JP2007108083A - 磁気検出コイルおよび磁場計測装置 - Google Patents

Abstract

【課題】磁気信号の検出感度を低減せず、かつ環境磁場の影響を低減することによって、Ｓ／Ｎ比が向上した磁気検出コイルおよび磁場計測装置を提供する。
【解決手段】超伝導体または金属部材によって構成され、互いに異なるループ方向を有する複数の１次微分型コイルまたは２次微分型コイルを、所定の間隔で複数並列に配置する磁気検出コイル２を提供し、さらに２つの前記磁気検出コイルが直交している磁気検出コイル組を備えた磁場検出装置を提供する。
【選択図】図２

Description

本発明は、磁気検出コイルおよび超伝導量子干渉素子を用いた生体磁場計測装置に関する。

従来、心磁計測や脳磁計測に用いられる生体磁場計測装置は、対象となる生体の磁気信号を超伝導線から構成される磁気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。

心磁計あるいは脳磁計などの生体磁場計測装置では、一般的に、超伝導線で構成される磁気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。磁気検出コイルは、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。

図１７は、一般的な磁場計測装置におけるＦＬＬ（Flux Locked Loop）回路の構成を示す図である。
ＦＬＬ回路１７００において、磁気検出コイル１７０１を貫く磁束によって発生する電流は、磁気検出コイル１７０１と入力コイル１７０２とを流れる。その結果、入力コイル１７０２は磁束を発生し、これがＳＱＵＩＤ１７０３に伝達される。ＳＱＵＩＤ１７０３は、超伝導リングにＪｏｓｅｐｈｓｏｎ接合を持つ構造であり、バイアス電流源１７０５により、ＳＱＵＩＤ１７０３にはバイアス電流が印加される。ＳＱＵＩＤ１７０３を貫く磁束に応じて、ＳＱＵＩＤ１７０３の両端の電圧は周期Φ_０＝ｈ／２ｅ（Ｗｂ）で周期的に変化する。ＦＬＬ回路１７００においては、ＳＱＵＩＤ１７０３の後段にフィードバック回路を設け、プリアンプ１７０６、積分器１７０７、フィードバック抵抗１７０８を介した後に、フィードバックコイル１７０４によってＳＱＵＩＤ１７０３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。
そして、フィードバック抵抗１７０８の両端の電位差を取得することで、フィードバックコイル１７０４を流れる電流値を得ることができる。そして、この電流値を基に、ＳＱＵＩＤ１７０３を貫く磁束を算出することができる。

このような構成を持つ回路はＦＬＬ回路と呼ばれる。ＦＬＬ回路１７００により磁気検出コイル１７０１で検出した磁場に比例した電圧出力を得ることができる。

ここで、図１８を参照して、生体磁場計測装置に使用される一般的な磁気検出コイルについて説明する。
図１８（ａ）〜（ｅ）は、生体磁場計測装置に使用される一般的な磁気検出コイルの模式図である。
それぞれ、図１８において（ａ）は、０次微分型磁気検出コイル（マグネトメータ）、（ｂ）は、１次微分型磁気検出コイル、（ｃ）は、２次微分型磁気検出コイル、（ｄ）は、薄膜基板上に形成された０次微分型磁気検出コイル、（ｅ）は、薄膜基板上に形成された１次微分型磁気検出コイルである。
このように、磁気検出コイルは、超伝導線を円柱型のボビンに巻きつけて構成する方式、あるいは基板上に薄膜を形成して構成する方式が一般的に採用されている。
図１８（ａ）の０次微分型磁気検出コイル１８１は、ボビン１８１１に超伝導線材を１ターン巻きつけて形成したコイル１８１ａを持つ。この構成により、０次微分型磁気検出コイル１８１が検出する下記（式１）の磁束Φ_Ｍはコイル１８１ａを貫く磁束Φ_１８１ａを用いて、次のように表される。

Φ_Ｍ＝Φ_１８１ａ ・・・（式１）

つまり、磁束Φ_Ｍはコイル１８１ａを貫く磁束Φ_１８１ａと等しいので、０次微分型磁気検出コイル１８１は、後記する１次微分型磁気検出コイルまたは２次微分型磁気検出コイルに比べて大きい磁気信号が得られる一方で、環境磁場が全く低減されない。すなわち環境磁場によるノイズの影響をダイレクトに検出してしまう。従って、０次微分型磁気検出コイル１８１は、磁気シールドルーム内で使用されることが多い。
なお、本明細書では、コイルの中心間の距離を中心間距離と記載することとする。

また、図１８（ａ）に示す磁束Φ_Ｍが正の磁気信号であるとしたとき、０次微分型検出コイル１８１には検出コイルに沿って描かれた細い矢印の方向に電流が流れる。以後、図１８（ａ）にように磁束が上向きの磁気信号を正の磁気信号であるとし、正の磁気信号が検出されたときにコイルに流れる電流の方向を細い矢印によって表すものとする。

図１８（ｂ）の１次微分型磁気検出コイル１８２は、ボビン１８２１に超伝導線材を第１の方向に１ターン巻きつけて形成したコイル１８２ａと、コイル１８２ａから後記する垂直方向に所定の距離だけ離れた箇所に第１の方向とは逆向きである第２の方向に１ターン巻きつけて形成したコイル１８２ｂを持つ。この構成により、１次微分型磁気検出コイル１８２が検出する下記（式２）の磁束Φ_Ｇ１は、コイル１８２ａを貫く磁束Φ_１８２ａとコイル１８２ｂを貫く磁束Φ_１８２ｂとを用いて、次のように表される。

Φ_Ｇ１＝Φ_１８２ａ−Φ_１８２ｂ ・・・（式２）

ここで、磁束Φ_１８２ｂが負の値となっているのは、コイル１８２ｂが逆向きに巻かれていることに起因する。
なお、本明細書では、このように差分をとることを「微分する」と表現する。そして、１回差分をとることを１次微分、２回差分をとることを２次微分と表現する。
ここで、コイル１８２ａは、検出対象の近傍に存在し、コイル１８２ｂは、比較的遠方に存在する。このため、空間的に一様な環境磁場は打ち消され、検出対象の磁束のみが検出される。

