによりＭＲＩを可能にした構成となっている。Ｇｚ＝∂Ｂｚ／∂ｚの勾配磁場を発生する勾配磁場Ｇｚコイルは、同等の２個のコイル５２１および５２２が対向して構成され、互いに反対方向の磁場を発生する。その結果、計測対象物３００付近には一定の勾配Ｇｚを持つ勾配磁場が発生する。この勾配磁場Ｇｚコイルはマクスウェルコイルと呼ばれる。 The magnetic resonance measurement apparatus of FIG. 7 has a configuration that enables MRI by adding a gradient magnetic field coil to the magnetic resonance measurement apparatus of FIG. A gradient magnetic field Gz coil that generates a gradient magnetic field of Gz = ∂Bz / ∂z is configured by two equivalent coils 521 and 522 facing each other, and generates magnetic fields in opposite directions. As a result, a gradient magnetic field having a constant gradient Gz is generated near the measurement object 300. This gradient magnetic field Gz coil is called a Maxwell coil.

図８は、本実施形態における磁気共鳴計測装置の勾配磁場コイルを示す模式図である。 FIG. 8 is a schematic diagram showing a gradient magnetic field coil of the magnetic resonance measuring apparatus in the present embodiment.

４個の矩形コイル５３１、５３２、５３３、５３４は、勾配磁場Ｇｙ＝∂Ｂｚ／∂ｙを発生させる勾配磁場Ｇｙコイルである。ここで、図８（ａ）に示すように、矩形コイル５３１と５３２はｙ方向に隣り合って配置される。同様に、矩形コイル５３３と５３４もｙ方向に隣り合って配置される。この勾配磁場Ｇｙコイルを用いてＧｙ＞０の勾配磁場を発生させる場合には、対向する矩形コイル５３１と５３３のペアには＋ｚ方向の磁場が発生するように電流を流し、対向する矩形コイル５３２と５３４のペアには−ｚ方向の磁場が発生するように電流を流す。同様に、Ｇｙ＜０の勾配磁場を発生させる場合には、Ｇｙ＞０の場合と反対の方向に電流を流す。 The four rectangular coils 531, 532, 533, and 534 are gradient magnetic field Gy coils that generate the gradient magnetic field Gy = ＧBz / ∂y. Here, as shown in FIG. 8A, the rectangular coils 531 and 532 are arranged adjacent to each other in the y direction. Similarly, the rectangular coils 533 and 534 are also arranged adjacent to each other in the y direction. When the gradient magnetic field Gy coil is used to generate a gradient magnetic field of Gy> 0, a current is passed through the pair of opposing rectangular coils 531 and 533 so that a magnetic field in the + z direction is generated, and the opposing rectangular coil 532 is applied. A current is passed through the pair of and 534 so that a magnetic field in the -z direction is generated. Similarly, when a gradient magnetic field of Gy <0 is generated, a current is passed in the opposite direction to that of Gy> 0.

４個の矩形コイル５４１、５４２、５４３、５４４は、勾配磁場Ｇｘ＝∂Ｂｚ／∂ｘを発生させる勾配磁場Ｇｘコイルである。ここで、図８（ｂ）に示すように、矩形コイル５４１と５４２はｘ方向に隣り合って配置される。同様に、矩形コイル５４３と５４４ｄもｘ方向に隣り合って配置される。この勾配磁場Ｇｘコイルを用いてＧｘ＞０の勾配磁場を発生させる場合には、対向する矩形コイル５４１と５４３のペアには＋ｚ方向の磁場が発生するように電流を流し、対向する矩形コイル５４２と５４４のペアには−ｚ方向の磁場が発生するように電流を流す。同様に、Ｇｘ＜０の勾配磁場を発生させる場合には、Ｇｘ＞０の場合と反対の方向に電流を流す。 The four rectangular coils 541, 542, 543, and 544 are gradient magnetic field Gx coils that generate a gradient magnetic field Gx = ∂Bz / ∂x. Here, as shown in FIG. 8B, the rectangular coils 541 and 542 are arranged adjacent to each other in the x direction. Similarly, the rectangular coils 543 and 544d are also arranged adjacent to each other in the x direction. When the gradient magnetic field Gx coil is used to generate a gradient magnetic field of Gx> 0, a current is passed through the pair of opposing rectangular coils 541 and 543 so that a magnetic field in the + z direction is generated, and the opposing rectangular coil 542 is applied. And 544 are fed with a current so that a magnetic field in the -z direction is generated. Similarly, when a gradient magnetic field of Gx <0 is generated, a current is passed in the direction opposite to the case of Gx> 0.

