JP5022660B2

JP5022660B2 - 磁場計測装置

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Publication number: JP5022660B2
Application number: JP2006274602A
Authority: JP
Inventors: 悠介関; 明彦神鳥; 満大沼
Original assignee: Hitachi High Technologies Corp
Current assignee: Hitachi High Tech Corp
Priority date: 2006-10-06
Filing date: 2006-10-06
Publication date: 2012-09-12
Anticipated expiration: 2026-10-06
Also published as: US8374672B2; JP2008092978A; US20080086049A1

Description

本発明は、主に胎児の心臓から発生する磁場を検出することを目的とした生体磁場計測装置に関する。

心臓から発生する磁場（心磁）を計測する心磁計においては、センサを被験者の計測部位（成人であれば胸部、胎児であれば母体の下腹部）に安全かつ正確に近づけることが重要である。従来技術では、センサを保持する筒型のクライオスタットあるいは被験者が横たわるベッドを上下方向に移動させることによって、センサの計測位置を調整してきた。この方法では、水平面と平行なセンサ面と体表面が必ずしも平行ではないため、信号強度が減少してしまうという課題があった。特に、胎児の心臓磁場を検出する場合には、センサ面を母体の下腹部に近づける必要があるため、正確な位置合わせが困難であった。

これに対して、例えば、特許文献１〜６においては、クライオスタットを傾ける機構や上下させる機構をガントリに付加することで位置合わせを容易にする工夫がされている。

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。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。生体磁気計測及び検出コイルについては、非特許文献１に詳しい説明がある。

特開平７−２６５２７６号公報特開２０００−１３９８６４号公報特開平５−２１２００８号公報特開平６−１９７８７９号公報特開平６−１９７８８０号公報特開平９−３２７４４４号公報 S. J. Williamson and L. Kaufman、 J. Magn. Magn. Mater. 22、 129 (1981).

従来技術では、センサを保持するクライオスタットあるいは被験者が横たわるベッドが上下することによって、センサの計測位置を調整してきたが、センサ面と体表面が必ずしも平行ではないため、その結果として信号強度が減少してしまうという課題があった。また、クライオスタットを傾ける機構や上下させる機構をガントリに付加していても、傾けたまま上下させなくてはならず、その場合には胎児心磁を測定する場合に、被験者に圧迫感を与え、また、位置合わせがしにくいという問題点があった。

また、従来の微分型磁気検出コイルは、非特許文献１（Fig. 5）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。

前記問題に対して、本発明では、正確な位置合わせと高感度な信号検出が可能な生体磁場計測装置を提供する。具体的には、センサ面と母体の腹壁とを安全かつ正確に近づけることによって、胎児の生体磁気信号を安全かつ高感度に検出可能な生体磁場計測装置を提供する。

本発明の生体磁場計測装置では、センサ面と体表面とを平行に保ったまま接近させるために、クライオスタットは首振り方向と伸縮方向の移動が可能な構造とした。ガントリは３つの支持体によって構成される。第１の支持体はガントリ全体を支持する門型支持体である。第２の支持体は第１の支持体によって支持され、第１の方向を軸として回転可能である。第３の支持体は第２の支持体によって支持され、クライオスタットの軸方向に移動可能である。クライオスタットは第３の支持体によって支持され、第３の支持体と一体となって動く。

クライオスタットを保持するガントリは、クライオスタットの振動を抑えることを目的として、門型である。

計測者がセンサ面と被検体との位置関係を目視によって正確に確認できるよう、ガントリの支持部に切欠き部を有する構造とした。

クライオスタットの先端部には、被験者側に傾いた面を有しており、そこにセンサを設けるようにした。

液体ヘリウム補給、クライオスタットの真空引き、及びセンサ交換等のメンテナンス作業を効率良く行うために、ガントリ正面のカバーはヒンジ構造により開閉可能である。

クライオスタットには、電磁波を遮蔽するために、表面に導電性塗料が塗布される。

クライオスタットにおいて、磁気センサの検出面に近いクライオスタット表面間の距離を感知する距離センサを有する。

クライオスタットにおいて、磁気センサの検出面に近いクライオスタット表面には、クライオスタット表面にかかる圧力を検知する圧力センサを有する。

本発明によれば、クライオスタットを首振り・伸縮と自由にその位置を動かすことにより、測定したい点にセンサを固定することが可能である。その結果、センサと信号源との距離を最小限に近づけることができるので、得られる信号強度が従来よりも大きくなるという効果がある。さらに、座位でも仰臥位でも測定が可能である。

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、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。

