RU2797350C1 - Film sensor for non-invasive registration of magnetic field in a biological object - Google Patents

Abstract

FIELD: medical devices.

SUBSTANCE: film sensor of a weak magnetic field for non-invasive registration of a magnetic field in a biological object contains a sapphire dielectric substrate, a magnetically sensitive element placed between two magnetic field concentrators, which are made of a superconducting heteroepitaxial layer of niobium, Nb HEL. In this case, the resistive state in the magnetically sensitive element is realized due to the violation of the edge magnetic barrier and the passage of magnetic vortices in the superconducting magnetically sensitive element.

EFFECT: providing the possibility of registering the magnetic field of biological objects of small geometric dimensions.

1 cl, 1 dwg, 4 tbl

Description

Область техники, к которой относится изобретение.The field of technology to which the invention belongs.

Изобретение относится к области медицины, в частности, к устройствам для неинвазивной регистрации, контроля состояния тканей биологических объектов. Принцип работы датчика относится к криоэлектронике, в частности, к области создания тонкопленочных криогенных устройств на сверхпроводниках. Изобретение может найти широкое применение как в ортопедии, в частности, в регистрации и диагностике состояния тканей при остеоартрите (OA), так и в диагностике онкологии, активности сердца.The invention relates to the field of medicine, in particular, to devices for non-invasive registration, control of the state of tissues of biological objects. The principle of operation of the sensor refers to cryoelectronics, in particular, to the field of creating thin-film cryogenic devices based on superconductors. The invention can be widely used both in orthopedics, in particular, in recording and diagnosing the state of tissues in osteoarthritis (OA), and in diagnosing oncology, heart activity.

Уровень техники.The level of technology.

Следует отметить, что разработки в сфере «Нанотехнологий в ортопедии» пока находятся в начальной стадии, однако уже существуют новые исследования, результаты которых перспективны для применения в медицине. Они остро востребованы в направлении «диагностики и терапии остеоартрита суставов». На сегодняшний день этой болезнью страдают более пятисот миллионов человек в мире, и, видимо, это число с годами не будет уменьшаться, а наоборот, будет увеличиваться, ввиду сложной экологической ситуации на планете [1-3].It should be noted that the developments in the field of "Nanotechnologies in Orthopedics" are still at an early stage, but there are already new studies, the results of which are promising for application in medicine. They are in great demand in the direction of "diagnosis and therapy of osteoarthritis of the joints." Today, more than five hundred million people in the world suffer from this disease, and, apparently, this number will not decrease over the years, but, on the contrary, will increase, due to the difficult environmental situation on the planet [1-3].

В настоящее время для правильного фармакологического вмешательства необходимым является определение, идентификация и количественная оценка раннего OA, а также отслеживание эффективности применяемых методов лечения. Следовательно, раннее выявление и точная визуализация, например, дегенерации хряща и других изменений синовиального сустава имеют решающее значение для надлежащего лечения OA.Currently, for the correct pharmacological intervention, it is necessary to determine, identify and quantify early OA, as well as tracking the effectiveness of the applied treatments. Therefore, early detection and accurate visualization of, for example, cartilage degeneration and other synovial joint changes are critical for proper management of OA.

Наиболее передовой метод диагностики - компьютерная томография (КТ) - может только косвенно оценить дегенерацию хряща путем трехмерного наблюдения сужения суставной щели, которое является признаком поздней стадии OA [4, 5]. Для прямой визуализации OA в КТ используют контрастное вещество путем непосредственной инъекции его в суставную щель хрящевой ткани (3D in vivo), хотя этот инвазивный подход не всегда является приемлемым.The most advanced diagnostic modality, computed tomography (CT), can only indirectly assess cartilage degeneration through three-dimensional observation of joint space narrowing, which is a hallmark of advanced OA [4, 5]. For direct visualization of OA in CT, a contrast agent is used by direct injection of it into the joint space of the cartilage tissue (3D in vivo), although this invasive approach is not always acceptable.

Кроме того, разрабатываются новые контрастные вещества для улучшения визуализации хрящевой ткани с помощью магнитно-резонансной томографии (МРТ), что позволяет выявить ее структурные изменения [6]. В этом направлении наиболее успешным считается применение магнитных частиц (МЧ) и магнитных наночастиц (МНЧ) на основе железа или его оксидов, так называемые SPIONs, в частности, как многофункциональные агенты, поскольку в них сочетаются терапевтические и диагностические свойства [7].In addition, new contrast agents are being developed to improve the visualization of cartilage tissue using magnetic resonance imaging (MRI), which makes it possible to identify its structural changes [6]. In this direction, the most successful is the use of magnetic particles (MPs) and magnetic nanoparticles (MNPs) based on iron or its oxides, the so-called SPIONs, in particular, as multifunctional agents, since they combine therapeutic and diagnostic properties [7].

Общими недостатками диагностических методов на основе КТ и МРТ являются большие массогабаритные размеры соответствующих установок, отсутствие у них мобильности и высокая цена, а также инвазивная лучевая нагрузка на объект обследования, что подразумевает определенную степень опасности для здоровья.General disadvantages of diagnostic methods based on CT and MRI are the large weight and size dimensions of the respective devices, their lack of mobility and high price, as well as invasive radiation exposure to the object of examination, which implies a certain degree of health hazard.

Известен результат контроля терапии OA с применением МНЧ. Суспендированный в синовиальной жидкости с концентрацией 0-0,2 мас. % SPIONs инъекцию нагруженной лекарственными препаратами вводили в хрящевые ткани крыс и проводили анализ тканей с помощью высокочувствительной электронно-парамагнитно-резонансной спектроскопии (ЭПР) [8]. После 14 дней с начала опыта спектроскопия показала большее удерживание магнитных наночастиц у старых 15-месячных крыс по сравнению с молодыми 5- и 10-месячными крысами, что позволяет предположить влияние возраста на эффективность удерживания лекарственных препаратов в суставе. Этот результат является явным примером возможности неинвазивной диагностики состояния хрящевой ткани с использованием SPIONs и методики неинвазивной магнитометрии.The result of monitoring OA therapy using MNPs is known. Suspended in synovial fluid with a concentration of 0-0.2 wt. % SPIONs injection loaded with drugs was injected into the cartilage tissues of rats and the tissues were analyzed using highly sensitive electron paramagnetic resonance spectroscopy (EPR) [8]. After 14 days from the start of the experiment, spectroscopy showed greater retention of magnetic nanoparticles in old 15-month-old rats compared to young 5- and 10-month-old rats, which suggests the effect of age on the efficiency of drug retention in the joint. This result is a clear example of the possibility of non-invasive diagnosis of the state of cartilage using SPIONs and non-invasive magnetometry.

Однако недостатком данного метода является то, что опытные животные выводятся из эксперимента различными способами для того, чтобы после умерщвления животных забрать часть ткани для ЭПР спектроскопии. Очевидно, что такой подход оценки эффективности лечения или диагностики для медицинской практики не приемлем.However, the disadvantage of this method is that experimental animals are removed from the experiment in various ways in order to take part of the tissue for EPR spectroscopy after killing the animals. It is obvious that such an approach to assessing the effectiveness of treatment or diagnosis for medical practice is not acceptable.

Несомненно, неинвазивный контроль МЧ и МНЧ, в том числе SPIONs, в биологическом объекте является актуальной задачей, поскольку она позволит оценить эффективности примененных методов диагностики и терапии, т.е. тераностики различных заболеваний, в частности OA и онкологии. Техническое исполнение указанного контроля связано с разработкой сверхчувствительных датчиков магнитного поля (ДМП).Undoubtedly, the noninvasive control of MNPs and MNPs, including SPIONs, in a biological object is an urgent task, since it will allow evaluating the effectiveness of the applied methods of diagnostics and therapy, i.e. theranostics of various diseases, in particular OA and oncology. The technical implementation of this control is associated with the development of ultrasensitive magnetic field sensors (DMF).