これらの勾配磁場コイルを用いることにより、空間的に既知の分布の静磁場を発生させることが可能となる。前述のように、核磁気共鳴信号の周波数は、静磁場強度に比例するので、勾配磁場を印加することにより、核磁気共鳴信号の周波数および位相の情報を信号源の空間位置として解釈することが可能となる。さらに、勾配磁場コイルを適当に操作することにより、対象物の核スピンの挙動を制御することが可能となる。例えば、勾配磁場を反転させるグラジエントエコー法によって、核磁気共鳴信号の核スピンの位相を揃えてＦＩＤのエコー信号を生成することが可能である。 By using these gradient magnetic field coils, a static magnetic field having a spatially known distribution can be generated. As described above, since the frequency of the nuclear magnetic resonance signal is proportional to the static magnetic field strength, it is possible to interpret the frequency and phase information of the nuclear magnetic resonance signal as the spatial position of the signal source by applying a gradient magnetic field. It becomes possible. Furthermore, by appropriately operating the gradient magnetic field coil, it is possible to control the behavior of the nuclear spin of the object. For example, the FID echo signal can be generated by aligning the phases of the nuclear spins of the nuclear magnetic resonance signal by the gradient echo method of inverting the gradient magnetic field.

本実施例では、計測対象物３００から発生する核磁気共鳴信号を、実施例１で示したように、検出コイルの内径より小さい凹部を持つクライオスタットを持ち、検出コイルがこの凹部を取り囲むように配置され、計測対象を検出コイルによって囲まれる平面を貫くように配置された磁気計測装置によって検出する。本実施例によれば、実施例１の場合と同様に、超低磁場ＭＲＩにおいても、従来よりも高い信号雑音比で核磁気共鳴信号のｘ成分を検出することが可能となる。 In the present embodiment, as shown in the first embodiment, the nuclear magnetic resonance signal generated from the measurement object 300 has a cryostat having a recess smaller than the inner diameter of the detection coil, and is arranged so that the detection coil surrounds the recess. The measurement object is detected by a magnetic measurement device arranged so as to penetrate the plane surrounded by the detection coil. According to the present embodiment, as in the case of the first embodiment, even in the ultra-low magnetic field MRI, the x component of the nuclear magnetic resonance signal can be detected with a higher signal-to-noise ratio than in the past.

さらに、実施例２で示したように、同軸型の検出コイルと鞍型の検出コイル２個を１つのボビンに形成することによって、核磁気共鳴信号のｘ成分、ｙ成分、およびｚ成分を同時にかつ高い信号雑音比で検出することが可能となる。結果、従来よりも高い空間分解能で断層像が得られることが可能となる。また、信号雑音比が高くなれば、信号の加算平均回数を減らすことができるため、計測時間を従来よりも短縮化することが可能となる。 Further, as shown in the second embodiment, by forming the coaxial detection coil and the two saddle type detection coils on one bobbin, the x component, the y component, and the z component of the nuclear magnetic resonance signal can be simultaneously obtained. And it becomes possible to detect with a high signal-to-noise ratio. As a result, it is possible to obtain a tomographic image with higher spatial resolution than before. In addition, if the signal-to-noise ratio is increased, the average number of signal additions can be reduced, so that the measurement time can be shortened compared to the conventional technique.