図１は、本実施形態における磁場計測装置を示す斜視図である。図２は、本実施形態における磁場計測装置を示す六面図である。図２（ａ）〜（ｆ）はそれぞれ、（ａ）正面、（ｂ）背面、（ｃ）左側面（正面から見て左側の面）、（ｄ）右側面（正面から見て右側の面）、（ｅ）上面、（ｆ）下面を示す。図３は、本実施形態における磁場計測装置を示す断面図である。図３（ａ）は図２（ａ）のＡ−Ａ断面における断面図であり、図３（ｂ）は図２（ａ）のＢ−Ｂ断面における断面図である。ここで、クライオスタット１０３は、水平面に対して傾いた検出面６０４を持ち、この検出面６０４付近にＳＱＵＩＤ磁束計を保持している。従来のクライオスタットでは、検出面と水平面とがほぼ平行であることが多い。これは、成人の心磁を計測する場合に適しているからである。一方で、母体が仰臥した状態では、腹部の体表面は水平面に対して傾斜しているため、検出面と計測部位を近づけることが困難で、胎児の心磁計測には適していなかった。さらに、クライオスタットを約３０度以上傾けると、中に充填してある液体ヘリウム等の冷媒が急激に蒸発してしまうという問題もあった。本発明では、クライオスタット１０３の検出面６０４が水平面に対して傾いた構成であるため、母体腹部の計測部位と検出面６０４との位置合わせが容易になるだけでなく、クライオスタット１０３を大きく傾けなくても母体腹部の体表面と検出面６０４を平行に調節することが可能となる。

磁場計測装置１０１は、ＳＱＵＩＤ磁束計を低温に保持、固定するクライオスタット１０３と、クライオスタット１０３を支持かつ駆動するガントリによって構成される。第１の支持体１０２はガントリの構造体の一部であり、ガントリ全体を支持する。第１の支持体１０２は門型構造により、ガントリの振動を抑えることができる。ガントリの振動を抑えることによって、クライオスタット１０３の中に保持されているＳＱＵＩＤ磁束計の振動が抑えられ、振動に起因する磁気雑音が低減されるという効果がある。

ガントリ前面カバー１０５は、ガントリの構造体の一部であり、ヒンジ構造によって開閉可能である。通常、ガントリ前面カバー１０５を閉じた状態で磁場計測装置１０１を使用するが、クライオスタット１０３のメンテナンス作業を行う際はガントリ前面カバー１０５を開いた状態にする。ヒンジ構造を採用しているので、ガントリ前面カバー１０５全体を取り外す必要がなく、メンテナンス作業を効率的に行うことができるという効果がある。また、コントローラ１０６はガントリの駆動を操作するのに用いられる。また、クライオスタット位置表示１０７がガントリ前面カバー１０５の中心位置に設置され、透明部材１０８を通してクライオスタット位置表示１０７により、クライオスタット１０３の位置を確認できる構成となっている。

ここで、磁場計測装置１０１を構成するガントリやクライオスタットは全て非磁性材料で形成されることが望ましい。本実施形態では、ガントリはアルミニウムや真鍮によって形成され、クライオスタットはＦＲＰ（繊維強化プラスチック）によって形成される。なお、図１の斜視図において、透明部材１０８の平行斜線は、外観として現れる線ではなく、便宜上、その部分が透明であることを表しているものである。

図４および図５は、本実施形態におけるガントリの詳細構造を示す図である。第１の支持体１０２は床面に固定され、ガントリ全体を支持する。第１の支持体１０２は、第２の支持体３０１を支持し、駆動手段４０１ａおよび４０１ｂと、クランク４０２ａおよび４０２ｂにより、第２の支持体３０１を第１の方向を回転軸として回転駆動する。ここで、駆動手段４０１ａおよび４０１ｂは油圧シリンダによって構成され、これらが伸縮することにより、第２の支持体に固定されたクランク４０２ａおよび４０２ｂが回転し、その結果、第２の支持体も第１の方向を回転軸として回転する。第１の方向（回転軸の方向）は、筒型形状のクライオスタット１０３の軸と平行な第２の方向（長手方向）と略垂直であり、第１の支持体の両足部を繋ぐ方向である。クライオスタット１０３の先端にある検出面６０４は第１の方向を回転軸として首振り駆動するものとする。首振りの角度はクライオスタット１０３の軸が鉛直方向の状態から＋３０度から−３０度の範囲が測定上望ましい。

第２の支持体３０１は、第３の支持体３０２を支持し、駆動手段５０１によって第３の支持体３０２を第２の方向に駆動する。具体的には、駆動手段５０１は油圧シリンダによって構成され、第２の支持体３０１と第３の支持体３０２との間に固定されており、油圧シリンダが伸縮することによって、第３の支持体３０２が第２の支持体３０１からみてクライオスタットの軸方向である第２の方向に移動する。第３の支持体３０２の両端にはガイド機構４０３ａおよび４０３ｂが固定されている。ガイド機構４０３ａおよび４０３ｂは、第２の支持体３０１に固定されたレール４０４ａおよび４０４ｂに沿って第２の方向に移動する。その結果、第３の支持体３０２は円滑に第２の方向に移動することができる。さらに、クライオスタット１０３は、中間フランジ６０３を介して第３の支持体３０２に固定され、第１の方向を回転軸として回転駆動され（首振り駆動と呼ぶ）、さらに第２の方向に駆動される（伸縮駆動と呼ぶ）。