なお、本明細書では、コイル面に対し、垂直な方向を垂直方向、コイル面に対し平行な方向を水平方向とする。なお、垂直方向を磁場計測方向とすることができる。

図１８（ｃ）の２次微分型磁気検出コイル１８３は、ボビン１８３１に超伝導線材を第１の方向に１ターン巻きつけて形成したコイル１８３ａと、コイル１８３ａから垂直方向に所定の距離だけ離れた箇所に第１の方向とは逆向きの第２の方向に２ターン巻きつけて形成したコイル１８３ｂと、コイル１８３ｂから垂直方向に所定の距離だけ離れた箇所に第１の方向に１ターン巻きつけて形成したコイル１８３ｃを持つ。この構成により、２次微分型磁気検出コイル１８３が検出する下記（式３）の磁束Φ_Ｇ２は、コイル１８３ａを貫く磁束Φ_１８３ａとコイル１８３ｂを貫く磁束Φ_１８３ｂとコイル１８３ｃを貫く磁束Φ_１８３ｃを用いて、次のように表される。

Φ_Ｇ２＝Φ_１８３ａ−２Φ_１８３ｂ＋Φ_１８３ｃ ・・・（式３）

このように、２次微分型磁気検出コイル１８３では、垂直方向に対し、２段階に分けて微分することによって、空間的に一様な環境磁場または１次勾配をもつ環境磁場を低減することができる。その結果、空間的に一様な環境磁場のみを低減することができる１次微分型磁気検出コイルを用いた場合よりも環境磁場を低減することができる。一方で、磁気信号がコイル１８３ｂを貫く磁束Φ_１８３ｂやコイル１８３ｃを貫く磁束Φ_１８３ｃに含まれる場合は磁気信号も低減されて２次微分型磁気検出コイル１８３に検出される。すなわち、微分型磁気検出コイルの次数を上げれば、環境磁場は低減するが、一方で磁気信号も低減するというトレードオフが存在する。従来、生体磁場計測においては、環境磁場の大きさに応じて、磁気シールドルームを併用しながら、マグネトメータ、１次微分型磁気検出コイルまたは２次微分型磁気検出コイルが一般的に採用されてきた。

超伝導線材を用いずに磁気検出コイルを構成する方法として、超伝導薄膜を用いる方法がある。図１８（ｄ）では、超伝導薄膜を基板１８４１上に形成させることによって、０次微分型磁気検出コイル１８４を構成している。コイル１８４ａで検出された磁束Φ_１８４ａは、同一基板１８４１上に形成されたＳＱＵＩＤ１８４２に伝達される。図１８（ｅ）では、同様に超伝導薄膜を基板１８５１上に、互いに逆向きのコイル１８５ａ，１８５ｂを形成することによって、１次微分型磁気検出コイル１８５を構成している。コイル１８５ａで検出された磁束Φ_１８５ａと、コイル２２ｂで検出された磁束Φ_１８５ｂの差分Φ_１８５ａ−Φ_１８５ｂが同一基板１８５１上に形成されたＳＱＵＩＤ１８５２に伝達される。この超伝導薄膜を用いる方法の効果としては、磁気検出コイルの面積を正確に指定して形成できるという点がある。

また、これらの微分型コイルの考え方を基本として、これまでに磁気検出コイルの配置の形状として、幾つかの種類が提案されており、そのような配置のひとつとして、微分次数の異なる複数種の磁気検出コイルを同一測定点に配置し、生体内の磁場源または磁場源分布を演算し、推定する方法が提案されている。

特開平０９−０８４７７７号公報（請求項１、段落００１５、図１）

しかしながら、従来の微分型磁気検出コイルは、図１８に示すように、ある１方向に微分された磁場を検出する構成しかなかった。この方法では、磁気シールドレス環境など、環境磁場が大きい場合において環境磁場が十分に低減されないという課題があった。環境磁場を低減するためには、微分型磁気検出コイルの次数を高くするという方法があるが、この方法では、環境磁場は低減するものの、一方で検出対象である磁気信号も同時に低減してしまうという問題がある。
また、超伝導薄膜を用いる方法では、薄膜の性質上、磁気検出コイルを立体的な構造に形成するのが困難であるという問題がある。

さらに、図１８（ａ）〜（ｃ）に示す立体構造を有する種類の磁気検出コイルと、図１８（ｄ）および（ｅ）に示す超伝導薄膜上に形成される種類の磁気検出コイルとは、その使用目的、構造および製造方法が異なるため、これら２種類のコイルを組み合わせることを発想するのは困難である。

前記問題に鑑みて、本発明では、磁気信号の検出感度を低減せず、かつ環境磁場の影響を低減することによって、Ｓ／Ｎ比が向上した磁気検出コイルおよび磁場計測装置を提供することを目的とする。

超伝導体または金属部材によって構成され、互いに異なるループ方向を有する微分型コイルを、所定の間隔で複数並列に配置することを主な特徴とする。また、微分型コイルは、１次微分型コイルまたは２次微分型コイルであることを特徴とする。

本発明によれば、磁気信号の検出感度を低減せず、かつ環境磁場の影響を低減することによって、Ｓ／Ｎ比が向上した磁気検出コイルおよび磁場計測装置を提供することが可能となる。

以下、本発明の実施形態について、図面を参照して詳細に説明する。以下の図面においては、同一機能をもつ構成要素には同じ参照番号を付している。
以下の実施形態における装置で使用される磁気検出コイルを構成する超伝導材料として、低温（例えば、液体ヘリウム温度）において超伝導体として作用する低温の超伝導転移温度をもつ低温超伝導材料、または高温（例えば、液体窒素温度）で超伝導体として作用する高温の超伝導転移温度をもつ高温超伝導材料が使用できる。液体ヘリウム温度と液体窒素温度の間の超伝導転移温度とをもつ超伝導材料、液体窒素温度より高い超伝導転移温度をもつ超伝導材料を使用してもよい。また、磁気検出コイルを構成する部材は、銅等の電気伝導率の高い金属も使用できるものとする。