図９は、本実施形態における磁気計測装置を示す模式図である。図１で示した磁気計測装置に、計測対象物３００の位置を制御する移動制御部６００を追加した構成となっている。計測対象物３００の一部であり、斜線で示された計測対象領域３０１から発生する磁気信号は、検出コイル面６０１に位置した時に最大となる。したがって、移動制御部６００を用いて、計測対象物３００を図９（ａ）の状態から図９（ｂ）の状態に移動することによって、最も高い信号雑音比で計測対象領域３０１から発生する磁気信号を最も高い信号雑音比で計測することが可能となる。 FIG. 9 is a schematic diagram showing a magnetic measurement device according to this embodiment. The movement measuring unit 600 that controls the position of the measurement object 300 is added to the magnetic measurement device shown in FIG. A magnetic signal that is a part of the measurement object 300 and is generated from the measurement object region 301 indicated by oblique lines is maximized when it is positioned on the detection coil surface 601. Therefore, by using the movement control unit 600 to move the measurement object 300 from the state of FIG. 9A to the state of FIG. 9B, magnetism generated from the measurement target region 301 with the highest signal-to-noise ratio. It is possible to measure the signal with the highest signal-to-noise ratio.

本実施例によれば、移動制御部６００を用いて計測対象物３００の全体が検出コイル面６０１を通過するように移動させながら磁気計測を行うことによって、計測対象物３００の発生する磁気信号の分布を得ることができる。 According to the present embodiment, the magnetic signal generated by the measurement object 300 is obtained by performing the magnetic measurement while moving the entire measurement object 300 so as to pass the detection coil surface 601 using the movement control unit 600. Distribution can be obtained.

また、核磁気共鳴計測においては、特定の領域の核スピンのみを励起して計測するという選択励起と呼ばれる手法が用いられている。特にＭＲＩでは、スライス面を選択励起することによって断層像を得ている。したがって、本実施例を実施例３あるいは実施例４の磁気共鳴装置に適用すれば、選択励起された特定の領域を計測対象領域３０１として扱うことによって、高い信号強度を得ることが可能となる。すなわち、移動制御部６００を用いて計測対象領域３０１が常に検出コイル面６０１と一致するように計測対象物３００の位置を制御することによって、計測対象物３００固定した状態で計測を行う場合に比べて高い信号雑音比でＮＭＲ／ＭＲＩの計測を行うことが可能となる。 In nuclear magnetic resonance measurement, a technique called selective excitation is used in which only nuclear spins in a specific region are excited and measured. In particular, in MRI, a tomographic image is obtained by selectively exciting a slice surface. Therefore, if this embodiment is applied to the magnetic resonance apparatus of the embodiment 3 or the embodiment 4, it is possible to obtain a high signal intensity by treating the specific region selectively excited as the measurement target region 301. That is, by using the movement control unit 600 to control the position of the measurement target 300 so that the measurement target region 301 always coincides with the detection coil surface 601, compared to the case where measurement is performed with the measurement target 300 fixed. Therefore, NMR / MRI measurement can be performed with a high signal-to-noise ratio.

図１１は、本実施形態における磁気計測装置を示す模式図である。本実施例では、培養細胞３０２の観察を目的として、図１で示した磁気計測装置に、細胞培養を可能とするため、細胞培養容器３０３、温度調整機構３０４および培養液循環機構３０６を追加した構成となっている。温度調整機構３０４は、所定の温度の液体（例えば３７℃の温水）を温水循環路３０５に循環させ、細胞培養容器３０３を介して培養細胞３０２の温度を一定に保つ機能を持つ。また、培養循環液機構３０６は、培養液注入路３０７および培養液排出路３０８を持ち、細胞培養容器３０３内の培養液の質を保つ機能を持つ。ここで、液体循環機構である温水循環路３０５、培養液注入路３０７および培養液排出路３０８は、磁気計測に影響を与えないために、それぞれ樹脂などの非磁性材料から構成されるものとする。 FIG. 11 is a schematic diagram showing a magnetic measurement device according to this embodiment. In this embodiment, for the purpose of observing the cultured cells 302, a cell culture vessel 303, a temperature adjustment mechanism 304, and a culture solution circulation mechanism 306 are added to the magnetic measuring device shown in FIG. It has a configuration. The temperature adjustment mechanism 304 has a function of circulating a liquid at a predetermined temperature (for example, 37 ° C. hot water) through the hot water circulation path 305 and keeping the temperature of the cultured cells 302 constant via the cell culture vessel 303. The culture circulating fluid mechanism 306 has a culture fluid injection channel 307 and a culture fluid discharge channel 308, and has a function of maintaining the quality of the culture fluid in the cell culture vessel 303. Here, the hot water circulation path 305, the culture liquid injection path 307, and the culture liquid discharge path 308, which are liquid circulation mechanisms, are each composed of a nonmagnetic material such as a resin so as not to affect the magnetic measurement. .