図６は本実施形態におけるクライオスタットを示す斜視図であり、図７は本実施形態におけるクライオスタット１０３を示す六面図である。図７（ａ）〜（ｆ）はそれぞれ、（ａ）正面、（ｂ）背面、（ｃ）左側面（正面から見て左側の面）、（ｄ）右側面（正面から見て右側の面）、（ｅ）上面、（ｆ）下面を示す。
クライオスタット１０３は真空断熱容器であり、液体ヘリウムを内部に充填し、ＳＱＵＩＤ磁束計を低温に保持する目的で使用される。ＳＱＵＩＤ磁束計を駆動するＦＬＬ回路６０１はクライオスタット１０３の側面に固定される。ＳＱＵＩＤ磁束計とＦＬＬ回路とを接続するケーブルが長いと、信号が減衰してしまう上に雑音が乗りやすいため、ケーブルはなるべく短い方が望ましい。本実施例では、クライオスタット１０３の側面にＦＬＬ回路６０１を固定することによって、ＳＱＵＩＤ磁束計とＦＬＬ回路とを接続するケーブルを短くすることができる。真空引き口６０２はクライオスタット１０３がガントリに固定された状態で正面の位置にくるように配置される。その結果、クライオスタット１０３をガントリの上に固定した状態で真空引き作業を行うことができる。クライオスタット１０３は中間フランジ６０３を第３の支持体３０２（図４参照）に固定することによって、ガントリに固定され、かつ駆動される。

また、ＳＱＵＩＤ磁束計の検出コイルはクライオスタット１０３内部の検出面６０４付近に固定される。図６に示されるように、検出面６０４がクライオスタット１０３の側面に対して突起した形状にすることにより、検出面６０４を容易に妊婦の腹部の計測位置に合わせることが可能となる上に、被験者への圧迫感も軽減するという効果がある。さらに、検出面６０２をクライオスタット１０３の軸方向（第２の方向）に垂直な面から傾きを持たせることにより、検出面６０４を水平面に対して大きく傾かせることができる。本実施形態では、検出面６０４はクライオスタット１０３の軸方向（第２の方向）に垂直な面から１５度の角度の傾きを持つ。母体が仰臥した状態では、腹部体表面の水平面に対する傾きは概ね４５度より小さいので、後述のように、クライオスタットが３０度まで傾斜する構成の場合には、検出面の傾きが１５度から３０度程度であれば、母体腹部の表面が水平面に対してほぼ水平な場合でも、４５度傾いている場合でも検出面と計測部位の体表面とをほぼ平行に近づけることが可能となり、その結果、精度良く位置合わせを行うことができる。

通常、クライオスタット１０３には液体ヘリウムが充填されているため、過度に傾けることができない。本実施形態では、クライオスタット１０３の首振りの角度が第２の方向が鉛直方向の状態から＋３０度から−３０度の範囲で可変である。ここで、検出面と水平面とのなす角度の絶対値に着目すると、検出面が第２の方向と垂直な面の場合は、該角度は０度から３０度の範囲で変化するのに対し、本実施形態では該角度は０度から４５度の範囲で変化する。つまり、本実施形態によれば、同じ首振りの角度でより大きく検出面６０４の角度を変化させることが可能となる。検出面６０４の角度範囲が大きくなることによって、被験者の体表面と検出面６０４との位置合わせをより正確に行うことが可能となる。さらに、被験者が座位の状態においても計測することが可能となる。
また、計測面６０４の面積を小さくすることにより、検出コイルと計測面６０４との間の真空層、デュワ外層、デュワ内層の厚みを薄くすることができる（図１２）。その結果、信号源と検出コイルとの距離が小さくなり、信号強度が大きくなるという効果がある。

また、クライオスタット１０３の表面には銀などの電気伝導性の良い金属を含んだ導電性塗料が塗布されている。この導電性塗料は電磁波を遮蔽する効果がある。電磁波は環境雑音となるだけでなく、ＳＱＵＩＤの検出感度を劣化させてしまうという悪影響をもたらす。従来は、クライオスタットをパーマロイやアルミニウムで構成された磁気シールドルームの内部に置くことによって電磁波を遮蔽していた。一方で、本実施形態ではクライオスタットそれ自体に電磁波を遮蔽する機能を持たせることによって、磁気シールドルームを用いることなく電磁波を遮蔽することが可能となる。また、ＦＬＬ回路６０１を真鍮やＳＵＳ等の非磁性の金属のネジを用いてクライオスタット１０３に固定することにより、クライオスタット１０３に塗布された導電性塗料をＦＬＬ回路６０１のグラウンドに接地することができる。その結果、導電性塗料は電磁波遮蔽体として安定に機能することが可能となる。