［磁気検出コイル その１］
図１は、本実施形態における磁気検出コイルを示す斜視図である。
磁気検出コイル１は、ボビン１１ａに超伝導線材を第１の方向に１ターン巻きつけて形成したコイル１ａと、コイル１ａから垂直方向に所定の距離だけ離れた箇所に第１の方向とは逆向きの第２の方向に１ターン巻きつけて形成したコイル１ｂと、コイル１ａから水平方向に所定の距離だけ離れた箇所に存在するボビン１１ｂに超伝導線材を第２の方向に１ターン巻きつけて形成したコイル１ｃと、コイル１ｃから垂直方向に所定の距離だけ離れた箇所に第１の方向に１ターン巻きつけて形成したコイル１ｄとを持つ。すなわち、磁気検出コイル１は、１本の線材からなる。ここで、コイル１ａとコイル１ｃはそれぞれ同一平面上に存在し、またコイル１ｂとコイル１ｄはそれぞれ同一平面上に存在する。つまり、１次微分型コイルが、所定の間隔で複数並列に配置されている。この構成により、磁気検出コイル１が検出する下記（式４）の磁束Φ_Ｐ１は、コイル１ａを貫く磁束Φ_１ａとコイル１ｂを貫く磁束Φ_１ｂとコイル１ｃを貫く磁束Φ_１ｃとコイル１ｄを貫く磁束Φ_１ｄとを用いて、次のように表すことができる。

Φ_Ｐ１＝（Φ_１ａ−Φ_１ｂ）−（Φ_１ｃ−Φ_１ｄ） ・・・（式４）

つまり、本実施形態の磁気検出コイル１は、ボビン１１ａ（第1項）、１１ｂ（第２項）の軸方向（垂直方向）に１次微分すると同時に、水平方向に１次微分する磁気検出コイルである。このように、磁気検出コイル１は、垂直方向に１次微分され、さらに水平方向に１次微分された磁気信号を検出するため、図１８（ｂ）の１次微分型磁気検出コイル１８２を用いた場合よりも環境磁場を低減することができる。

［磁気検出コイル その２］
図２は、本実施形態における磁気検出コイルを示す斜視図である。
本実施形態の磁気検出コイル２は、ボビン２１ａに超伝導線材を第１の方向に１ターン巻きつけて形成したコイル２ａと、コイル２ａから垂直方向に所定の距離だけ離れた箇所に第１の方向と反対の第２の方向に２ターン巻きつけて形成したコイル２ｂと、コイル２ｂから、さらに垂直方向に所定の距離だけ離れた箇所に第１の方向に１ターン巻きつけて形成したコイル２ｃと、コイル２ａから水平方向に所定の距離だけ離れた箇所に存在するボビン２１ｂに超伝導線材を第２の方向に１ターン巻きつけて形成したコイル２ｄと、コイル２ｄから垂直方向に所定の距離だけ離れた箇所に第１の方向に２ターン巻きつけて形成したコイル２ｅと、コイル２ｅから、さらに垂直方向に所定の距離だけ離れた箇所に第２の方向に１ターン巻きつけて形成したコイル２ｆとを持つ。すなわち、磁気検出コイル２は、１本の線材からなる。ここで、コイル２ａとコイル２ｄはそれぞれ同一平面上に存在し、またコイル２ｂとコイル２ｅはそれぞれ同一平面上に存在し、またコイル２ｃとコイル２ｆはそれぞれ同一平面上に存在する。つまり、２次微分型コイルが、所定の間隔で複数並列に配置されている。この構成により、磁気検出コイル２が検出する下記（式５）の磁束Φ_Ｐ２は、コイル２ａを貫く磁束Φ_２ａとコイル２ｂを貫く磁束Φ_２ｂとコイル２ｃを貫く磁束Φ_２ｃとコイル２ｄを貫く磁束Φ_２ｄとコイル２ｅを貫く磁束Φ_２ｅとコイル２ｆを貫く磁束Φ_２ｆとを用いて、次のように表すことができる。

Φ_Ｐ２＝（Φ_２ａ−２Φ_２ｂ＋Φ_２ｃ）−（Φ_２ｄ−２Φ_２ｅ＋Φ_２ｆ） ・・・（式５）

つまり、本実施形態の磁気検出コイル２は、ボビン２１ａ（第1項）、２１ｂ（第２項）の軸方向（垂直方向）に２次微分すると同時に、水平方向に１次微分する磁気検出コイルである。このように、磁気検出コイル２は、垂直方向に２次微分され、さらに水平方向に１次微分された磁気信号を検出するため、図１８（ｃ）の２次微分型磁気検出コイル１８３を用いた場合よりも環境磁場を低減することができる。

なお、図１および図２に示す磁気検出コイルは、コイルの形状が円形状であるとしているが、これに限らず、例えば多角形状のコイルを用いてもよい。

［シミュレーション結果］
次に、図３から図７を参照して、本実施形態における磁気検出コイルが検出する磁気信号の信号強度（以降、信号強度と記載する）に対する効果を説明する。

（式９）および（式１０）より、Ｂ_ｚ（ｘ，ｙ，０）はＰ_ｍａｘ＝（−ｚ_０／√２，０，０）において最大値Ｂ_ｚ ^ｍａｘをとり、
Ｐ_ｍｉｎ＝（ｚ_０／√２，０，０）において、最小値Ｂ_ｚ ^ｍｉｎをとる。それぞれの信号強度の値は以下の式で表される。

図３から、Ｐ_ｍａｘおよびＰ_ｍｉｎにおける信号強度を読み取ると、Ｂ_ｚ ^ｍａｘは１．５ｐＴ、Ｂ_ｚ ^ｍｉｎは−１．５ｐＴであることがわかる。
また、点Ｐ_ｍａｘと点Ｐ_ｍｉｎとの中心間距離ｄは以下の式で表される。

ｄ＝√２ｚ_０ ・・・（式１３）

次に、図１８（ｂ）を参照しつつ、図４（ａ）および（ｂ）に沿って１次微分型磁気検出コイルが検出する信号強度を説明する。
図４（ａ）は、図１８（ｂ）の１次微分型磁気検出コイルが検出する信号強度の分布のシミュレーション結果を示す図であり、図４（ｂ）は、図４（ａ）をｘ―Ｂ_ｚ平面に投影して表した図である。
図４においても、図３と同様に、磁気信号源として、約３０週の典型的な胎児の心筋電流ダイポールを仮定し、１次微分型磁気検出コイル１８２のコイル１８２ａの中心位置をグラフ上の（ｘ，ｙ，０）（ｍ）とする。
図３と同様に、各磁気検出コイルで検出された信号強度の最大値を比較すると、１次微分型磁気検出コイル１８２では約１ｐＴであった。

