JP5086779B2 - 磁気検出コイルおよび磁場計測装置 - Google Patents
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Description
本発明は、磁気検出コイルおよび磁場計測装置の技術に関する。
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Φ０＝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９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１３００において、磁気検出コイル１３０１を貫く磁束によって発生する電流は、磁気検出コイル１３０１と入力コイル１３０２とを流れる。その結果、入力コイル１３０２は磁束を発生し、これがＳＱＵＩＤ１３０３に伝達される。ＳＱＵＩＤ１３０３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１３０５により、ＳＱＵＩＤ１３０３にはバイアス電流が印加される。ＳＱＵＩＤ１３０３を貫く磁束に応じて、ＳＱＵＩＤ１３０３の両端の電圧は周期Φ０＝ｈ／２ｅ（Ｗｂ）で周期的に変化する。ＦＬＬ回路１３００においては、ＳＱＵＩＤ１３０３の後段にフィードバック回路を設け、プリアンプ１３０６、積分器１３０７、フィードバック抵抗１３０８を介した後に、フィードバックコイル１３０４によってＳＱＵＩＤ１３０３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。
ＦＬＬ回路１３００において、磁気検出コイル１３０１を貫く磁束によって発生する電流は、磁気検出コイル１３０１と入力コイル１３０２とを流れる。その結果、入力コイル１３０２は磁束を発生し、これがＳＱＵＩＤ１３０３に伝達される。ＳＱＵＩＤ１３０３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１３０５により、ＳＱＵＩＤ１３０３にはバイアス電流が印加される。ＳＱＵＩＤ１３０３を貫く磁束に応じて、ＳＱＵＩＤ１３０３の両端の電圧は周期Φ０＝ｈ／２ｅ（Ｗｂ）で周期的に変化する。ＦＬＬ回路１３００においては、ＳＱＵＩＤ１３０３の後段にフィードバック回路を設け、プリアンプ１３０６、積分器１３０７、フィードバック抵抗１３０８を介した後に、フィードバックコイル１３０４によってＳＱＵＩＤ１３０３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１３０８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１３０４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、ＳＱＵＩＤ１３０３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１３００により磁気検出コイル１３０１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１０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。
このような構成を持つ回路はＦＬＬ回路と呼ばれる。ＦＬＬ回路１３００により磁気検出コイル１３０１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１０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１０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り、（ａ）は、０次微分型コイル（マグネトメータ）、（ｂ）は、１次微分型コイル、（ｃ）は、２次微分型コイル、（ｄ）は、薄膜基板上に形成された０次微分型コイル、（ｅ）は、薄膜基板上に形成された１次微分型コイルである。
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１０（ａ）の０次微分型コイル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次微分型コイル１８１が検出する下記（式１）の磁束ΦＭはコイル１８１ａを貫く磁束Φ１８１ａを用いて、次のように表される。
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１０（ａ）の０次微分型コイル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次微分型コイル１８１が検出する下記（式１）の磁束ΦＭはコイル１８１ａを貫く磁束Φ１８１ａを用いて、次のように表される。
ΦＭ＝Φ１８１ａ ・・・（式１）
つまり、磁束ΦＭはコイル１８１ａを貫く磁束Φ１８１ａと等しいので、０次微分型コイル１８１は、後記する１次微分型コイルまたは２次微分型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１０（ａ）に示す磁束ΦＭが正の磁気信号であるとしたとき、０次微分型コイル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１０（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１０（ｂ）の１次微分型コイル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次微分型コイル１８２が検出する下記（式２）の磁束ΦＧ１は、コイル１８２ａを貫く磁束Φ１８２ａとコイル１８２ｂを貫く磁束Φ１８２ｂとを用いて、次のように表される。
また、図１０（ａ）に示す磁束ΦＭが正の磁気信号であるとしたとき、０次微分型コイル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１０（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１０（ｂ）の１次微分型コイル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次微分型コイル１８２が検出する下記（式２）の磁束ΦＧ１は、コイル１８２ａを貫く磁束Φ１８２ａとコイル１８２ｂを貫く磁束Φ１８２ｂとを用いて、次のように表される。
ΦＧ１＝Φ１８２ａ−Φ１８２ｂ ・・・（式２）