また、クライオスタット１０３において、検出面６０４の表面にかかる圧力を感知する圧力センサがあってもよい。この圧力センサにより、被験者とクライオスタット１０３の検出面６０４とが接触して過大な圧力がかからないようその圧力を計測することが可能となる。同様に、クライオスタット１０３の検出面６０４と被験者の体表面の距離を感知する距離センサをクライオスタット１０３またはガントリにあっても良い。この距離センサにより、被験者とクライオスタット１０３の検出面６０４との距離を測定することができるので、被験者とクライオスタット１０３の検出面６０４との接触を防止することができる上に、検出面６０４の位置合わせを自動制御にすることも可能となる。

図８は、本実施形態における検出コイルを示す斜視図である。

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、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、検出コイル１が検出する下記（式１）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１）

つまり、本実施形態の検出コイル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次微分する検出コイルである。このように、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、１次微分型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。

図９は、本実施形態における検出コイルを示す斜視図である。

本実施形態の検出コイル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、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、検出コイル２が検出する下記（式２）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２）

つまり、本実施形態の検出コイル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次微分する検出コイルである。このように、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、２次微分型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。

なお、図８および図９に示す検出コイルは、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。

次に、図９を参照しつつ、図１０および図１１を参照して本実施形態における検出コイルの配置方法の一例を説明する。

図１０は、本実施形態における検出コイルの配置を示す斜視図である。

検出コイル１２ａ、１２ｂは、図１０に示される検出コイル２と同じ構成をもつ。すなわち、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。検出コイル１２ａは、２次微分型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、検出コイル１２ｂは、２次微分型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。検出コイル１２ａ、１２ｂの組のことを検出コイル組１２と記載することにする。ここで、検出コイル組１２は、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１１（ａ）は、図１１に示される検出コイル組を模式的に表した上面図である。図１１（ｂ）は、磁場源である電流ベクトルと、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。

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１１（ａ）のｙ軸方向に微分した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１０に示される検出コイル組１２のように、本実施形態の検出コイル２つを直交させる形で配置することが望ましい。

さらに、検出コイル１２ａによって検出された磁束密度をＢ_１、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）・・・（式３）

（式３）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。

また、磁場源である電流ベクトルをＩ＝（Ｉ_ｘ、Ｉ_ｙ）とすると、電流のｘ成分Ｉ_ｘ、および電流のｙ成分Ｉ_ｙはそれぞれ、ｘ軸方向に１次微分されたｚ方向の磁束密度の変化
ΔＢ_ｚ／Δｘ、およびｙ軸方向に１次微分されたｚ方向の磁束密度の変化ΔＢ_ｚ／Δｙを用いて近似的に以下の式で表される。（H. Hosaka and D. Cohen、 “Visual determination of generators of the magnetocardiogram”、 Journal of Electrocardiology （米国）、1976年、第９巻、p. 426-432 参照）。

（Ｉ_ｘ、Ｉ_ｙ）∝（−ΔＢ_ｙ／Δｙ、ΔＢ_ｘ／Δｘ）・・・（式４）

したがって、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５）

このことから、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。すなわち、図１１（ｂ）に示されるように、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、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５）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、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。

図１２は、図７（ａ）のＣ−Ｃ断面における断面図であり、本実施形態におけるクライオスタットを示す。クライオスタット１０３の内部には、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。検出コイル組７０１は、図１０に示される検出コイル組１２と同じ構成である。ここで、各検出コイルは、検出コイル面がクライオスタット１０３の検出面６０４と平行となるように配置される。また、クライオスタット１０３は、検出面６０４において他の部分に比べて内層、外層、真空層がそれぞれ薄く加工されている。その結果、検出コイル面と信号源との距離を小さくなり、信号強度が大きくなる効果がある。

また、検出面６０４には圧力センサ６０５を備えており、被験者の体表面と検出面６０４との圧力を計測することができる。この構成により、例えば検出面が体表面に接触したことを検出することが可能となる。また、予めしきい値を設定しておくことで、しきい値以上の圧力がかかった時に警報を鳴らしたり、装置を自動停止したりすることができる。

図１３は、本実施形態におけるクライオスタット１０３の首振り駆動の様子を示す。（ａ）はクライオスタット１０３が最も前方に首振りした状態（首振り角＋３０度）を示す。この時検出面は水平面と４５度の角度を持つ。（ｂ）は第２の方向が鉛直方向な状態、すなわちクライオスタット１０３が直立した状態を示す。（ｃ）はクライオスタット１０３が最も後方に首振りした状態（首振り角−３０度）を示す。

第１の方向（回転軸の方向）は、筒型形状のクライオスタット１０３の軸と平行な第２の方向（長手方向）と略垂直であり、クライオスタット１０３の先端にある検出面６０４は第１の方向を回転軸として首振り駆動するものとする。首振りの角度はクライオスタット１０３の軸が鉛直方向の状態から＋３０度から−３０度の範囲である。