次に、図１８（ｃ）を参照しつつ、図５（ａ）および（ｂ）に沿って１次微分型磁気検出コイル１８２、図１８（ｃ）の２次微分型磁気検出コイル１８３が検出する信号強度を説明する。
図５（ａ）は、図１８（ｃ）の２次微分型磁気検出コイルが検出する信号強度の分布のシミュレーション結果を示す図であり、図５（ｂ）は、図５（ａ）をｘ―Ｂ_ｚ平面に投影して表した図である。
図３と同様に、磁気信号源として、約３０週の典型的な胎児の心筋電流ダイポールを仮定し、２次微分型磁気検出コイル１８３のコイル１８３ａの中心位置をグラフ上の（ｘ，ｙ，０）（ｍ）とする。各磁気検出コイルで検出された信号強度の最大値を比較すると、２次微分型磁気検出コイル１８３では約０．７５ｐＴであった。

図３〜図５より、１次微分型磁気検出コイル１８２では、０次微分型磁気検出コイル１８１より、検出する信号強度が低く、２次微分型磁気検出コイル１８３では、１次微分型磁気検出コイル１８２より検出する信号強度が低いことがわかる。

以上の結果より、図１に示される磁気検出コイル１は、磁気信号源である電流の直上において、図１８（ｂ）に示される１次微分型磁気検出コイル１８２の２倍の大きさの磁気信号を検出可能であることが分かる。
さらに、磁気検出コイル１は、１次微分型磁気検出コイル１８２に比べて環境磁場をより低減することが期待されることから、磁気検出コイル１は１次微分型磁気検出コイル１８２よりも高いＳ／Ｎ比が得られると考えられる。

また、このような磁気検出コイル１または磁気検出コイル２は、具体的には、図１５に示すＦＬＬ回路における磁気検出コイルとして用いられる。

次に、図２および図１８を参照しつつ、図８に沿って環境磁場に対する本実施形態の磁気検出コイルの効果を説明する。
図８は、環境磁場に対する本実施形態の磁気検出コイルの効果を示す実験結果のグラフである。
図８のグラフの縦軸は、磁気検出コイルが検出した環境磁場雑音（Field noise）の強度（Ｔ／Ｈｚ^１／２）、横軸は環境磁場雑音の周波数（Frequency：単位Ｈｚ）を表す。図８の線（ａ）は、フラックスゲート磁束計の磁気シールド外における出力の周波数特性、すなわち環境磁場の周波数特性である。図８の線（ｂ）は、図１８の線（ｃ）の２次微分型磁気検出コイル１８３の磁気シールド外における出力の周波数特性である。ここで、実験に用いた２次微分型磁気検出コイル１８３のコイル１８３ａ，１８３ｂ，１８３ｃの直径はそれぞれ１８ｍｍとし、各磁気検出コイルにおける垂直方向の各コイル間距離は５０ｍｍとした。図８の線（ｃ）は、図２の磁気検出コイル２の磁気シールド外における出力の周波数特性である。ここで、実験に用いた磁気検出コイル２のコイル２ａからコイル２ｆの直径をそれぞれ１８ｍｍとし、垂直方向の各コイル間距離は５０ｍｍとした。また、図２に示すボビン２１ａとボビン２１ｂとの中心間距離は２５√２ｍｍとした。図８の線（ｄ）は、図８の線（ｂ）を算出するために用いた磁気検出コイルと同じ２次微分型磁気検出コイル１８３の磁気シールド内における出力の周波数特性である。

磁気検出コイルの出力から算出された磁束密度をＢ_ｐ、環境磁場の磁束密度をＢ_ａとした時、磁気検出コイルの低減率Ｓ_ｐ（ｄＢ）を（式１４）で定義すると、周波数帯域が、０．５−４９Ｈｚにおいて、図８の線（ｂ）すなわち２次微分型磁気検出コイル１８３の低減率は３２−４０ｄＢであったのに対し、図８の線（ｃ）すなわち磁気検出コイル２の低減率は４１−５８ｄＢであった。また、図８の線（ｄ）すなわち、磁気シールドと２次微分型磁気検出コイル１８３を併用した場合の低減率は５４−８３ｄＢであった。

Ｓ_ｐ＝２０ｌｏｇ｜Ｂ_ａ／Ｂ_ｐ｜ ・・・（式１４）

周波数によって低減率が異なるのは、環境磁場の発生源の距離が周波数によって異なるためである。一般に、磁場発生源が磁気検出コイルから離れるに従い、その磁場発生源がつくる磁気勾配は緩やかになるため、磁気検出コイルの低減率は高くなる傾向にある。また、環境磁場雑音を０．５−４９Ｈｚの帯域において積分することによって得られる値（磁気検出コイルの出力を０．５−４９Ｈｚの通過帯域を持つバンドパスフィルタを通して得られる磁気信号の値に相当）を用いて磁気検出コイルの低減率を計算すると、図８の線（ｂ）すなわち２次微分型磁気検出コイル１８３のノイズの低減率は４０ｄＢであったのに対し、図８の線（ｃ）すなわち磁気検出コイル２の低減率は５４ｄＢであった。また、図８の線（ｄ）すなわち、磁気シールドと２次微分型磁気検出コイル１８３を併用した場合の低減率は７３ｄＢであった。以上の結果より、磁気検出コイル２の低減率は、２次微分型磁気検出コイル１８３の低減率よりも１４ｄＢ高いといえる。

次に、図２および図１８を参照しつつ、図９〜図１１に沿って図２に示す磁気検出コイル２を用いたときの、環境磁場に対する効果を説明する。
図９は、本実施形態における磁気検出コイルの効果を示す実験に用いた磁場計測装置の概略図である。
この実験の目的は、磁気シールドレス環境において、２次微分型磁気検出コイル１８３と本実施形態の磁気検出コイル９００を用いて成人の心磁計測を行い、各磁気検出コイルの検出する心磁波形を比較することである。