Известен ДМП, содержащий диэлектрическую подложку, сверхпроводящую пленку в виде меандра из пленки высокотемпературного сверхпроводящего (ВТСП) материала на основе системы Y-Ba-Cu-O [9]. Недостатками данного датчика являются большие габаритные размеры магниточувствительного элемента (МЧЭ) - 10 мм × 20 мм × 0,28 мкм, площадь чувствительного элемента А=200 мм², сравнительно небольшая критическая температуру Т_с~90 К и рабочая температура Т, близкая к Т_с, и равная температуре жидкого азота T≈77 К. Это вызывает повышение плотности нежелательного электрического шума и, соответственно, увеличение пороговой чувствительности по магнитному полю 5B и пороговой чувствительности по магнитному потоку δФ, т.е. приводит к ухудшению их чувствительности по магнитному полю и по магнитному потоку. Для данного датчика были реализованы: δZ≈10 нТл и δФ=δВ×А≈1000Ф₀, где Ф₀≈2×10^-15 Вб - квант магнитного потока.Known DMT containing a dielectric substrate, a superconducting film in the form of a meander from a film of high-temperature superconducting (HTSC) material based on the Y-Ba-Cu-O system [9]. The disadvantages of this sensor are the large overall dimensions of the magnetically sensitive element (MSE) - 10 mm × 20 mm × 0.28 μm, the area of the sensitive element A=200 mm ² , the relatively low critical temperature T _c ~90 K and the operating temperature T, close to T _s , and equal to the temperature of liquid nitrogen T≈77 K. This causes an increase in the density of unwanted electrical noise and, accordingly, an increase in the threshold sensitivity for the magnetic field 5V and the threshold sensitivity for the magnetic flux δF, i.e. leads to a deterioration in their sensitivity to the magnetic field and magnetic flux. For this sensor were implemented: δZ≈10 nT and δФ=δВ×А≈1000Ф ₀ , where Ф ₀ ≈2×10 ^-15 Wb - magnetic flux quantum.

Обычно керамический ВТСП материал является джозефсоновской средой, которая чувствительно реагирует на магнитный поток. Для такого типа ДМП уменьшение δВ возможно за счет увеличения площади чувствительного элемента A, то есть:Typically, the HTS ceramic material is a Josephson medium that is sensitive to magnetic flux. For this type of DMF, a decrease in δB is possible due to an increase in the area of the sensitive element A, that is:

Следовательно, большинство ДМП чувствительны к магнитному потоку, в том числе, наиболее чувствительные датчики типа СКВИД (сверхпроводящие квантовые интерференционные датчики), имеют минимальный δФ, обусловленный физическим явлением, на котором они основаны. Поэтому для уменьшения δВ, требуется увеличение площади приемной части ДМП А или использование трансформатора магнитного потока (ТМП). При этом, приемные антенны ТМП из-за своих больших площадей собирают магнитный поток и направляют его на маленькую площадь МЧЭ. Такой подход коррелируется с повышением A в (1) и уменьшением δВ, но, с другой стороны, большая площадь ТМП ухудшает пространственную разрешающую способность ДМП. Как правило общая площадь антенн ТМП на несколько порядков больше, чем размеры МЧЭ. Например, одна система СКВИД+ТМП с площадью ~20 мм² позволяет неинвазивно фиксировать в мозге человека источник магнитного поля с пространственным размером 3-4 мм [10, 11]. Однако использование многочисленных СКВИД, расположенных на определенной площади позволяют значительно уменьшить пространственное разрешение в головном шлеме при проведении магнитоэнцефалографии. Такой подход применяется в магнитоэнцефалографе типа Elekta Neuromag MEG, который содержит 306 СКВИД [12].Consequently, most DMFs are sensitive to magnetic flux, including the most sensitive sensors such as SQUID (superconducting quantum interference sensors), have a minimum δF due to the physical phenomenon on which they are based. Therefore, to reduce δB, it is required to increase the area of the receiving part of the DMF A or use a magnetic flux transformer (MFT). At the same time, the TMF receiving antennas, due to their large areas, collect the magnetic flux and direct it to a small area of the MSE. This approach correlates with an increase in A in (1) and a decrease in δB, but, on the other hand, a large area of the TMT worsens the spatial resolution of the DMT. As a rule, the total area of TMT antennas is several orders of magnitude larger than the dimensions of the MSE. For example, one SQUID+TMP system with an area of ~20 ^mm2 makes it possible to noninvasively fix a magnetic field source with a spatial size of 3–4 mm in the human brain [10, 11]. However, the use of numerous SQUIDs located on a certain area can significantly reduce the spatial resolution in the head helmet during magnetoencephalography. This approach is used in the Elekta Neuromag MEG magnetoencephalograph, which contains 306 SQUIDs [12].

Известно, что с увеличением количества ДМП, в том числе СКВИД, уменьшается доверительный объем δV, в котором регистрируется магнитное поле, то есть улучшается пространственное разрешение. Одновременно с этим, система, где собраны многочисленные ДМП должна иметь площадь сопоставимую или превышающую площадь исследуемого объекта. Например, расчеты показали, что система, содержащая 37 канальных СКВИД, которые расположены по окружности радиусом 18,3 мм, позволяет фиксировать δV≈0,15 мм³. Однако реальные измерения с помощью 64 канальных СКВИД на расстоянии 5 мм позволили зарегистрировать δV≈0,35 мм³ в мозге крысы [13]. При этом СКВИД, расположенные на площади А=40 мм × 40 мм, работали в градиентном режиме с уровнем шума 30 (фТл/см)/Гц^1/2. В среднем, одна приемная антенна ТМП СКВИД имела площадь А~25 мм². Оценка минимального магнитного потока, приходящегося на один СКВИД составляет: δФ≈30⋅10¹⁵⋅25⋅10^-6/2⋅10^-15≈4⋅10^-4Ф₀.It is known that with an increase in the number of DMFs, including SQUIDs, the confidence volume δV in which the magnetic field is recorded decreases, i.e., the spatial resolution improves. At the same time, the system where numerous DMFs are collected must have an area comparable to or greater than the area of the object under study. For example, calculations have shown that a system containing 37 channel SQUIDs, which are located around a circle with a radius of 18.3 mm, allows fixing δV≈0.15 mm ³ . However, real measurements using 64 channel SQUID at a distance of 5 mm made it possible to register δV≈0.35 mm ³ in the rat brain [13]. At the same time, SQUIDs located on the area A=40 mm × 40 mm operated in a gradient mode with a noise level of 30 (fT/cm)/Hz ^1/2 . On average, one TMP SQUID receiving antenna had an area of A~25 mm ² . The estimate of the minimum magnetic flux per one SQUID is: δФ≈30⋅10 ¹⁵ ⋅25⋅10 ^-6 /2⋅10 ^-15 ≈4⋅10 ^-4 Ф ₀ .

Известны комбинированные датчики магнитного поля (КДМП), в которых площади приемных антенн имеют высокие значения А~5 мм × 5 мм [14, 15]. За счет этого, согласно (1) снижено значение δВ. Для разных типов КДМП общим является то, что в качестве МЧЭ служит одна из структур спинтроники, например, пленка пермаллоя, обеспечивающая эффект гигантского магнитосопротивления (ГМС), а в качестве ТМП - сверхпроводящее пленочное кольцо. Относительная магниточувствительность определяется, как:Combined magnetic field sensors (CMFS) are known, in which the areas of receiving antennas have high values of A ~ 5 mm × 5 mm [14, 15]. Due to this, according to (1), the value of δВ is reduced. For different types of QDMT, one of the structures of spintronics, for example, a permalloy film, which provides the effect of giant magnetoresistance (GMR), serves as the MSE, and a superconducting film ring serves as the TMT. Relative magnetosensitivity is defined as:

где ΔR=R-R₀, R₀ - сопротивление при отсутствии магнитного поля (B=0), R - сопротивление в магнитном поле при B≠0, ΔВ - изменение магнитного поля.where ΔR=RR ₀ , R ₀ is the resistance in the absence of a magnetic field (B=0), R is the resistance in a magnetic field at B≠0, ΔB is the change in the magnetic field.

Обычно для структур спинтроники магнитная чувствительность невелика S_B≤10%/мТл, поэтому для ее увеличения используют концентратор магнитного поля (КМП). Отметим, что ТМП и КМП имеют схожую конструкцию и назначение, но ТМП применяются в элементах, чувствительных к магнитному потоку (например, в керамических ВТСП материалы, СКВИД), а КМП - применяются в элементах, чувствительных к магнитному полю (например, в структурах на эффекте гигантского магнитосопротивления (ГМС)), спинтроники и структурах, работающих на эффекте Холла).Typically, for spintronic structures, the magnetic sensitivity is low S _B ≤10%/mT, so a magnetic field concentrator (MCF) is used to increase it. Note that TMT and CMT have a similar design and purpose, but TMT is used in elements that are sensitive to magnetic flux (for example, in ceramic HTSC materials, SQUID), and CMF is used in elements that are sensitive to a magnetic field (for example, in structures based on giant magnetoresistance effect (GMR), spintronics and Hall effect structures).