本実施例によれば、培養された細胞を生きたままの状態で断層像を取得し、その成長過程を評価することが可能となる。さらに、心筋細胞や神経細胞については、これらの細胞が発生する微弱な磁気信号を計測することによって、ＭＲＩ画像のみならず、電気生理的性質も同時に非接触で生きたままの状態で評価することが可能となる。すなわち、本実施例によれば、培養細胞を用いた薬効評価や、ＥＳ細胞やｉＰＳ細胞を用いた再生医療のモニタリングに有効である。 According to the present embodiment, it is possible to acquire a tomographic image while the cultured cells remain alive and to evaluate the growth process. Furthermore, for cardiomyocytes and nerve cells, by measuring weak magnetic signals generated by these cells, not only MRI images but also electrophysiological properties can be evaluated in a non-contact and alive state at the same time. Is possible. That is, according to the present Example, it is effective for drug efficacy evaluation using cultured cells and regenerative medicine monitoring using ES cells or iPS cells.

１００、１１０クライオスタット
１０１、１１１クライオスタット外層
１０２、１１２クライオスタット真空層
１０３、１１３クライオスタット内層
１０４クライオスタット凹部
２００、２１０、２２０ＳＱＵＩＤ磁束計
２０１、２１１、２２１ＳＱＵＩＤ素子
２０２、２２２検出コイル
２１２鞍型検出コイル
２０３、２１３、２２３ボビン
３００計測対象物
３０１計測対象領域
３０２培養細胞
３０３細胞培養容器
３０４温度調整機構
３０５温水循環路
３０６培養液循環機構
３０７培養液注入路
３０８培養液排出路
４００液体ヘリウム
５００分極磁場コイル
５１１、５１２、５２１、５２２コイル
５３１、５３２、５３３、５３４、５４１、５４２、５４３、５４４矩形コイル
６００移動制御部
６０１検出コイル面
１０００ＦＬＬ回路
１００１検出コイル
１００２入力コイル
１００３ＳＱＵＩＤ
１００４フィードバックコイル
１００５バイアス電流源
１００６プリアンプ
１００７積分器
１００８フィードバック抵抗
１１０１原子の核スピン
１１０２分極磁場
１１０３静磁場
１１０４核磁気共鳴信号 100, 110 Cryostat 101, 111 Cryostat outer layer 102, 112 Cryostat vacuum layer 103, 113 Cryostat inner layer 104 Cryostat recess 200, 210, 220 SQUID magnetometer 201, 211, 221 SQUID element 202, 222 Detector coil 212 Type detection coil 203, 213, 223 Bobbin 300 Measurement object 301 Measurement object area 302 Cultured cell 303 Cell culture vessel 304 Temperature adjustment mechanism 305 Hot water circulation path 306 Culture liquid circulation path 307 Culture liquid injection path 308 Culture liquid discharge path 400 Liquid helium 500 Polarizing magnetic field coil 511 512, 521, 522 Coil 531, 532, 533, 534, 541, 542, 543, 544 Rectangular coil 600 Movement control unit 601 Detection coil surface 1000 FLL circuit 1001 Detection coil 1002 Input coil 1003 SQUID
1004 feedback coil 1005 bias current source 1006 preamplifier 1007 integrator 1008 feedback resistance 1101 atomic nuclear spin 1102 polarization magnetic field 1103 static magnetic field 1104 nuclear magnetic resonance signal

Claims

筒状部材からなるクライオスタットを有する磁気計測装置であって、
前記筒状部材は、計測対象物を挿入するための凹部を有し、
前記筒状部材内部に、前記凹部を囲むように設けられた検出コイルを有することを特徴とする磁気計測装置。 A magnetic measuring device having a cryostat made of a cylindrical member,
The cylindrical member has a recess for inserting a measurement object;
A magnetic measuring device having a detection coil provided inside the cylindrical member so as to surround the recess.