２個の２次微分型磁気検出コイル９０１，９０２で検出した磁束は、ＳＱＵＩＤ基板９０３，９０４に伝達される。ここで、ＳＱＵＩＤ基板９０３，９０４は、図１７における入力コイル１７０２、ＳＱＵＩＤ１７０３およびフィードバックコイル１７０４を含む。ここで用いた２次微分型磁気検出コイル９０１，９０２は、図８の説明で述べた２次微分型磁気検出コイルと同様に、磁気検出コイル９０１，９０２の直径は１８ｍｍ、磁気検出コイル９０１，９０２における個々のコイルの垂直方向の距離はそれぞれ５０ｍｍである。また、２個の２次微分型磁気検出コイル９０１，９０２の中心間距離は２５√２ｍｍとした。つまり、２つの２次微分型コイルが、並列に配置された構造となっている。磁気検出コイル９０１、９０２、およびＳＱＵＩＤ基板９０３，９０４はそれぞれクライオスタット９０５内で低温に冷却される。クライオスタット９０５内には液体ヘリウムが充填され、真空断熱層によって外界と断熱されている。ＳＱＵＩＤ基板９０３，９０４はそれぞれＦＬＬ回路９０６，９０７によって制御される。ＦＬＬ回路９０６，９０７の出力は、ＡＤ（Analog to Digital）コンバータ９０８，９０９によりＡＤ変換された後にＤＳＰ（Digital Signal Processor）９１０に入力され、リアルタイムでデジタル信号処理される。ＤＳＰ９１０のデジタル信号処理において、差動素子９１１は、２つの入力信号の差分を出力し、フィルタ９１２，９１３，９１４は、商用電源周波数のノイズを除去するノッチフィルタと１−５０Ｈｚの通過帯域を持つバンドパスフィルタより構成される。ここで、出力１と出力２は、それぞれ２次微分型磁気検出コイル９０１，９０２の検出した磁気信号をフィルタ処理した信号であり、出力３は、２次微分型磁気検出コイル９０１，９０２の検出した磁気信号の差分信号にフィルタ処理した信号である。つまり、図９の構成でも出力３は、図２に示される磁気検出コイル２の検出した磁気信号をフィルタ処理した信号に相当する。

図１０は、本実施形態における磁場計測装置の概略図である。
図２に示される磁気検出コイル２と同様の構成をもつ磁気検出コイル１００１で検出した磁束は、ＳＱＵＩＤ基板１００２に伝達される。ここで、ＳＱＵＩＤ基板１００２は、図１７における入力コイル１７０２、ＳＱＵＩＤ１７０３およびフィードバックコイル１７０４を含む。磁気検出コイル１００１、およびＳＱＵＩＤ基板１００２はそれぞれクライオスタット１００３内で低温に冷却される。クライオスタット１００３内には液体ヘリウムが充填され、真空断熱層によって外界と断熱されている。ＳＱＵＩＤ基板１００２はそれぞれＦＬＬ回路１００４によって制御される。ＦＬＬ回路１００４の出力は、ＡＤコンバータ１００５によりＡＤ変換された後にＤＳＰ１００６に入力され、リアルタイムでデジタル信号処理される。ここで、磁気検出コイル１００１の検出する磁束は、図９に示される２次微分型磁気検出コイル９０１，９０２の検出した磁束を差分したものに相当する。また、前述の図４〜図６に示されるシミュレーション結果により、磁気検出コイル１００１は、２次微分型磁気検出コイル９０１，９０２に比べて、より大きな磁気信号を検出することができる。すなわち、磁気検出コイル１００１は２次微分型磁気検出コイル９０１，９０２に比べて、雑音がより小さいだけでなく、より大きな磁気信号を検出することができる。したがって、磁気検出コイル１００１は２次微分型磁気検出コイル９０１，９０２に比べてＳ／Ｎ比の高い磁気信号を得ることができる。
なお、図９および図１０の磁場計測装置は、例えば図１４〜図１６を参照して後記する磁場計測装置に用いることができる。

図１１は、図９の磁場計測装置を用いて行った成人の心磁計測結果を示すグラフである。
縦軸は磁束密度（単位ｐＴ）を表し、横軸は時間（Time：単位ｓ）を表す。
図１１（ａ）は、図９の出力１の時間変化を表した図であり、図１１（ｂ）は、図９の出力２の時間変化を表した図である。また、図１１（ｃ）は、図９の出力３の時間変化を表した図である。

図１１（ａ）と図１１（ｂ）では、心磁波形のＱＲＳ波のピークは確認できるものの、環境磁場が十分に低減されていないため、数１０Ｈｚ程度のノイズと基線の揺らぎが目立つ。一方で、図１１（ｃ）では、心磁波形が明瞭に検出されている。図１１（ａ）と図１１（ｂ）に見られる数１０Ｈｚ程度のノイズと基線の揺らぎは、磁気検出コイル面方向の差分により低減され、ＱＲＳ波だけでなくＴ波も明瞭に確認できた。以上の実験結果より、図２の磁気検出コイル２は図１８（ｃ）の２次微分型磁気検出コイル１８３よりもＳ／Ｎ比が高く、磁気シールドレス環境においても明瞭な心磁波形が得られることが分かる。

このように、図９の磁気検出コイル９００から得られる磁気信号（図９の出力３）は、２次微分型磁気検出コイル９０１，９０２単体から得られる磁気信号（図９の出力１および出力２）に比べて、より環境磁場が低減された磁気信号をＳＱＵＩＤ基板９０３に伝達することができる効果がある。
そして、図１０の磁場計測装置の出力から得られる波形は、図９の磁場計測装置の出力３から得られた波形とほぼ同じである。しかしながら、図１０の磁場計測装置は、図９の磁場計測装置と比較してＳＱＵＩＤやＦＬＬ回路、ＡＤコンバータ、信号処理などが半分で済むので、より低いコストで、高いＳ／Ｎ比の高い信号を得ることが可能となる。

また、図９における２次微分型磁気検出コイルの代わりに１次微分型磁気検出コイルを用い、図１０では、図２の磁気検出コイル２の代わりに図１の磁気検出コイル１を用いてもよい。