Значение минимального магнитного потока δФ, которое приходится на один КДМП, имеет такой же или больший порядок, как значение δФ для ДМП на основе керамических ВТСП материалов, и значительно больший, относительно СКВИД. В наноструктурированом КДМП одновременно можно уменьшать в несколько раз δB и площадь антенны, и значение δФ, например, до 2 мм × 2 мм, но их порядки остаются такими же как в случае не наноструктурированного КДМП [16].The value of the minimum magnetic flux δF, which falls on one CDMT, is of the same or higher order as the value of δF for a DCMT based on ceramic HTSC materials, and is much larger relative to SQUID. In a nanostructured QDMT, it is possible to simultaneously reduce δB and the antenna area and the value of δF by several times, for example, to 2 mm × 2 mm, but their orders remain the same as in the case of a non-nanostructured QDMT [16].

Для регистрации локального магнитного поля дипольного типа, исходящее из биологического объекта или из скопления (кластера) магнитных частиц, находящихся в нем, требуется, чтобы ДМП имел высокую магниточувствительность S_B и низкие габаритные размеры. В этом случае становиться возможным размещать множество ДМП на небольшой площади, например, при проведении магнитоэнцефалографии. Это позволяет фиксировать источники, имеющие небольшие пространственные размеры (объемы), из которых генерируются слабые значения магнитного поля В.To register a local dipole-type magnetic field emanating from a biological object or from an accumulation (cluster) of magnetic particles in it, it is required that the DMF has a high magnetic sensitivity S _B and low overall dimensions. In this case, it becomes possible to place a plurality of DMPs in a small area, for example, when performing magnetoencephalography. This makes it possible to fix sources that have small spatial dimensions (volumes), from which weak values of the magnetic field B are generated.

В известном техническом решении МЧЭ является гэтероэпитаксиальный слой ниобия (ГЭС Nb), в котором реализуется краевой магнитный барьер Бина-Ливингстона [17]. МЧЭ имеет δB~0,4 нТл и с учетом всех размеров ГЭС Nb общая площадь МЧЭ~2 мм × 2 мм. Очевидно, что высокие значения площади данного типа МЧЭ не позволяют их расположить плотно на ограниченной площади для регистрации минимальных размеров источника магнитного поля.In the well-known technical solution, the MSE is a niobium heteroepitaxial layer (HES Nb), in which the Bean-Livingston edge magnetic barrier is realized [17]. The MSE has δB~0.4 nT and, taking into account all sizes of the Nb HES, the total area of the MSE is ~2 mm × 2 mm. Obviously, the high values of the area of this type of MSE do not allow them to be densely located on a limited area for recording the minimum dimensions of the magnetic field source.

Известен сверхпроводниковый пленочный датчик слабого магнитного поля, содержащий диэлектрическую подложку из оксида магния, на которой нанесены пленки из керамического ВТСП материала системы Bi-2223, служащие МЧЭ и ТМП, при котором магниточувствительный элемент помещен между трансформаторами магнитного потока, а все части датчика расположены планарно на одной плоскости подложки [18]. Такой датчик, включающий ТМП имеет большую площадь ~27 мм², высокие показатели δВ~0,5 нТл и δФ~5 Ф₀. Низкий диапазон измерения 1 мкТл - 0,5 нТл (≤65 дБ) обусловлен низким значением плотности критического тока J_c≤10⁶ А/м² в керамических ВТСП материалах.A superconducting film sensor of a weak magnetic field is known, containing a dielectric substrate of magnesium oxide, on which films of ceramic HTSC material of the Bi-2223 system are deposited, serving as MSE and TMT, in which the magnetically sensitive element is placed between the magnetic flux transformers, and all parts of the sensor are arranged planarly on one plane of the substrate [18]. Such a sensor, including TMT, has a large area ~27 mm ² , high rates δV~0.5 nT and δF~5 F ₀ . The low measurement range of 1 μT - 0.5 nT (≤65 dB) is due to the low value of the critical current density J _c ≤10 ⁶ A/m ² in HTS ceramic materials.

Очевидно, что расположение многочисленных датчиков данного типа в ограниченной площади, например, для проведения магнитоэнцефалографии не представляется возможным.Obviously, the location of numerous sensors of this type in a limited area, for example, for carrying out magnetoencephalography is not possible.

Раскрытие изобретения.Disclosure of the invention.

Общими недостатками рассмотренных датчиков магнитного поля являются: большая площадь их МЧЭ, и из-за этого все известные решения не позволяют решить проблему регистрации данных с биологических объектов малых размеров, например, меньше 3 мм, генерирующих слабые магнитные поля, в частности, меньше 0,1 нТл. Действительно, чем меньше размеры биологического объекта и далеко он находится от МЧЭ, тем меньше доли магнитного потока, генерируемого объектом, попадают на датчик, и соответственно полезный сигнал будет маленьким. Для увеличения последнего, следует уменьшить расстояние l между биологическим объектом и МЧЭ, т.е. расстояние залегания, или увеличить магниточувствительность МЧЭ, т.е. уменьшать его δВ и δФ. В биологическом объекте большого объема для точного определения геометрических размеров его локальной части, где генерируется магнитное поле, необходимо применять большое количество ДМП. Для этого, на ограниченное площади следует разместить максимальное число ДМП. Например, головной шлем магнитоэнцефалографа Elekta Neuromag MEG, проводящий контроль активности головного мозга человека, содержит 306 ДМП типа СКВИД [12].The general disadvantages of the considered magnetic field sensors are: a large area of their MSE, and because of this, all known solutions do not allow solving the problem of recording data from small biological objects, for example, less than 3 mm, generating weak magnetic fields, in particular, less than 0, 1 nT. Indeed, the smaller the size of a biological object and the farther away it is from the MSE, the smaller the fraction of the magnetic flux generated by the object gets to the sensor, and, accordingly, the useful signal will be small. To increase the latter, one should decrease the distance l between the biological object and the MSE, i.e. the distance of occurrence, or to increase the magnetosensitivity of the MSE, i.e. reduce its δV and δF. In a biological object of a large volume, to accurately determine the geometric dimensions of its local part, where a magnetic field is generated, it is necessary to use a large amount of DMF. To do this, the maximum number of DMP should be placed on a limited area. For example, the head helmet of the Elekta Neuromag MEG magnetoencephalograph, which monitors the activity of the human brain, contains 306 DMPs of the SQUID type [12].

Техническая проблема, на решение которой направлено заявляемое изобретение, заключается в преодолении недостатков, присущих аналогам технического решения, а именно в преодолении проблемы уменьшения геометрических размеров магниточувствительных элементов, что в результате ведет к необходимости разработки нового типа магниточувствительных датчиков и устройств на основе других материалов и на другом принципе работы, позволяющих проводить регистрацию слабых магнитных полей и имеющих уменьшенные геометрические размеры, что в совокупности позволит проводить исследования и воздействия в биологических объектах.The technical problem to be solved by the claimed invention is to overcome the disadvantages inherent in analogues of the technical solution, namely, to overcome the problem of reducing the geometric dimensions of magnetically sensitive elements, which as a result leads to the need to develop a new type of magnetically sensitive sensors and devices based on other materials and on another principle of operation, allowing the registration of weak magnetic fields and having reduced geometric dimensions, which together will make it possible to conduct research and influence in biological objects.

Технический результат, достигаемый при использовании заявляемого изобретения, обеспечение возможности регистрации магнитного поля биологических объектов малых геометрических размеров.The technical result achieved by using the claimed invention is the possibility of registering the magnetic field of biological objects of small geometric dimensions.

Технический результат достигается за счет того, что пленочный датчик для неинвазивной регистрации магнитного поля в биологическом объекте содержит диэлектрическую подложку из сапфира, магниточувствительный элемент, помещенный между двумя пленочными концентраторами магнитного поля, которые выполнены из одного то же керамического пленочного высокотемпературного сверхпроводящего материала, при этом магниточувствительный элемент и концентраторы магнитного поля выполнены из сверхпроводящего гетероэпитаксиального слоя ниобия, ГЭС Nb. The technical result is achieved due to the fact that the film sensor for non-invasive registration of a magnetic field in a biological object contains a sapphire dielectric substrate, a magnetically sensitive element placed between two film magnetic field concentrators, which are made of the same ceramic film high-temperature superconducting material, while magnetically sensitive the element and magnetic field concentrators are made of a superconducting heteroepitaxial layer of niobium, HES Nb.

Для реализации решения выполняются следующие шаги:The following steps are taken to implement the solution:

- на монокристаллической подложке из сапфира (окись Al₂O₃) при высоком вакууме (≤10^-7 Тор) путем электронно-лучевой эпитаксии формируется пленка ниобия, так называемый гетероэпитаксиальный слой ниобия (ГЭС Nb);- on a single-crystal sapphire substrate (Al ₂ O ₃ oxide) under high vacuum (≤10 ^-7 Torr), a niobium film is formed by electron beam epitaxy, the so-called heteroepitaxial niobium layer (HES Nb);

- методом фотолитографии создаются нужные топологические формы МЧЭ и КМП;- the necessary topological forms of MSE and CMF are created by the method of photolithography;

- определяются сверхпроводящие свойства и другие параметры полученной структуры, в частности: плотность критического тока, критическая температура, геометрические размеры МЧЭ и КМП.- superconducting properties and other parameters of the resulting structure are determined, in particular: critical current density, critical temperature, geometric dimensions of the MCE and CMF.