前記筒状部材の底面にある真空層の厚さは、前記凹部の側部にある真空層の厚さよりも厚いことを特徴とする請求項１記載の磁気計測装置。 The magnetic measurement apparatus according to claim 1, wherein the thickness of the vacuum layer on the bottom surface of the cylindrical member is thicker than the thickness of the vacuum layer on the side of the recess.

前記検出コイルは、磁束の方向が前記筒状部材の軸方向となるように配置されていることを特徴とする請求項１記載の磁気計測装置。 The magnetic measurement apparatus according to claim 1, wherein the detection coil is arranged such that a direction of magnetic flux is an axial direction of the cylindrical member.

前記コイルは、鞍型であることを特徴とする請求項１記載の磁気計測装置。 The magnetic measuring apparatus according to claim 1, wherein the coil is a saddle type.

更に、前記計測対象物を、前記筒状部材の軸方向に移動制御させる移動制御部を有することを特徴とする請求項１記載の磁気計測装置。 The magnetic measurement apparatus according to claim 1, further comprising a movement control unit configured to control movement of the measurement object in an axial direction of the cylindrical member.

更に、前記計測対象物の温度を調整する温度調整機構を有することを特徴とする請求項１記載の磁気計測装置。 The magnetic measurement apparatus according to claim 1, further comprising a temperature adjustment mechanism that adjusts a temperature of the measurement object.

更に、前記計測対象物に液体を供給するための液体循環機構を有することを特徴とする請求項１記載の磁気計測装置。 The magnetic measurement apparatus according to claim 1, further comprising a liquid circulation mechanism for supplying a liquid to the measurement object.

筒状部材からなるクライオスタットを有する磁気共鳴画像計測装置であって、
前記筒状部材は計測対象物挿入用の凹部を有し、
前記筒状部材内部に前記凹部を囲むように設けられた検出コイルを有し、
前記筒状部材の外部に、静磁場コイルと
を有することを特徴とする磁気計測装置。 A magnetic resonance image measuring apparatus having a cryostat made of a cylindrical member,
The cylindrical member has a recess for inserting a measurement object,
A detection coil provided inside the cylindrical member so as to surround the recess;
A magnetic measuring device having a static magnetic field coil outside the cylindrical member.

磁気共鳴計測装置において、前記静磁場の強度が１ｍＴ（ミリテスラ）以下であることを特徴とする請求項８に記載の磁気共鳴計測装置。 The magnetic resonance measuring apparatus according to claim 8, wherein the static magnetic field has an intensity of 1 mT (millitesla) or less.

更に、前記筒状部材の外部に、勾配磁場を発生する勾配磁場コイルを有し、計測対象物の画像を描画することを特徴とする請求項８記載の磁気共鳴計測装置。 The magnetic resonance measurement apparatus according to claim 8, further comprising a gradient magnetic field coil that generates a gradient magnetic field outside the cylindrical member, and draws an image of the measurement object.

計測対象物挿入用の凹部と、内部に前記凹部を囲むように設けられた検出コイルを有するクライオスタットを用い、
前記凹部に計測対象物を挿入し、前記計測対象物が検出コイルによって囲まれる平面を貫くように配置された状態で、磁気信号を検出することを特徴する磁気信号検出方法。 Using a cryostat having a recess for inserting a measurement object and a detection coil provided to surround the recess inside,
A magnetic signal detection method, comprising: inserting a measurement object into the recess, and detecting a magnetic signal in a state where the measurement object is disposed so as to penetrate a plane surrounded by a detection coil.