図１４は、本実施形態におけるクライオスタット１０３の伸縮駆動の様子を示す。（ａ）は最も縮んだ状態、（ｃ）は最も伸びた状態、（ｂ）はその中間の状態を示す。クライオスタット１０３は第３の支持体３０２に固定され、駆動手段５０１（図５参照）によって第２の方向に駆動される。本実施形態では、クライオスタット１０３は第２の方向に２０ｃｍ可動するものとする。より具体的には、クライオスタット１０３が直立した状態（図１３（ｂ）の状態）において、この場合には、検出面６０４は床面から高さ約７０ｃｍから約９０ｃｍの範囲で伸縮駆動される。

図１５は本実施形態における生体磁場計測装置を用いて胎児の心臓磁場計測を実施する時において、クライオスタット１０３と妊婦の被験者との位置関係を示す図である。（ａ）は妊婦の被験者が座位の状態で胎児の心臓磁場計測を実施する様子を示す。被験者１５０１が座位の状態では、被験者１５０１が椅子にもたれた状態でも腹部の体表面は水平面に対して３０度以上の角度を持つ。本実施形態の生体磁気計測装置１０１では、検出面６０４が水平面に対して最大４５度の角度を持つようにクライオスタット１０３を簡単な操作で傾けることが可能となる。（ｂ）は妊婦の被験者が仰臥位の状態で胎児の心臓磁場計測を実施する様子を示す。検出面６０４をほぼ水平面と平行に調整する場合は、クライオスタット１０３を後方に１５度だけ傾かせることによって調整可能である。

さらに、ガントリ前面カバー１０５に設置されたクライオスタット位置表示１０７がクライオスタット１０３の伸縮と連動してクライオスタット１０３の軸方向に移動し、その結果、クライオスタット１０３の位置を容易に確認することができる。また、クライオスタット１０３の伸縮方向の位置と傾き角度を記録することによって、測定時の位置を再現することが可能となる。

操作者（医師あるいは技師）の操作中の視界を良くするために、ガントリの第１の支持部１０２の２つの足部の被検者が配置される側に切欠き部を有する。この切欠き部により操作者はクライオスタット１０３の検出面６０４と被験者の体表面との位置関係を横から目視によって確認しながらコントローラ１０６によってクライオスタット１０３を駆動させることが可能となる。
また、検出面６０４を被験者１５０１または１５０２の体表面に位置合わせする際、ガントリまたはベッドが鉛直方向に上下する方法に比べて、クライオスタット１０３が第２の方向に伸縮駆動する本実施形態は、位置合わせがより容易に行えるだけでなく、被験者にとって圧迫感や恐怖感が少ない。

図１６は本実施形態におけるクライオスタット１０３のメンテナンス時におけるガントリの動きを示す斜視図である。（ａ）はガントリ前面カバー１０５を開いた状態を示した図である。クライオスタット１０３のメンテナンスには、主に真空排気作業と液体ヘリウム充填作業がある。本実施形態では、ガントリ前面カバー１０５を取り外さなくても済むように、蝶番によってガントリ前面カバー１０５を第１の支持体１０２に固定し、ヒンジ式でガントリ前面カバー１０５を開く構造とした。このヒンジ式構造により、クライオスタット１０３のメンテナンスをより簡便に行うことができる。（ｂ）は（ａ）の状態からガントリカバー１０４の一部を取り外した状態を示す図である。この状態では、中間フランジ６０３と第３の支持体３０２とを固定するネジを外し、クライオスタット１０３を手前に引くだけで簡単にクライオスタット１０３をガントリから取り外すことが可能となる。

図１７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。

図８に示される検出コイル１、あるいは図９に示される検出コイル２、およびＳＱＵＩＤはクライオスタット１０３内でＳＱＵＩＤを形成する超伝導物質の超伝導転移温度以下に保持される。具体的には、クライオスタット１０３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。本実施形態では、図９に示される２個の検出コイル２を１組として、図１０に示される検出コイル組１２として配置される。ここで、各検出コイルは、検出コイル面がクライオスタット１０３の検出面６０４と平行となるように配置される。

クライオスタット１０３はガントリによって支持される。また、クライオスタット１０３はガントリによって首振り駆動および伸縮駆動される。クライオスタット１０３の駆動は油圧ポンプの制御により行う。具体的には、コントローラ１０６を用いて油圧制御装置１７０２内の電磁弁を制御することによって、ガントリに設置された油圧シリンダに圧力を伝達させ、図４および図５に示すガントリの駆動手段４０１ａ、４０１ｂ、５０１を駆動させる。首振り駆動は駆動手段４０１ａ、４０１ｂの直線方向の運動をクランク４０２ａ、４０２ｂによって回転運動に変換することによって制御される。

被験者が仰臥位あるいは座位でも計測可能とするため、ベッド１７０１にはリクライニング機構が備わっており、背もたれの角度を任意に変えることができる。コントローラ１０６によって、クライオスタット１０３の計測面６０４を被験者の腹部に近づけるように調整する。