［磁気検出コイルの配置］
次に、図２を参照しつつ、図１２および図１３を参照して本実施形態における磁気検出コイルの配置方法の一例を説明する。
図１２は、本実施形態における磁気検出コイルの配置を示す斜視図である。
磁気検出コイル１２ａ，１２ｂは、図２に示される磁気検出コイル２と同じ構成をもつ。すなわち、磁気検出コイル１２ａも１２ｂも、微分型コイルをそれぞれ１対備えた構成となっている。磁気検出コイル１２ａは、２次微分型磁気検出コイルの構成を有するコイル１２０１、およびコイル１２０１と逆向きの巻き方向を有するコイル１２０２からなり、同様に、磁気検出コイル１２ｂは、図１８（ｃ）と同じ構成を持つ２次微分型磁気検出コイルの構成を有するコイル１２０３、およびコイル１２０１と逆向きの巻き方向を有するコイル１２０４からなる。磁気検出コイル１２ａ，１２ｂの組のことを磁気検出コイル組１２と記載することにする。ここで、磁気検出コイル組１２は、磁気検出コイル１２ａ，１２ｂを互いに水平方向における１次微分の方向が直交するように配置されていることが特徴である。

図１３（ａ）は、図１２に示される磁気検出コイル組を模式的に表した上面図である。図１３（ｂ）は、磁場源である電流ベクトルと、磁気検出コイル１２ａによって検出されるｘ軸方向に１次微分されたｚ方向の磁束密度Ｂ_１および磁気検出コイル１２ｂによって検出されるｙ軸方向に１次微分されたｚ方向の磁束密度Ｂ_２との関係を示す図である。また、図１３（ｃ）は、図１２に示される磁気検出コイル組と同様の構成を持つ６４個の磁気検出コイル組１２を８×８の格子状に配置した状態を示す概略図である。
一般に、心筋電流等の電流が、ｘ軸方向の向きに流れている場合、その電流の発生する磁場を検出するには、図１３（ａ）のｙ軸方向に微分した磁気検出コイルを用いることにより、磁気信号を検出することができる。一方で、ｘ軸方向に微分した磁気検出コイルを用いた場合は、ほとんど信号が検出されない。このように、水平方向で微分する磁気検出コイルを用いる場合には、磁場源となる電流の向きと直交する方向に微分した磁気検出コイルを用いることが望ましい。しかしながら、心筋電流のように、計測対象の電流の向きが予め分からない場合は、図１２に示される磁気検出コイル組１２のように、本実施形態の磁気検出コイル２つを直交させる形で配置することが望ましい。
さらに、磁気検出コイル１２ａによって検出された磁束密度をＢ_１、磁気検出コイル１２ｂによって検出された磁束密度をＢ_２とすると、それらのベクトル和である次式を算出することが可能である。

Ｂ_０＝√（Ｂ_１ ^２＋Ｂ_２ ^２）^２ ・・・（式１５）

（式１５）を算出することによって、計測対象である電流源の向きによらず、確実に電流源の発生する磁場を検出することが可能となる。

したがって、磁気検出コイル１２ａによって検出されるｘ軸方向に１次微分されたｚ方向の磁束密度Ｂ_１および磁気検出コイル１２ｂによって検出されるｙ軸方向に１次微分されたｚ方向の磁束密度Ｂ_２を用いて、磁場源である電流のｘ成分Ｉ_ｘおよび電流のｙ成分Ｉ_ｙは近似的に以下の式で表される。

（Ｉ_ｘ，Ｉ_ｙ）∝（−Ｂ_２，Ｂ_１） ・・・（式１７）

このことから、磁気検出コイル組１２は、磁場源である電流を近似的に電流ベクトルとして検出することができる。

図１３（ｂ）に示されるように、磁気検出コイル１２ａ，１２ｂから検出される磁束密度Ｂ_１とＢ_２を用いて電流をベクトルとして表現することができる。

このように、磁気検出コイル組１２を複数配置することにより、磁場分布を検出することが可能となる。さらに、（式１７）を用いることにより、磁場源である電流ベクトルの分布（電流ベクトル場）を検出することが可能となる。これにより、心磁計測に関しては、心筋電流が流れている方向を気にすることなく、心筋電流が流れている箇所を推定することが可能となり、脳磁計測に関しては、神経電流が流れている方向を気にすることなく、神経電流が流れている箇所を推定することが可能となる。

ここで、図１および図２を参照しつつ、図１４に沿って本実施形態の磁気検出コイルを用いた生体磁場計測装置１４００の説明をする。
図１４は、本実施形態における生体磁場計測装置の全体構成を示す斜視図である。
生体磁場計測装置１４００において、図１に示される磁気検出コイル１あるいは図２に示される磁気検出コイル２、およびＳＱＵＩＤはクライオスタット１４０１内で低温に保持されている。また、磁気検出コイルは、図１２に示すように２つを１組として、図１３に示す形で配置される。ここで、各磁気検出コイルは、磁気検出コイル面がクライオスタット１４０１の底面と平行となるように配置される。クライオスタット１４０１内には液体ヘリウムが充填され、外界と真空層で断熱されている。クライオスタット１４０１はガントリ１４０２によって支持される。生体磁場計測の被検者はベッド１４０３に横たわり、計測部位（心磁計側であれば胸部あるいは背面）をクライオスタット１４０１の底面に近づけるようにベッド１４０３の高さと水平方向の位置を調節する。計測・制御回路１４０４により、ＳＱＵＩＤ磁束計を制御し、検出した磁気信号を電圧信号に変換して、信号処理・表示装置１４０５に伝達する。信号処理・表示装置１４０５では、ＤＳＰを用いて環境磁場を除去する処理を行い、被検者の生体の磁気信号を検出して信号処理・表示装置１４０５にリアルタイムで心磁波形または脳磁波形、等磁場線図、電流分布図等を表示することができる。