В сверхпроводниковом пленочном датчике слабого магнитного поля резистивное состояние реализуется за счет нарушения краевого магнитного барьера и прохождения магнитных вихрей в сверхпроводящем магниточувствительном элементе. При этом плотность критического тока (J_c≥10¹⁰ А/м²) для ГЭС Nb на несколько порядков больше, чем в керамической пленке ВТСП материала (J_c≤10⁶ А/м²) [18], что обеспечивает широкий диапазон измерения магнитного поля.In a superconducting film sensor of a weak magnetic field, the resistive state is realized due to the violation of the edge magnetic barrier and the passage of magnetic vortices in the superconducting magnetically sensitive element. At the same time, the critical current density (J _c ≥10 ¹⁰ A/m ² ) for Nb HES is several orders of magnitude higher than in the ceramic film of HTSC material (J _c ≤ 10 ⁶ A/m ² ) [18], which provides a wide measurement range magnetic field.

Краткое описание чертежаBrief description of the drawing

Изобретение поясняется чертежом, где на фиг. 1 представлена схема предложенного технического решения, на которой область суженных частей КМП и МЧЭ выделена кругом (размерные соотношения не соблюдены).The invention is illustrated by the drawing, where in Fig. 1 shows a diagram of the proposed technical solution, in which the area of the narrowed parts of the ILC and MCE is highlighted in a circle (dimensional ratios are not observed).

На фиг. 1 приняты следующие обозначения: 1 - подложка из сапфира (монокристаллическая подложка из Al₂O₃), площадь - 3 мм × 3 мм, толщина - 0,3 мм; 2 - КМП; 3 - активные полосы КМП, суженная часть которых имеет длину l_s=100 мкм и ширину w_s=5 мкм; 4 - МЧЭ длиной 2 мм и с протяженностью и шириной берегов 2 мм и 0,2 мм, соответственно; 5 - контактные площадки для подключения измерительных и токовых зондов, 6 - зазор между суженными частями КМП и МЧЭ шириной w_a=2 мкм и длиной l_a=100 мкм, который является поверхность подложки; 7 - суженная часть 4 имеет длину l₀=100 мкм и ширину w₀=5 мкм; критический ток Ic~6 мА в жидком гелии при температуре T≈4,2 K и отсутствии внешнего магнитного поля. Методом фотолитографии КМП и МЧЭ сформированы из одной целой ГЭС Nb имеют одинаковые Т_с≈9,1 K и толщины d~30 нм, и имеют планарное расположение на подложке.In FIG. 1, the following designations are adopted: 1 - sapphire substrate (single-crystal Al ₂ O ₃ substrate), area - 3 mm × 3 mm, thickness - 0.3 mm; 2 - ILC; 3 - active bands of CMF, the narrowed part of which has a length l _s =100 μm and a width w _s =5 μm; 4 - MSE 2 mm long and with a length and width of coasts of 2 mm and 0.2 mm, respectively; 5 - contact pads for connecting measuring and current probes, 6 - gap between the narrowed parts of the CMP and MCE with a width w _a =2 μm and a length l _a =100 μm, which is the surface of the substrate; 7 - narrowed part 4 has a length l ₀ =100 μm and a width w ₀ =5 μm; critical current Ic~6 mA in liquid helium at temperature T≈4.2 K and absence of external magnetic field. Using the photolithography method, CMF and MSE are formed from one whole Nb HES and have the same T _c ≈9.1 K and thickness d~30 nm, and have a planar arrangement on the substrate.

Кроме того, изобретение поясняется таблицами, где в таблице 1 приведены размерные параметры КМП и МЧЭ, а также коэффициент концентрации магнитного поля в ДМП, в таблице 2 представлены характерные параметры в рабочем режиме предлагаемого пленочного датчика магнитного поля, в таблице 3 - параметры магнитных частиц и максимальное расстояние их обнаружения при С =0,01 мг/мл и δB≈1 пТл, в таблице 4 - параметры магнитных частиц и максимальное расстояние их обнаружения при С=1 мг/мл и δB≈1 пТл.In addition, the invention is illustrated by tables, where table 1 shows the dimensional parameters of the CMF and MCE, as well as the magnetic field concentration coefficient in the DMF, table 2 shows the characteristic parameters in the operating mode of the proposed film magnetic field sensor, table 3 shows the parameters of magnetic particles and the maximum distance of their detection at C = 0.01 mg/ml and δB≈1 pT, in table 4 - the parameters of magnetic particles and the maximum distance of their detection at C=1 mg/ml and δB≈1 pT.

Осуществление изобретения. Implementation of the invention .

После указания физического механизма приводим механизм работы на биологическом объекте.After indicating the physical mechanism, we present the mechanism of work on a biological object.

Предлагаемый резистивный МЧЭ основан на преодолении краевого магнитного барьера внешним измеряемым магнитным полем и образованием резистивности в сверхпроводящей пленке. Отметим, что краевой магнитный барьер реагирует на перпендикулярное магнитное поле относительно плоскости ГЭС Nb. При одновременном действии внешнего магнитного поля и магнитного поля транспортного тока, магнитные вихри Абрикосова преодолевают краевой магнитный барьер Бина-Ливингстона. При этом, магнитные вихри Абрикосова проходят со стороны одного края через пленку до второго края, где они аннигилируются. Это относится к однополярным магнитным вихрям, а в случае противополярных магнитных вихрей (например, магнитные вихри, созданные транспортным током), заходящих с двух сторон внутрь пленки и двигаясь к середине пленки, где происходит их аннигиляция. Движение магнитных вихрей в пленке индуцирует напряжение на пленке, которое легко контролируется.The proposed resistive MSE is based on overcoming the edge magnetic barrier by an external measured magnetic field and the formation of resistivity in a superconducting film. Note that the edge magnetic barrier responds to a magnetic field perpendicular to the Nb HES plane. With the simultaneous action of an external magnetic field and a magnetic field of the transport current, Abrikosov's magnetic vortices overcome the Bean-Livingston edge magnetic barrier. In this case, Abrikosov's magnetic vortices pass from one edge through the film to the second edge, where they are annihilated. This applies to unipolar magnetic vortices, and in the case of antipolar magnetic vortices (for example, magnetic vortices created by a transport current), they penetrate inside the film from both sides and move to the middle of the film, where they annihilate. The movement of magnetic vortices in the film induces a voltage on the film, which is easily controlled.

При вязком движении магнитных вихрей Абрикосова на пленке падает напряжение U:During the viscous motion of magnetic Abrikosov vortices, the voltage U drops on the film:

где R - сопротивление пленки, I - измерительный ток, I_c - критический ток пленки.where R is the resistance of the film, I is the measuring current, I _c is the critical current of the film.

Считается, что при I≤I_c величина U=0, а при I>I_c - U>0, т.е. R>0. Согласно (3) магниточувствительность S_U=dU/dB пленки определяется зависимостями I_c(B) и R(B). Чем больше наклоны α=dI_c/dB и β=dR/dB, соответственно кривых I_c(В) и R(B), тем больше S_U пленки.It is believed that at I≤I _c the value U=0, and at I>I _c - U>0, i.e. R>0. According to (3), the magnetic sensitivity S _U =dU/dB of the film is determined by the dependences I _c (B) and R(B). The greater the slopes α=dI _c /dB and β=dR/dB, respectively, of the curves I _c (B) and R(B), the greater the S _U of the film.

Известно, что при механизме краевого магнитного барьера в широких пленках (w>>λ_⊥, где w - ширина пленки, λ_⊥=2λ²/d - эффективная глубина проникновения перпендикулярного магнитного поля, λ=50 нм - глубина проникновения магнитного поля в массивном материале ниобия вблизи В≈0 реализует максимальное значение [18]):It is known that with the mechanism of the edge magnetic barrier in wide films (w>>λ _⊥ , where w is the film width, λ _⊥ =2λ ² /d is the effective penetration depth of the perpendicular magnetic field, λ=50 nm is the penetration depth of the magnetic field in a massive niobium material near В≈0 realizes the maximum value [18]):

где μ₀=4π⋅10^-7 Гн/м - магнитная постоянная.where μ ₀ =4π⋅10 ^-7 H/m is the magnetic constant.