クライオスタット１０３に固定したＦＬＬ回路６０１によって、ＳＱＵＩＤ磁束計を制御し、検出コイルにて検出した磁気信号を電圧信号に変換して、信号処理装置１７０３に伝達する。信号処理装置１７０３では、ＤＳＰを用いて雑音信号を除去する処理を行い、被検者の生体磁気信号を検出して表示装置１７０４にリアルタイムで心磁波形を表示する。また、母体の心電波形を同時に計測し信号処理装置１７０３に入力し、信号処理を行うことによって、母体と胎児の双方に由来する心磁信号の中から胎児に由来する心磁信号のみを抽出する。そして、胎児の心磁波形のみをリアルタイムに表示すると共に、ピークを検出して胎児の心拍数もリアルタイムに表示する。

図１８は本実施形態におけるガントリを操作するコントローラ１０６を示す斜視図である。測定時には、ＯＮスイッチ１０６−２を押下することによって、油圧制御装置１７０２の電源をＯＮにする。クライオスタット１０３は、操作ボタン１０６−４を押下することにより第２の方向の上方（ガントリカバー１０４から露出するクライオスタット１０３が短くなる方向）に駆動され、操作ボタン１０６−５を押下することにより、第２の方向の下方（ガントリカバー１０４から露出するクライオスタット１０３が長くなる方向）に駆動される。また、クライオスタット１０３は、操作ボタン１０６−６を押下することにより、前方（コントローラ１０６の位置からみて左の方向）に首振り駆動され、操作ボタン１０６−７を押下することにより、後方（コントローラ１０６の位置からみて右の方向）に首振り駆動される。また、測定を終了する場合には、ＯＦＦスイッチ１０６−３を押下することにより、油圧制御装置１７０２の電源をＯＦＦにする。緊急停止ボタン１０６−１は緊急時に装置を停止させるための非常用ボタンである。

図１９〜２４は本実施形態における胎児心磁計測装置において得られた信号を表示する画面を示す図である。

図１９は２個のセンサから得られる時間波形を表示したグラフである。各グラフの横軸は時間を示し、縦軸は各ＳＱＵＩＤ磁束計の出力信号（磁場）を示す。波形２１０１、２１０２はそれぞれ、クライオスタット１０３内に保持されている第１のＳＱＵＩＤ磁束計の出力（Ｃｈ１）と、第２のＳＱＵＩＤ磁束計の出力（Ｃｈ２）である。この表示により、最も単純に磁場変化を表すことができる。

図２０は各クライオスタット内に保持される２個のＳＱＵＩＤ磁束計の出力をベクトル和することによって得られる信号の時間波形を表示したグラフである。各グラフの横軸は時間を示し、縦軸は各クライオスタットに保持される２個のＳＱＵＩＤ磁束計の出力信号（磁場）のベクトル和を示す。波形２２０１はクライオスタット１０３内に保持されている第１のＳＱＵＩＤ磁束計の出力（Ｃｈ１）と、第２のＳＱＵＩＤ磁束計の出力（Ｃｈ２）を（式３）の式を用いて合成したベクトル和である。この表示方法は、波形のピークを検出するのに適している。例えば、ピークの時刻を検出したり、波形の周期を求めたり、あるいは加算平均のトリガ信号として検出することが容易になる。

図２１は各クライオスタット内に保持される２個のＳＱＵＩＤ磁束計の出力から電流ベクトルとして表示したグラフと、電流ベクトルの大きさと位相の時間波形を表示したグラフである。電流ベクトル２３０３は（式５）とクライオスタット１０３内に保持されている２個のＳＱＵＩＤ磁束計の出力（Ｃｈ１およびＣｈ２）を用いて算出した電流の向きと大きさを表すベクトルである。波形２３０１は図２０の波形２２０１と同じ波形であり、電流ベクトル２３０３の大きさに相当する。また、波形２３０２は電流ベクトル２３０３の位相を示す。波形２３０１および波形２３０２のグラフの横軸はいずれも時間を示す。電流ベクトル２３０３の表示により、直感的に生体内を流れる電流を確認することができる。また、波形２３０１と波形２３０２の表示により、より定量的に体内を流れる電流を評価することができる。

図２２の上段のグラフの波形２４０１はクライオスタット内に保持される第１のＳＱＵＩＤ磁束計の出力（Ｃｈ１）を示す。中段のグラフの波形２４０３（Ｃｏｍｐ）は図２１の波形２３０１と同じ波形であり、ピーク検出のしきい値２４０２より大きい各時間領域における最大値をピークとしてソフトウェアによりピーク時刻が自動検出される。下段右には中段の波形２４０３からピークを検出し、１分間当たりのピークの数として求められた心拍数２４０４を示す。下段左には、下段右に表示される心拍数２４０４の履歴２４０５をグラフとして表示する。ここで、下段左のグラフ横軸は現在からの何分前かを示し、縦軸は心拍数を示す。心拍数の履歴２４０５により、被験者（母体または胎児）の心拍数の変化をモニタリングすることができる。また、上段と中段のグラフは他のチャンネルや心電図等の外部入力信号の表示に切り替えることもできる。