［磁気検出コイルの利用例：胎児心磁計測装置］
ここで、図１および図２を参照しつつ、図１５に沿って本実施形態の磁気検出コイルを用いた胎児心磁計測装置１５００の説明をする。
図１５は、本実施形態における胎児心磁計測装置を示す斜視図である。
胎児心磁計測装置１５００において、図１に示される磁気検出コイル１あるいは図２に示される磁気検出コイル２、およびＳＱＵＩＤはクライオスタット１５０１内で低温に保持される。また、磁気検出コイルは、図１２に示すように２つを１組として、図１３に示す形で配置される。ここで、各磁気検出コイルは、磁気検出コイル面がクライオスタット１５０１の底面と平行となるように配置される。クライオスタット１５０１内には液体ヘリウムが充填され、外界と真空層で断熱されている。クライオスタット１５０１はガントリ１５０２によって支持される。ただし、クライオスタット１５０１は可動であり、水平方向または上下方向に移動し、またクライオスタット１５０１自体の傾きも調整できるものとする。被検者である母体１５０３の腹部に磁気検出コイルを近づけるようにクライオスタット１５０１の位置を調整する。計測・制御回路１５０５により、ＳＱＵＩＤ磁束計を制御し、検出した磁気信号を電圧信号に変換して信号処理・表示装置１５０６に伝達する。信号処理・表示装置１５０６では、ＤＳＰを用いて環境磁場や母体１５０３由来の心磁信号を除去する処理を行い、胎児１５０４の心磁信号を検出して信号処理・表示装置１５０６にリアルタイムで胎児心磁波形１５０７を表示するとともに、胎児１５０４の心磁信号から心拍数を計算してリアルタイムに心拍数１５０８を表示する。以上の構成をもつ胎児心磁計測装置により、胎児１５０４の心磁波形１５０７および心拍数１５０８をリアルタイムでモニタリングすることができる。

［磁気検出コイルの利用例：脳磁計測装置］
ここで、図１および図２を参照しつつ、図１６に沿って本実施形態の磁気検出コイルを用いた脳磁計測装置１６００の説明をする。
図１６は本実施形態における脳磁計測装置を示す斜視図である。
図１に示される磁気検出コイル１あるいは図２に示される磁気検出コイル２、およびＳＱＵＩＤはクライオスタット１６０１ａ，１６０１ｂ内で低温に保持される。また、磁気検出コイルは、図１２に示すように２つを１組として、図１３に示す形で配置される。ここで、各磁気検出コイルは、磁気検出コイル面がクライオスタット１６０１ａ，１６０１ｂの側面と平行となるように配置される。クライオスタット１６０１ａ，１６０１ｂ内には液体ヘリウムが充填され、外界と真空層で断熱されている。クライオスタット１６０１ａ，１６０１ｂはガントリ１６０２によって支持される。ただし、クライオスタット１６０１ａ，１６０１ｂは可動であり、水平方向または上下方向に移動し、またクライオスタット１６０１ａ，１６０１ｂ自体の傾きも調整できるものとする。被検者１６０３の頭部の計測位置にクライオスタット１６０１ａ，１６０１ｂ内の磁気検出コイルを近づけるようにクライオスタット１６０１ａ，１６０１ｂの位置を調整する。計測・制御回路１６０５ａ，１６０５ｂにより、ＳＱＵＩＤ磁束計を制御し、検出した磁気信号を電圧信号に変換して、信号処理・表示装置１６０６に伝達する。信号処理・表示装置１６０６では、ＤＳＰを用いて環境磁場を除去する処理を行い、被検者１６０３の脳磁信号を検出して信号処理・表示装置１６０６にリアルタイムで脳磁波形１６０７ａ，１６０７ｂを表示する。また、神経の伝達時間を計測するために、聴覚刺激装置１６０４を用いて被検者１６０３の耳に音声刺激を行い、その反応をリアルタイムにモニタリングし、さらに、脳磁波形１６０７ａ，１６０７ｂより、それぞれピークの時間差を計算して、伝達時間１６０８をリアルタイムに表示することができる。ここで、上記の聴覚刺激や視覚刺激、体性感覚刺激等の応答に起因する感覚刺激誘発脳磁場の他に、自発脳磁場や事象関連脳磁場も計測することができる。

以上で説明した本実施形態の磁気検出コイルの実施形態では、垂直方向に１次微分又は２次微分する磁気検出コイルを例として説明したが、本実施形態の磁気検出コイルでは、異なる２方向に微分された信号を検出する構成をもっており、例えば垂直方向に３次以上微分する磁気検出コイルでもよい。
また、以上で説明した実施形態では、心臓磁場の計測を例として説明したが、本実施形態の生体磁場計測装置を用いて、脳の神経活動に起因して検査対象の脳から発する磁場の計測や、母体内の胎児の心臓磁場の計測に適用できる。
また、以上で説明した実施形態では、磁気検出コイルの検出した磁束を電圧値に変換する磁束計としてＳＱＵＩＤ磁束計を例にとったが、その他にも磁束計として、磁気抵抗素子、巨大磁気抵抗素子、フラックスゲート磁束計、光ポンピング磁束計等の他の磁束計を用いてもよい。また、ＳＱＵＩＤとして、液体ヘリウムを用いて冷却する例を説明したが、冷凍機や、高温超電導部材から構成されるＳＱＵＩＤであれば液体窒素を用いて冷却してもよい。

本実施形態によれば、Ｓ／Ｎ比を向上させ、より高感度で正確な計測が可能な生体磁場計測装置を実現でき、磁気シールドの無い環境においても生体磁場計測を行うことが可能となる。