В ГЭС Nb реализуется резистивный механизм, обусловленный существованием краевого магнитного барьера [19]. Аналогичные ГЭС Nb используются в настоящем техническом решение, они являются широкими пленками так, как для них выполняется условие

и в них реализуется также резистивный механизм, обусловленный существованием краевого магнитного барьера. На диэлектрической подложке из сапфира (Al₂O₃) с ориентацией (1012) пленка Nb наносится из молекулярных пучков в сверхвысоком вакууме. Осаждение осуществляется на нагреваемую подложку при температуре 1170 К. Толщина пленки имеет значение d~30 нм. Пленка Nb, т.е. ГЭС Nb имеет структуру, близкую к монокристаллической. При T≈4,2 K, критическом токе I_c≈10 мА и измерительном токе I-I_c≈1 мА, и достигаются значения для α~10 А/Тл и S_U~10 кВ/Тл. В S_U учитывалось только значение а так, как имеет место α>>β. При этом режим работы подбирается таким образом, чтобы рассеиваемая мощность была менее Р≤0,1 мВт. Минимальное магнитное поле 55 регистрируемое датчиком:In the Nb HES, a resistive mechanism is implemented due to the existence of an edge magnetic barrier [19]. Similar HES Nb are used in this technical solution, they are wide films, as the condition is fulfilled for them

and they also implement a resistive mechanism due to the existence of an edge magnetic barrier. On a sapphire (Al ₂ O ₃ ) dielectric substrate with (1012) orientation, a Nb film is deposited from molecular beams in ultrahigh vacuum. The deposition is carried out on a heated substrate at a temperature of 1170 K. The film thickness is d~30 nm. Nb film, i.e. HES Nb has a structure close to single-crystal. At T≈4.2 K, critical current I _c ≈10 mA and measuring current II _c ≈1 mA, and values for α~10 A/T and S _U ~10 kV/T are achieved. In S _U, only the value of a was taken into account, as α>>β takes place. In this case, the operating mode is selected in such a way that the dissipated power is less than Р≤0.1 mW. Minimum magnetic field 55 registered by the sensor:

где δU - минимальный полезный сигнал (напряжение) выше уровня шума, фиксируемый измерительной аппаратурой; F - фактор умножения магнитного поля, т.е. коэффициент концентрации магнитного поля на МЧЭ. Очевидно, что если отсутствует КМП, тогда F=1. Выражение (3) позволяет определить порядок δВ. Для МЧЭ при T=4,2 K тепловые и иные шумы значительно ниже 10 нВ, поэтому допустимый минимальный полезный сигнал можно считать δU=10 нВ. Известно, что фактор умножения определяется приблизительно [20]:where δU is the minimum useful signal (voltage) above the noise level, fixed by the measuring equipment; F is the magnetic field multiplication factor, i.e. magnetic field concentration coefficient on the MSE. Obviously, if there is no ILC, then F=1. Expression (3) allows us to determine the order of δB. For MSE at T=4.2 K, thermal and other noises are much lower than 10 nV, so the permissible minimum useful signal can be considered δU=10 nV. It is known that the multiplication factor is determined approximately [20]:

где D_A - средний диаметр антенны КМП, w_s - ширина активной полосы КМП. w_a - ширина между ближайшими краями КМП и МЧЭ, w₀ - ширина узкой части МЧЭ. В D_A≈2 мм считается суммарный диаметр обеих антенн приближенных форме кольца.where D _A is the average diameter of the ILC antenna, w _s is the width of the ILC active band. w _a - the width between the nearest edges of the CMF and the MSE, w ₀ - the width of the narrow part of the MSE. In D _A ≈2 mm, the total diameter of both antennas is considered to be approximate in the shape of a ring.

В таблице 1 приведены размерные параметры КМП и МЧЭ, а также коэффициент концентрации магнитного поля в ДМП. Здесь: d - толщина ГЭС Nb; w_s - ширина суженной части КМП; w_a - ширина зазора между КМП и МЧЭ; w₀ - ширина суженной части МЧЭ; l_s - длина суженной части КМП; l_a - длина зазора между КМП и МЧЭ; l₀ - длина суженной части МЧЭ; D_A - усредненный диаметр колец КМП; w_A - ширина не суженной части колец КМП; А - общая площадь КМП и МЧЭ; λ_⊥ - глубина проникновения магнитного поля перпендикулярно плоскости пленки, определена согласно λ_⊥=2λ²/d; F - коэффициент концентрации магнитного поля на суженной части магниточувствительного элемента, определен согласно (6).Table 1 shows the dimensional parameters of the CMF and MSE, as well as the magnetic field concentration factor in the DMF. Here: d is the thickness of the HES Nb; w _s - width of the narrowed part of the ILC; w _a - the width of the gap between the CMP and the MCE; w ₀ - width of the narrowed part of the MCE; l _s - the length of the narrowed part of the ILC; l _a - the length of the gap between the CMP and the MCE; l ₀ - the length of the narrowed part of the MCE; D _A - average diameter of the CMP rings; w _A - the width of the non-constricted part of the CMP rings; A - the total area of the ILC and the MCE; λ _⊥ - depth of penetration of the magnetic field perpendicular to the plane of the film, determined according to λ _⊥ =2λ ² /d; F is the coefficient of magnetic field concentration on the narrowed part of the magnetically sensitive element, determined according to (6).

В таблице 2 представлены характерные параметры в рабочем режиме предлагаемого датчика магнитного поля. Здесь: Т - критическая температура; Т - рабочая температура; I_c - критический ток МЧЭ; J_c - плотность критического тока МЧЭ; I - измерительный ток в МЧЭ; α - наклон зависимости I_c(В) для МЧЭ; Р - рассеянная мощность на МЧЭ в режиме измерения; 8U - минимальное значение сигнала снятый с МЧЭ в режиме измерения; S_u - пороговая магниточувствительность ДМП; δФ - пороговая чувствительность ДМП по магнитному потоку в единицах кванта магнитного потока Ф₀≈2⋅10^-15 Вб; D_m - динамический диапазон измерения ДМП.Table 2 presents the characteristic parameters in the operating mode of the proposed magnetic field sensor. Here: T - critical temperature; T - operating temperature; I _c - critical current MCE; J _c is the critical current density of the MCE; I - measuring current in the MCE; α is the slope of the dependence I _c (B) for the MSE; Р - dissipated power on the MSE in the measurement mode; 8U - the minimum value of the signal taken from the MSE in the measurement mode; S _u - threshold magnetosensitivity DMF; δФ - threshold sensitivity of DMF by magnetic flux in units of magnetic flux quantum Ф ₀ ≈2⋅10 ^-15 Wb; D _m - dynamic range of DMP measurement.

Отметим, что тепловой шум Найсквита в полосе частоты шириной 1 Гц для МЧЭ (при учете его параметров) имеет значение δU_N<0,1 нВ, и другие шумы разного происхождения также могут иметь таких порядков. Поэтому, полезный сигнал δU≥10 нВ не подавляется или искажается шумами. Очевидно, что при применении систем подавления нежелательных шумов, например, измерения на переменном токе, а также низкошумной электронике, возможно будет уменьшение величин δВ и δФ в несколько раз.Note that the Nysquith thermal noise in a 1 Hz frequency band for the MSE (taking into account its parameters) has a value of δU _N <0.1 nV, and other noises of various origins can also have such orders. Therefore, the useful signal δU≥10 nV is not suppressed or distorted by noise. Obviously, when using systems for suppressing unwanted noise, for example, measurements on alternating current, as well as low-noise electronics, it will be possible to reduce the values of δV and δF by several times.

В таблице 2 величина D_m диапазон измерения магнитного поля оценивался следующим образом. Нижний предел этого диапазона будет δB≈1 пТл, а верхний предел ограничен величиной плотности критического тока J_c суженной части концентратора 3, которая совпадает с суженной частью 7 МЧЭ так, как они сформированы из одной то же ГЭС Nb. Действительно, для суженной части МЧЭ величина I_c=10 мА, что в пересчете дает среднее значение плотности критического тока J_c=7⋅10¹⁰ А/м². Очевидно, что ток I_A, индуцированный измеряемым магнитным полем, должен быть меньше, чем значение I_c в суженной области МЧЭ, т.е.In table 2, the value of D _m, the measurement range of the magnetic field was estimated as follows. The lower limit of this range will be δB≈1 pT, and the upper limit is limited by the value of the critical current density J _{c of} the narrowed part of the concentrator 3, which coincides with the narrowed part 7 of the MCE, as they are formed from the same HES Nb. Indeed, for the narrowed part of the MSE, the value of I _c =10 mA, which in terms of gives the average value of the critical current density J _c =7⋅10 ¹⁰ A/m ² . Obviously, the current I _A induced by the measured magnetic field must be less than the value of I _c in the narrowed area of the MSE, i.e.