図２３では、胎児の心磁波形を抽出し、表示する画面を示す。図２０〜２２では、母体または胎児どちらかに由来する信号が支配的である場合についての表示方法について説明した。ここでは、母体由来と胎児由来の信号が共存する場合の表示方法について説明する。上段のグラフはクライオスタット内に保持される第１のＳＱＵＩＤ磁束計の出力２５０１（Ｃｈ１）を示す。第１のＳＱＵＩＤ磁束計の出力２５０１には、母体由来の心磁波形２５０２と胎児由来の心磁波形２５０３を含む。中段のグラフの波形２５０５は外部入力信号波形（Ｒｅｆ１）を示し、ピーク検出のしきい値２５０４より大きい各時間領域における最大値をピークとしてソフトウェアによりピーク時刻を自動検出する。ここでは、外部入力信号として、母体の心電波形を入力している。下段には、以下に示す方法を用いて母体由来の心磁波形を除去し、胎児由来の心磁波形を抽出したグラフ２５０６（ｆ−Ｃｈ１）を示す。

まず、母体の心磁波形と胎児の心磁波形に相関がないことを利用して、母体の心電波形をトリガとして生波形を加算平均し、さらに加算平均された波形の両端が０となるように基線補正し、母体のテンプレート心磁波形を作成する。加算平均により胎児の心磁波形は除去されているので、このテンプレート心磁波形には胎児由来の信号をほとんど含んでいない。そして、母体の心電波形をトリガとして、生波形から作成した母体のテンプレート心磁波形を差し引くことにより、胎児の心磁波形を抽出することができる。

図２４では、胎児の心拍数を表示する画面を示す。上段のグラフはクライオスタット内に保持される第１のＳＱＵＩＤ磁束計の出力２６０１（Ｃｈ１）を示す。第１のＳＱＵＩＤ磁束計の出力２６０１には、母体由来の心磁波形２６０２と胎児由来の心磁波形２６０３を含む。中段のグラフの波形２６０５は図２３で得られた胎児心磁波形２５０６にカットオフ周波数３Ｈｚのハイパスフィルタ処理を行った波形（ｆ−Ｃｈ１（ＨＰＦ））を示し、ピーク検出のしきい値２６０４より大きい各時間領域における最大値をピークとしてソフトウェアによりピーク時刻が自動検出される。下段右には中段の波形２６０５からピークを検出し、１分間当たりのピークの数として求められた胎児の心拍数２６０６を示す。下段左には、下段右に表示される胎児の心拍数２６０６の履歴２６０７をグラフとして表示する。ここで、下段左のグラフ横軸は現在からの何分前かを示し、縦軸は心拍数を示す。心拍数の履歴２６０７、胎児の心拍数の変化をモニタリングすることができる。

以上で説明した本実施形態の検出コイルの実施形態では、垂直方向に１次微分又は２次微分する検出コイルを例として説明したが、例えば垂直方向に３次以上微分する検出コイルでもよい。

また、以上で説明した実施形態では、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、胎児心磁計測において、安全かつ正確にセンサ面の位置合わせを行うことが可能となる。具体的には、クライオスタットを首振り駆動かつ伸縮駆動することにより、母体の腹部の任意の位置に座位または仰臥位の状態で、簡易に胎児の心拍数をモニタリングすることが可能な生体磁場計測装置を実現できる。