本実施形態における磁気検出コイルを示す斜視図である（その１）。 本実施形態における磁気検出コイルを示す斜視図である（その２）。 （ａ）は、図１８（ａ）の０次微分型磁気検出コイルが検出する信号強度の分布のシミュレーション結果を示す図である。 （ｂ）は、図３（ａ）をｘ―Ｂ_ｚ平面に投影して表した図である。 （ａ）は、図１８（ｂ）の１次微分型磁気検出コイルが検出する信号強度の分布のシミュレーション結果を示す図である。 （ｂ）は、図４（ａ）をｘ―Ｂ_ｚ平面に投影して表した図である。 （ａ）は、図１８（ｃ）の１次微分型磁気検出コイルが検出する信号強度の分布のシミュレーション結果を示す図である。 （ｂ）は、図５（ａ）をｘ―Ｂ_ｚ平面に投影して表した図である。 （ａ）は、図１に示される本実施形態の磁気検出コイルが検出する信号強度の分布のシミュレーション結果を示す図である。 （ｂ）は、図６（ａ）をｘ―Ｂ_ｚ平面に投影して表した図である。 （ａ）は、図２に示される磁気検出コイルが検出する信号強度の分布のシミュレーション結果を示す図である。 （ｂ）は、図７（ａ）をｘ―Ｂ_ｚ平面に投影して表した図である。 環境磁場に対する本実施形態の磁気検出コイルの効果を示す実験結果のグラフである。 本実施形態における磁気検出コイルの効果を示す実験に用いた磁場計測装置の概略図である。 本実施形態における磁場計測装置の概略図である。 （ａ）は、図９の出力１の時間変化を表した図である。 （ｂ）は、図９の出力２の時間変化を表した図である。 （ｃ）は、図９の出力３の時間変化を表した図である。 本実施形態における磁気検出コイルの配置を示す斜視図である。 （ａ）は、図１２に示される磁気検出コイル組を模式的に表した上面図である。 （ｂ）は、磁気源である電流ベクトルと、磁気検出コイルによって検出されるｘ軸方向に１次微分されたｚ方向の磁束密度およびｙ軸方向に１次微分されたｚ方向の磁束密度との関係を示す図である。 （ｃ）は、図１２に示される磁気検出コイル組と同様の構成を持つ６４個の磁気検出コイル組１２を８×８の格子状に配置した状態を示す概略図である。 本実施形態における生体磁場計測装置の全体構成を示す斜視図である。 本実施形態における胎児心磁計測装置を示す斜視図である。 本実施形態における脳磁計測装置を示す斜視図である。 一般的な磁場計測装置におけるＦＬＬ回路の構成を示す図である。 （ａ）は、生体磁場計測に使用される一般的な磁気検出コイルの模式図である（０次微分型磁気検出コイル）。 （ｂ）は、生体磁場計測に使用される一般的な磁気検出コイルの模式図である（１次微分型磁気検出コイル）。 （ｃ）は、生体磁場計測に使用される一般的な磁気検出コイルの模式図である（２次微分型磁気検出コイル）。 （ｄ）は、生体磁場計測に使用される一般的な磁気検出コイルの模式図である（薄膜基板上に形成された０次微分型磁気検出コイル）。 （ｅ）は、生体磁場計測に使用される一般的な磁気検出コイルの模式図である（薄膜基板上に形成された１次微分型磁気検出コイル）。

符号の説明

１，２，１２ａ，１２ｂ，１００１，１７０１ 磁気検出コイル
１２ 磁気検出コイル組
１８１ ０次微分型検出コイル
１８１ ０次微分型磁気検出コイル
１８２ １次微分型磁気検出コイル
１８３，９０１，９０２ ２次微分型磁気検出コイル
１８４ ０次微分型磁気検出コイル（薄膜基板型）
１８５ １次微分型磁気検出コイル（薄膜基板型）
１７０２ 入力コイル
１７０３，１８４２，１８５２ ＳＱＵＩＤ
９０３，９０４，１００２ ＳＱＵＩＤ基板
９０５，１００４，１４０１，１５０１，１６０１ａ クライオスタット
９０６，９０７，１００４，１７００ ＦＬＬ回路
９０８，１００５ ＡＤコンバータ
９１０，１００６ ＤＳＰ
９１１ 差動素子
９１２，９１３，９１４ フィルタ
１４００ 生体磁場計測装置
１４０２ ガントリ
１４０３ ベッド
１４０４ 計測・制御回路
１４０５ 信号処理・表示装置
１５００ 胎児心磁計測装置
１５０２，１６０２ ガントリ
１５０３ 母体
１５０４ 胎児
１５０５ 計測・制御回路
１５０６ 信号処理・表示装置
１５０７ 胎児心磁波形
１５０７ 心磁波形
１５０８ 心拍数
１６００ 脳磁計測装置
１６０３ 被検者
１６０４ 聴覚刺激装置
１６０５ａ 計測・制御回路
１６０６ 信号処理・表示装置
１６０７ａ 脳磁波形
１６０８ 伝達時間
１７０４ フィードバックコイル
１７０５ バイアス電流源
１７０６ プリアンプ
１７０７ 積分器
１７０８ フィードバック抵抗

Claims (12)

1. 超伝導体または金属部材によって構成される磁気検出コイルであって、
   互いに異なるループ方向を有する複数の微分型コイルを、所定の間隔で並列に配置し、互いに接続することを特徴とする磁気検出コイル。
2. 前記複数の微分型コイルとは、２つの微分型コイルであることを特徴とする請求項１に記載の磁気検出コイル。
3. 前記微分型コイルとは、２次微分型コイルであることを特徴とする請求項１に記載の磁気検出コイル。
4. 前記微分型コイルとは、１次微分型コイルであることを特徴とする請求項１に記載の磁気検出コイル。
5. 前記超伝導体または金属部材が、線材であることを特徴とする請求項１に記載の磁気検出コイル。
6. 磁気検出コイルで検出した磁気信号を、超伝導量子干渉素子に伝達することを特徴とする磁場計測装置であって、
   前記磁気検出コイルは、
   超伝導体または金属部材によって構成され、互いに異なるループ方向を有する複数の微分型コイルを、所定の間隔で並列に配置し、互いに接続することを特徴とする磁場計測装置。
7. ２つの前記磁気検出コイルが、互いに交差している磁気検出コイル組を備えることを特徴とする請求項６に記載の磁場計測装置。
8. 前記交差とは、直交であることを特徴とする請求項７に記載の磁場計測装置。
9. 前記磁気検出コイル組が、複数存在し、かつ格子状に配置されることを特徴とする請求項７に記載の磁場計測装置
10. 胎児の心臓から発生する磁気信号を検出し、胎児の心拍数をモニタリングすることを特徴とする請求項６に記載の磁場計測装置。
11. 脳から発生する磁気信号を検出し、神経の伝達時間をモニタリングすることを特徴とする請求項６に記載の磁場計測装置。
12. 磁気検出コイルで検出した磁気信号を、超伝導量子干渉素子に伝達する磁場計測装置であって、
    互いに異なるループ方向を有する複数の微分型コイルは、所定の間隔で並列に配置された超伝導体または金属部材によって構成され、
    前記磁場計測装置は、
    前記複数の微分型コイルで検出した磁気信号を、互いに差分する手段を含むことを特徴とする磁場計測装置。

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