Величина I_A ограничена индуктивностью L кольца (антенны) концентратора:The value of I _A is limited by the inductance L of the ring (antenna) of the concentrator:

Выражение (9) справедливо для кольцеобразной антенны (диаметром D_A и шириной w_A), однако в приближении по порядку величины можно его применять и для антенны квадратной формы, вид которой представлен на фигуре 1. Согласно (7)-(9)Expression (9) is valid for a ring-shaped antenna (diameter D _A and width w _A ), however, in the order of magnitude approximation, it can also be used for a square-shaped antenna, the view of which is shown in figure 1. According to (7) - (9)

Из приведенных данных в таблицах 1 и 2, а также L≈2,81 нГн определенная согласно (9) максимальное магнитное поле, которое предлагаемый датчик может зафиксировать согласно (10) имеет значение В≤7 мкТл. Таким образом, точностью по порядку величины диапазон измерения В предложенного датчика находится в области 1 пТл - 7 мкТл, то есть имеет ширину около 135 дБ, что значительно превосходит другие рассмотренные датчики и находится на уровне ширины диапазона измерения СКВИД (120-140 дБ).From the given data in tables 1 and 2, as well as L≈2.81 nH, the maximum magnetic field determined according to (9), which the proposed sensor can detect according to (10), has a value of V≤7 μT. Thus, the accuracy of the order of magnitude of the measurement range B of the proposed sensor is in the region of 1 pT - 7 μT, that is, it has a width of about 135 dB, which significantly exceeds the other considered sensors and is at the level of the SQUID measurement range width (120-140 dB).

Источниками магнитного поля могут быть, как биологические объекты, так МЧ и МНЧ искусственно вводимые в него, например, с лекарственными формами. Их использование позволяет решать различные задачи тераностики, которые очень сложны или не поддаются к решению традиционными методами, например, преодоление гематоэнцефалического барьера. Магнитные частицы особенно востребованы при неинвазивной диагностике или контроле состояния биологического объекта. При известных данных: размер D сферической формы скопления (агрегатов) из МЧ, их концентрация С и остаточная намагниченность p_m в биологическом объекте (среде), можно определить глубину l залегания магнитных частиц в биологической среде [21]:The sources of the magnetic field can be both biological objects and MPs and MNPs artificially introduced into it, for example, with dosage forms. Their use allows solving various problems of theranostics that are very complex or cannot be solved by traditional methods, for example, overcoming the blood-brain barrier. Magnetic particles are especially in demand for non-invasive diagnostics or monitoring of the state of a biological object. Given the known data: size D of a spherical form of accumulations (aggregates) of MPs, their concentration C and residual magnetization p _m in a biological object (environment), it is possible to determine the depth l of occurrence of magnetic particles in a biological environment [21]:

где полагается, что магнитные частицы имеют гораздо меньше размеры, чем D. В (12) все величины учитываются в системе единиц SI.where it is assumed that magnetic particles are much smaller than D. In (12), all quantities are taken into account in the SI system of units.

В таблицах 3 и 4 показаны оценочные l, когда учитывались различные значения D, С и p_m при фиксированном δВ≈1 пТл (характерная пороговая магниточувствительность предложенного ДМП). Данные относятся к МЧ типа Fe₃O₄ имеющих плотность 5,1 г/см³. В таблицах отражены параметры МЧ и диапазоны их изменения, сопоставимый к значениям магнитных частиц, востребованных в медицине. Действительно, для установления эффективности гипертермии рака использовались МЧ имеющих p_m=5-20 А⋅м²/кг и С=0,001-0,1 мг/мл [22], а также в тераностике остеоартрита [23, 24].Tables 3 and 4 show the estimated l, when different values of D, C and p _m were taken into account at a fixed δВ≈1 pT (characteristic threshold magnetosensitivity of the proposed DMF). The data refer to MPs of the Fe ₃ O ₄ type having a density of 5.1 g/cm ³ . The tables reflect the MP parameters and the ranges of their change, comparable to the values of magnetic particles in demand in medicine. Indeed, to establish the effectiveness of cancer hyperthermia, MPs with p _m =5-20 A⋅m ² /kg and C=0.001-0.1 mg/ml [22] were used, as well as in theranostics of osteoarthritis [23, 24].

Предлагаемый ДМП нуждается в криогенном охлаждения, т.е. его МЧЭ помещается в криостат. Последний потребует приближение к поверхности биологического объекта на минимальное расстояние 6-7 мм. Этот фактор на такое значение уменьшает величины/, приведенные в таблицах 3 и 4. Следовательно, предложенный ДМП позволяет контролировать МЧ в биологическом среде, при минимальной концентрации С=0,01 мг/мл и максимальных значениях p_m=100 эме/г и D=2 мм. Аналогично, при максимальной концентрации С=1 мг/мл, предложенный ДМП позволяет контролировать МЧ при p_m≥20 эме/г и D≥0,5 мм.The proposed DMP needs cryogenic cooling, i.e. its MCE is placed in a cryostat. The latter will require approaching the surface of a biological object at a minimum distance of 6-7 mm. This factor reduces the values / shown in tables 3 and 4 by such a value. Therefore, the proposed DMP allows you to control MP in the biological environment, at a minimum concentration of C=0.01 mg/ml and maximum values of p _m =100 emu/g and D =2 mm. Similarly, at the maximum concentration of C=1 mg/ml, the proposed DMP allows control of MPs at p _m ≥20 emu/g and D≥0.5 mm.

Выражение (12) и данные, приведенные в таблицах 3 и 4, позволяют также оценить минимальный размер D биологического объекта регистрируемого предложенным датчиком магнитного поля. Действительно, сердце человека генерирует импульсы магнитного поля в диапазоне 1-50 пТл с учетом его патологии. Поэтому, возможна регистрация D для участка сердца, с которого исходит сигнал магнитного поля. Обработка данного сигнала, позволит оценить состояние данного участка.Expression (12) and the data given in tables 3 and 4 also make it possible to estimate the minimum size D of a biological object recorded by the proposed magnetic field sensor. Indeed, the human heart generates magnetic field pulses in the range of 1-50 pT, taking into account its pathology. Therefore, it is possible to register D for the part of the heart from which the magnetic field signal originates. Processing this signal will allow you to assess the state of this area.

Очевидно, что для не сферической формы биологического объекта нужно определить его многочисленные координаты, и соответственно, потребуется использовать несколько ДМП. или применять методы обработки сигналов подобно обработки в КТ или МРТ.Obviously, for a non-spherical shape of a biological object, it is necessary to determine its multiple coordinates, and, accordingly, it will be necessary to use several DMPs. or apply signal processing techniques similar to processing in CT or MRI.

Таким образом, предложенное техническое решение позволяет регистрировать магнитные частицы, вводимые в биологический объект в целях тераностики, а также фиксировать сигналов магнитных полей, генерируемых участками биологического объекта, обработка которых расширит возможности диагностики.Thus, the proposed technical solution makes it possible to register magnetic particles introduced into a biological object for theranostics purposes, as well as to record magnetic field signals generated by parts of a biological object, the processing of which will expand diagnostic capabilities.

Изобретение поясняется примером.The invention is illustrated by an example.

Пример. Объект исследования, например, крыса и криостат, в котором находится предложенный датчик магнитного поля, помещаются в системе экранирующую магнитное поле Земли (железная комната, кольца Гельмгольца, и др.). Подготавливается протез синовиальной жидкости, в котором суспензированы магнитные частицы (наночастицы) нагруженные медицинскими препаратами. Контролируются и поддерживаются следующие характеристики: средний размер МНЧ и их концентрация, концентрация медицинских препаратов, удельная намагниченность МНЧ. Готовый протез синовиальной жидкости применяется в виде внутрисуставной инъекции. Начальными известными параметрами являются l, D, С и измеряется магнитное поле В. Фиксированными считаются значения l и D, поэтому С линейно зависит от В согласно (12), и справедливо следующее соотношение: Example. The object of study, for example, a rat and a cryostat, in which the proposed magnetic field sensor is located, are placed in a system that shields the Earth's magnetic field (iron room, Helmholtz rings, etc.). A synovial fluid prosthesis is prepared, in which magnetic particles (nanoparticles) loaded with medical preparations are suspended. The following characteristics are monitored and maintained: the average size of MNPs and their concentration, the concentration of medical preparations, and the specific magnetization of MNPs. The finished synovial fluid prosthesis is applied as an intra-articular injection. The initial known parameters are l, D, C and the magnetic field B is measured. The values of l and D are considered fixed, therefore C depends linearly on B according to (12), and the following relation is true:

где С₀ - начальная концентрация, и В₀ - соответствующее измеренное магнитное поле, С₁ - последующая концентрация через определенное время, и В₁ - соответствующее последующему измеренное магнитное поле. Измеренное отношение В₀/В₁ позволяет определять изменения С₀/С₁. Определения С₀/С₁ в каждый интервал времени (например, через 2 дней) позволяет судить об эффекте лечения OA. В частности, если С₀/С₁ долго не меняется это означает, что лекарственные препараты остаются в нужное место и лечение будет эффективным.where C ₀ is the initial concentration, and B ₀ is the corresponding measured magnetic field, C ₁ is the subsequent concentration after a certain time, and B ₁ is the corresponding subsequent measured magnetic field. The measured ratio B ₀ /B ₁ allows you to determine the changes With ₀ /C ₁ . Determining C ₀ /C ₁ at each time interval (for example, after 2 days) allows you to judge the effect of treatment for OA. In particular, if C ₀ /C ₁ does not change for a long time, this means that the drugs remain in the right place and the treatment will be effective.