本実施形態における磁場計測装置を示す斜視図。本実施形態における磁場計測装置を示す六面図。本実施形態における磁場計測装置を示す断面図。本実施形態におけるガントリの詳細構造を示す図。本実施形態におけるガントリの詳細構造を示す図。本実施形態におけるクライオスタットを示す斜視図。本実施形態におけるクライオスタットを示す六面図。本実施形態における検出コイルを示す斜視図（その１）。本実施形態における検出コイルを示す斜視図（その２）。本実施形態における検出コイルの配置を示す斜視図。（ａ）は、図１０に示される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、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。本実施形態におけるクライオスタットを示す断面図。本実施形態における生体磁場計測装置において、ガントリとクライオスタットが首振り方向に移動する様子を示す斜視図。本実施形態における生体磁場計測装置において、クライオスタットの軸方向にクライオスタットが移動する様子を示す斜視図。本実施形態における生体磁場計測装置を用いて胎児の心臓磁場計測を実施する時において、クライオスタットと妊婦の被験者との位置関係を示す図。（ａ）は妊婦の被験者が座位の状態で胎児の心臓磁場計測を実施する様子を示す。（ｂ）は妊婦の被験者が仰臥位の状態で胎児の心臓磁場計測を実施する様子を示す。本実施形態におけるクライオスタットのメンテナンス時におけるガントリの動きを示す斜視図。（ａ）はガントリ前面カバー１０５を開いた状態を示した図である。（ｂ）は（ａ）の状態からガントリカバー１０４の一部を取り外し、クライオスタットを手前に引いて取り出せる状態を示した図である。本実施形態における胎児心磁計測装置を示す斜視図。本実施形態におけるガントリを操作するコントローラを示す斜視図。クライオスタット内に保持される２個のセンサから得られる時間波形を表示したグラフ。クライオスタット内に保持される２個のセンサの出力から得られる電流ベクトルの大きさを表示したグラフ。（上段）：クライオスタット内に保持される２個のセンサの出力から得られる電流ベクトルの大きさを表示したグラフ。（中段）：クライオスタット内に保持される２個のセンサの出力から得られる電流ベクトルの位相を表示したグラフ。（下段）：クライオスタット内に保持される２個のセンサの出力から得られる電流ベクトルの図。（上段）：クライオスタット内に保持される２個のセンサの出力、あるいは外部入力信号から選択された波形を表示したグラフ。（中段）：クライオスタット内に保持される２個のセンサの出力、あるいは外部入力信号から選択された波形を表示したグラフ、およびピーク検出のしきい値を表示したグラフ。（下段右）：中段の波形からピークを検出し、１分間当たりのピークの数として求められた心拍数。（下段左）：下段右に表示される心拍数の履歴をグラフ表示した図。（上段）：クライオスタット内に保持される２個のセンサの出力から得られた信号。母体と胎児の心磁信号を含む。（中段）：母体の心電波形。（下段）：母体由来の心磁波形を除去し、胎児由来の心磁波形を抽出したグラフ。（上段）：クライオスタット内に保持される２個のセンサの出力から得られた信号。母体と胎児の心磁信号を含む。（中段）：母体由来の心磁波形を除去し、胎児由来の心磁波形を抽出した後にハイパスフィルタ処理を行った波形。（下段右）：中段の波形からピークを検出し、１分間当たりのピークの数として求められた胎児の心拍数。（下段左）：下段右に表示される胎児の心拍数の履歴をグラフ表示した図。

符号の説明

１、２、１２ａ、１２ｂ、１７０１検出コイル
１２、７０１検出コイル組
１０１磁場計測装置
１０２第１の支持体（門型支持体）
１０３クライオスタット
１０４ガントリカバー
１０５ガントリ前面カバー
１０６コントローラ
１０７クライオスタット位置表示
１０８透明部材
３０１第２の支持体
３０２第３の支持体
４０１ａ、４０１ｂ、５０１駆動手段
４０２ａ、４０２ｂクランク
４０３ａ、４０３ｂガイド機構
４０４ａ、４０４ｂレール
６０１ＦＬＬ回路
６０２真空引き口
６０３中間フランジ
６０４検出面
６０５圧力センサ
１５０１、１５０２被験者
１７０１ベッド
１７０２油圧制御装置
１７０３信号処理装置
１７０４表示装置
１０６−１緊急停止ボタン
１０６−２ＯＦＦスイッチ
１０６−３、１０６−４、１０６−５、１０６−６、１０６−７操作ボタン
２１０１、２４０１、２５０１、２６０１第１のＳＱＵＩＤ磁束計の出力
２１０２第２のＳＱＵＩＤ磁束計の出力
２２０１、２３０１電流ベクトルの大きさ
２３０２電流ベクトルの位相
２３０３電流ベクトル
２４０２、２５０４、２６０４ピーク検出のしきい値
２４０３、２５０５外部入力信号（心電波形）
２４０４、２６０６心拍数
２４０５、２６０７心拍数の履歴
２５０２、２６０２胎児心磁波形のピーク
２５０３、２６０３母体心磁波形のピーク
２５０６胎児心磁波形
２６０５ハイパスフィルタ処理後の胎児心磁波形。

Claims

２つの足部と、前記２つの足部の上部を繋ぐ繋ぎ部とを有する門型の第１の支持体と、
前記２つの足部の間であって前記繋ぎ部の下に設けられた筒型のクライオスタットと、
前記クライオスタットの内部から先端に向けて設けられた、生体磁場を検出する検出センサと、
前記第１の支持体に、前記２つの足部を繋ぐ方向の水平の軸を回転軸として回転可能に支持される第２の支持体と、
前記第２の支持体に固定されたレールに沿って移動可能なガイド機構が固定され、且つ前記クライオスタットを支持する第３の支持体と、
前記第１の支持体上で前記第２の支持体を駆動することで前記クライオスタットの筒型の軸の首振り角度を制御する第１の駆動手段と、
前記第２の支持体上での前記第３の支持体を駆動することで前記クライオスタットの筒型の軸に沿った前記クライオスタットの伸縮駆動の量を制御する第２の駆動手段とを有することを特徴とする生体磁場計測装置。
請求項１に記載の生体磁場計測装置において、前記クライオスタットの先端部は第１の面と第２の面を有し、該第２の面は前方向に傾いており、前記検出センサは、前記第２の面に設けられていることを特徴とする生体磁場計測装置。
請求項１に記載の生体磁場計測装置において、前記検出センサが設けられた前記クライオスタットの突出部の表面に、圧力を計測するセンサを有することを特徴とする生体磁場計測装置。