Или наоборот: если С₀/С₁ быстро уменьшается, лекарственные препараты быстро выводятся и лечения будет малоэффективным.Or vice versa: if C ₀ /C ₁ decreases rapidly, drugs are quickly excreted and treatment will be ineffective.

В самом деле, внутрисуставная инъекция синовиальной жидкости, содержащей МНЧ загруженных лекарственными препаратами будет по-разному всасываться системой кровотока. Однако ее быстрое уменьшение может вызвать неблагоприятные эффекты, и тем самым лечение OA будет не эффективным [25]. В этой связи, предложенное техническое решение позволяет неинвазивно контролировать состояние лекарственных препаратов в суставе биологического объекта при заболевании OA и это является очень важным положительным его свойством.Indeed, intra-articular injection of synovial fluid containing drug-laden MNPs will be differently absorbed by the bloodstream. However, its rapid decrease may cause adverse effects, and thus the treatment of OA will not be effective [25]. In this regard, the proposed technical solution makes it possible to non-invasively monitor the state of drugs in the joint of a biological object in case of OA disease, and this is a very important positive feature of it.

Установлено, что эффективность тераностики рака, в том числе его гипертермия, существенно зависит от многих свойств магнитных частиц, в частности, от: размеров (5-1000 нм), формы (сферическая, стержневая, дисковая), типа материала покрытия, величины намагниченности и концентрации [26, 27].It has been established that the effectiveness of theranostics of cancer, including its hyperthermia, significantly depends on many properties of magnetic particles, in particular, on: size (5-1000 nm), shape (spherical, rod, disk), type of coating material, magnetization and concentrations [26, 27].

Например, при гипертермии рака при известных параметрах МЧ (в частности, концентрации, остаточной намагниченности, глубины залегания), можно подобрать необходимый режим нагрева опухолевой ткани без негативного влияния на здоровые части, что существенно улучшит эффективность лечения. Поэтому, очень важным является чувствительность устройств, позволяющих неинвазивно регистрировать МЧ и оценивать их параметры, и их изменения в биологическом объекте. Несомненно, предложенный датчик магнитного поля будет востребованным устройством.For example, in case of hyperthermia of cancer with known MP parameters (in particular, concentration, residual magnetization, depth of occurrence), it is possible to select the required mode of heating the tumor tissue without negatively affecting healthy parts, which will significantly improve the effectiveness of treatment. Therefore, the sensitivity of devices that allow non-invasive registration of MPs and evaluation of their parameters and their changes in a biological object is very important. Undoubtedly, the proposed magnetic field sensor will be a popular device.

Предлагаемый пленочный датчик слабого магнитного поля имеет характеристики:The proposed film sensor of a weak magnetic field has the following characteristics:

• низкий уровень пороговой чувствительности по магнитному потоку - 0,002 Ф₀;• low level of threshold sensitivity for magnetic flux - 0.002 Ф ₀ ;

• низкий уровень пороговой чувствительности по магнитному полю - ≤1 пТл;• low level of threshold sensitivity in magnetic field - ≤1 pT;

• маленькая площадь ~ 4 мм²;• small area ~ 4 mm ² ;

• широкий диапазон измерений до ~ 135 дБ.• wide measurement range up to ~ 135 dB.

• неинвазивный контроль биологического объекта.• non-invasive control of a biological object.

Приведенные параметры предложенного датчика магнитного поля максимально близки к параметрам устройства для работы со слабым магнитным полем типа СКВИД, но значительно превосходят его по следующим характеристикам: простота изготовления, небольшие геометрические размеры и низкая цена.The given parameters of the proposed magnetic field sensor are as close as possible to the parameters of a device for working with a weak magnetic field of the SQUID type, but significantly exceed it in the following characteristics: ease of manufacture, small geometric dimensions and low price.

Техническими преимуществами заявляемого изобретения также являются:The technical advantages of the claimed invention are also:

- возможность регистрации магнитных полей, генерируемых биологическим объектом или магнитными частицами, вводимых в биологический объект для его диагностики или терапии (тераностики);- the possibility of registering magnetic fields generated by a biological object or magnetic particles introduced into a biological object for its diagnosis or therapy (theranostics);

- высокий потенциал неинвазивной диагностики, одновременно без лучевой или иной нагрузки на пациентов.- high potential for non-invasive diagnostics, simultaneously without radiation or other burden on patients.

Таким образом, в предложенном техническом решении достигнут технический результат - обеспечение возможности регистрации магнитного поля биологических объектов малых геометрических размеров.Thus, in the proposed technical solution, a technical result has been achieved - providing the possibility of registering the magnetic field of biological objects of small geometric dimensions.

Источники информации:Information sources:

1. Лила A.M., Алексеева Л.И., Таскина Е.А., Кашеварова Н.Г. Остеоартрит как междисциплинарная проблема: алгоритм лечения для терапевтов и врачей общей практики Современная ревматология. 2021; 15(5):68-75.1. Lila A.M., Alekseeva L.I., Taskina E.A., Kashevarova N.G. Osteoarthritis as an interdisciplinary problem: a treatment algorithm for internists and general practitioners Contemporary Rheumatology. 2021; 15(5):68-75.

2. Шостак Н.А., Правдюк Н.Г., Анищенко М.О., Джауари М.С. Остеоартрит: особенности ведения больных при различных локализациях. Клиницист. 2022; 16(1): 40-51.2. Shostak N.A., Pravdyuk N.G., Anishchenko M.O., Dzhauari M.S. Osteoarthritis: features of the management of patients with various localizations. Clinician. 2022; 16(1): 40-51.

3. Mohammadinejad R., Ashrafizadeh М., Pardakhty A., et al. Nanotechnological Strategies for Osteoarthritis Diagnosis, Monitoring, Clinical Management, and Regenerative Medicine: Recent Advances and Future Opportunities. Current Rheumatology Reports. 2020; 22:12.3. Mohammadinejad R., Ashrafizadeh M., Pardakhty A., et al. Nanotechnological Strategies for Osteoarthritis Diagnosis, Monitoring, Clinical Management, and Regenerative Medicine: Recent Advances and Future Opportunities. Current Rheumatology Reports. 2020; 22:12.

4. Guermazi A., Roemer F.W., Burstein D., Hayashi D. Why radiography should no longer be considered a surrogate outcome measure for longitudinal assessment of cartilage in knee osteoarthritis. Arthritis Res Ther. 2011; 13(6): 247.4. Guermazi A., Roemer F.W., Burstein D., Hayashi D. Why radiography should no longer be considered a surrogate outcome measure for longitudinal assessment of cartilage in knee osteoarthritis. Arthritis Res Ther. 2011; 13(6): 247.

5. Guang-Zhen J. Current Nanoparticle-Based Technologies for Osteoarthritis Therapy Nanomaterials. 2020; 10: 2368.5. Guang-Zhen J. Current Nanoparticle-Based Technologies for Osteoarthritis Therapy Nanomaterials. 2020; 10:2368.

6. Hirvasniemi J., Kulmala K., Lammentausta E., Ojala R., et al. In vivo comparison of delayed gadoliniumenhanced MRI of cartilage and delayed quantitative CT arthrography in imaging of articular cartilage. Osteoarthr Cartil. 2013; 21(3): 434-42.6. Hirvasniemi J., Kulmala K., Lammentausta E., Ojala R., et al. In vivo comparison of delayed gadoliniumenhanced MRI of cartilage and delayed quantitative CT arthrography in imaging of articular cartilage. Osteoarthr Cartil. 2013; 21(3): 434-42.

7. Yarmola E.G., Kaufman Z.A., Arnold D.P., et al. Probing osteoarthritis biomarkers with magnetic nanoparticles. Biophys J. 2014; 106(2): 624a.7. Yarmola E.G., Kaufman Z.A., Arnold D.P., et al. Probing osteoarthritis biomarkers with magnetic nanoparticles. Biophys J. 2014; 106(2): 624a.

8. Partain B.D., Unni M., Rinaldi C., et al. The clearance and biodistribution of magnetic composite nanoparticles in healthy and osteoarthritic rat knees. Journal of Controlled Release. 2020, 321; 259-271.8. Partain B.D., Unni M., Rinaldi C., et al. The clearance and biodistribution of magnetic composite nanoparticles in healthy and osteoarthritic rat knees. Journal of Controlled Release. 2020, 321; 259-271.

9. Itoh M. et al. Characteristics of highly sensitive magnetic sensor constructed of thick HTS film. IEEE Transactions and Supercond. 1999; 9(2): 3085-3088.9. Itoh M. et al. Characteristics of highly sensitive magnetic sensor constructed of thick HTS film. IEEE Transactions and Supercond. 1999; 9(2): 3085-3088.

10. del Gratta C., della Penna S., Pizzella V., Romani G-L. Medical applications of magnetoencephalography. 100 Years of Superconductivity. 2011; 562-581.10. del Gratta C., della Penna S., Pizzella V., Romani G-L. Medical applications of magnetoencephalography. 100 Years of Superconductivity. 2011; 562-581.

11. Uchida S., Iramina K., Goto K., Ueno S. High resolution magnetocardiography for the study of dynamic propagation of excitation sites in rat cardiac muscles. IEEE Transactions on Magnetics. 1999;35 (5 PART 2): 4124-4126.11. Uchida S., Iramina K., Goto K., Ueno S. High resolution magnetocardiography for the study of dynamic propagation of excitation sites in rat cardiac muscles. IEEE Transactions on Magnetics. 1999;35 (5 PART 2): 4124-4126.

12. https://www.mrn.org/collaborate/elekta-neuromag-meg12. https://www.mrn.org/collaborate/elekta-neuromag-meg

13. Kim J-E., Kim I-S., Kim K., et al. Development of a bio-magnetic measurement system and sensor configuration analysis for rats. Review of Scientific Instruments. 2017; 88(41): 044704.13. Kim J-E., Kim I-S., Kim K., et al. Development of a bio-magnetic measurement system and sensor configuration analysis for rats. Review of Scientific Instruments. 2017; 88(41): 044704.

14. Chopin C., Torrejon J., Solignac A., et al. Magnetoresistive Sensor in Two-Dimension on a 25 μm Thick Silicon Substrate for In Vivo Neuronal Measurements. ACS Sens. 2020; 5: 3493-3500.14. Chopin C., Torrejon J., Solignac A., et al. Magnetoresistive Sensor in Two-Dimension on a 25 µm Thick Silicon Substrate for In Vivo Neuronal Measurements. ACS Sens. 2020; 5: 3493-3500.

15. Pannetier-Lecoeur M., Fermon C. Magnetic Sensors. In: Coey M., Parkin S. (eds) Handbook of Magnetism and Magnetic Materials. 2021. Springer, Cham. https://doi.org/10.1007/978-3-030-63101-7_30-115. Pannetier-Lecoeur M., Fermon C. Magnetic Sensors. In: Coey M., Parkin S. (eds) Handbook of Magnetism and Magnetic Materials. 2021. Springer, Cham. https://doi.org/10.1007/978-3-030-63101-7_30-1

16. Патент RU №2455732, опубл. 10.07.2012 г.16. Patent RU No. 2455732, publ. 07/10/2012

17. Патент RU №2258275, опубл. 10.08.2005 г.17. Patent RU No. 2258275, publ. 08/10/2005

18. Патент RU №2289870, опубл. 20.12.2006 г.18. Patent RU No. 2289870, publ. December 20, 2006

19. Ичкитидзе Л.П. Скобелкин В.И. Особенности критического тока в слабом перпендикулярном магнитном поле в сверхпроводящих пленочных системах. Физика низких температур. 1985; 11(11): 839-846.19. Ichkitidze L.P. Skobelkin V.I. Peculiarities of the critical current in a weak perpendicular magnetic field in superconducting film systems. Physics of low temperatures. 1985; 11(11): 839-846.

20. Ichkitidze L.P., Selyshchev S.V., Telyshev D.V. Combined Magnetic Field Sensor with Nanostructured Elements. IOP Conf. Series: Journal of Physics: Conf. Series. 2019; 1182: 012015.20. Ichkitidze L.P., Selyshchev S.V., Telyshev D.V. Combined Magnetic Field Sensor with Nanostructured Elements. IOP Conf. Series: Journal of Physics: Conf. Series. 2019; 1182:012015.

21. Ичкитидзе Л.П., Белодедов М.В., Герасименко А.Ю., Телышев Д.В., Селищев С.В. Возможности неинвазивной регистрации магнитных частиц в биологической среде. Нанофизика и наноэлектроника. Труды XXVI Международного симпозиума (Нижний Новгород, 14-17 марта 2022 г.) в 2 т. Том 1. - Нижний Новгород: Изд-во Нижегородского госуниверситета. 2022; 643: 250-251.21. Ichkitidze L.P., Belodedov M.V., Gerasimenko A.Yu., Telyshev D.V., Selishchev S.V. Possibilities of non-invasive registration of magnetic particles in a biological environment. Nanophysics and nanoelectronics. Proceedings of the XXVI International Symposium (Nizhny Novgorod, March 14-17, 2022) in 2 volumes. Volume 1. - Nizhny Novgorod: Publishing House of the Nizhny Novgorod State University. 2022; 643:250-251.

22. Yu L., Liu J., Wu K. et al. Evaluation of Hyperthermia of Magnetic Nanoparticles by Dehydrating DNA. Scientific Reports. 2014; 4: 7216.22. Yu L., Liu J., Wu K. et al. Evaluation of Hyperthermia of Magnetic Nanoparticles by Dehydrating DNA. scientific reports. 2014; 4:7216.

23. Bhavana J., Abhijeet J.. Polymeric magnetic nanoparticles: a multitargeting approach for brain tumour therapy and imaging. Drug Delivery and Translational Research. 2022; 12(7): 1588-1604.23. Bhavana J., Abhijeet J.. Polymeric magnetic nanoparticles: a multitargeting approach for brain tumor therapy and imaging. Drug Delivery and Translation Research. 2022; 12(7): 1588-1604.

24. Arbab A., Tufail S., Rehmat U., et al. Review on Recent Progress in Magnetic Nanoparticles: Synthesis, Characterization, and Diverse Applications. Frontiers in Chemistry. 2021; 9: 629054.24. Arbab A., Tufail S., Rehmat U., et al. Review on Recent Progress in Magnetic Nanoparticles: Synthesis, Characterization, and Diverse Applications. Frontiers in Chemistry. 2021; 9:629054.

25. Pape E., Pinzano A., Hanrionnet C., et al. Rat synovial tissue and blood rapamycin pharmacokinetics after intra-articular injection of free solution or nanoparticles vs free rapamycin intravenous shot. International Journal of Pharmaceutics. 2022; 62425: 122026.25. Pape E., Pinzano A., Hanrionnet C., et al. Rat synovial tissue and blood rapamycin pharmacokinetics after intra-articular injection of free solution or nanoparticles vs free rapamycin intravenous shot. International Journal of Pharmaceutics. 2022; 62425: 122026.

26. Manescu V., Paltenea G.. Antoniac I., Vasilescu M. Magnetic Nanoparticles Used in Oncology. Materials. 2021; 14(20): 5948.26. Manescu V., Paltenea G.. Antoniac I., Vasilescu M. Magnetic Nanoparticles Used in Oncology. materials. 2021; 14(20): 5948.

27. Tu L., Luo Z., Wu Y.-L., Huo S., Liang X.-J. Gold-based nanomaterials for the treatment of brain cancer. Cancer Biology and Medicine. 2021; 18(2): 372-387.27. Tu L., Luo Z., Wu Y.-L., Huo S., Liang X.-J. Gold-based nanomaterials for the treatment of brain cancer. Cancer Biology and Medicine. 2021; 18(2): 372-387.

Claims (1)

Пленочный датчик для неинвазивной регистрации магнитного поля в биологическом объекте, содержащий диэлектрическую подложку из сапфира, магниточувствительный элемент, помещенный между двумя пленочными концентраторами магнитного поля, при этом магниточувствительный элемент и концентраторы магнитного поля выполнены из сверхпроводящего гетероэпитаксиального слоя ниобия (ГЭС Nb).A film sensor for non-invasive registration of a magnetic field in a biological object, containing a sapphire dielectric substrate, a magnetically sensitive element placed between two film magnetic field concentrators, while the magnetically sensitive element and magnetic field concentrators are made of a superconducting heteroepitaxial layer of niobium (HES Nb).

Images