ここで、磁束Φ１８２ｂ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適宜「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、このように差分をとることを適宜「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１０（ｃ）の２次微分型コイル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次微分型コイル１８３が検出する下記（式３）の磁束ΦＧ２は、コイル１８３ａを貫く磁束Φ１８３ａとコイル１８３ｂを貫く磁束Φ１８３ｂとコイル１８３ｃを貫く磁束Φ１８３ｃとを用いて、次のように表される。
図１０（ｃ）の２次微分型コイル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次微分型コイル１８３が検出する下記（式３）の磁束ΦＧ２は、コイル１８３ａを貫く磁束Φ１８３ａとコイル１８３ｂを貫く磁束Φ１８３ｂとコイル１８３ｃを貫く磁束Φ１８３ｃとを用いて、次のように表される。
ΦＧ２＝Φ１８３ａ−２Φ１８３ｂ＋Φ１８３ｃ ・・・（式３）
このように、２次微分型コイル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Φ１８３ｂやコイル１８３ｃを貫く磁束Φ１８３ｃに含まれる場合は磁気信号も低減されて２次微分型コイル１８３に検出される。
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１０（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次微分型コイル１８４を構成している。コイル１８４ａで検出された磁束Φ１８４ａは、基板１８４１上に形成されたＳＱＵＩＤ１８４２に伝達される。図１０（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次微分型コイル１８５を構成している。コイル１８５ａで検出された磁束Φ１８５ａと、コイル２２ｂで検出された磁束Φ１８５ｂの差分Φ１８５ａ−Φ１８５ｂが基板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、推定する方法が特許文献１にて提案されている。
図１１は、特許文献２に係る磁気検出コイルを示す斜視図である。
特許文献２では、例えば図１１の磁気検出コイル２００のように、異なる２方向の磁場勾配を差分する磁気検出コイルが提案されている。ここで、図１１に示す磁気検出コイル２００は、図１０（ｃ）に示す２次微分型コイル２０１ａ，２０１ｂを、ｘ軸方向に差分をとるよう構成されている。
特開平０９−０８４７７７号公報
特開２００７−１０８０８３号公報
特許文献２では、例えば図１１の磁気検出コイル２００のように、異なる２方向の磁場勾配を差分する磁気検出コイルが提案されている。ここで、図１１に示す磁気検出コイル２００は、図１０（ｃ）に示す２次微分型コイル２０１ａ，２０１ｂを、ｘ軸方向に差分をとるよう構成されている。
しかしながら、従来の微分型コイルは、図１０に示すような、ある１方向に微分された磁場を検出する構成では、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、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。
また、微分型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次微分型コイルまたは２次微分型コイルが一般的に採用されてきた。
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。
また、微分型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次微分型コイルまたは２次微分型コイルが一般的に採用されてきた。
さらに、図１０（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１０（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。
また、特許文献２の方法では、特許文献１に記載の技術などよりも環境磁場は低減するものの、信号源となる電流の方向によって信号強度も減少してしまうという問題がある。すなわち、図１１を参照して説明すると、ｘ軸に対し、平行に流れる電流では、良好な検出感度を示すが、ｙ軸に対し、平行に流れる電流、すなわち、磁気検出コイル２００を構成する２次微分型コイルの中心を結ぶ線に対し、垂直な方向に流れる電流に対しては、検出感度が、大幅に低減するという問題がある。さらに、環境磁場が、大きい場合には十分に環境磁場が低減されないという問題がある。
すなわち、従来の微分型コイルでは、環境磁場が大きい場合には、環境磁場が十分に低減されないという問題や、信号源となる電流の方向によって信号強度も環境磁場と共に減少してしまうという問題がある。
前記問題に鑑みて、本発明では、信号源の電流方向によらずに、安定した磁気信号の検出を可能とすることを目的とする。
前記課題を解決するため、本発明は、１本の線材である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、第１の微分型コイル、および前記第１の微分型コイルと隣り合う第２の微分型コイルは、当該各微分型コイルを貫く磁束の値が差分されるよう接続され、第３の微分型コイル、および前記第３の微分型コイルと隣り合う第４の微分型コイルは、当該各微分型コイルを貫く磁束の値が差分されるよう接続され、前記第１の微分型コイル、および前記第１の微分型コイルと隣り合う前記第３の微分型コイルは、当該各微分型コイルを貫く磁束の値が差分されるよう接続され、当該４つの微分型コイルの中心を結んだ図形が平行四辺形となるよう配置されることを特徴とする磁気検出コイル、およびこの磁気検出コイルを使用した磁場計測装置である。
本発明によれば、信号源の電流方向によらずに、安定した磁気信号の検出が可能となる。
次に、本発明を実施するための最良の形態（「実施形態」という）について、適宜図面を参照しながら詳細に説明する。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１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１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。
本実施形態の磁気検出コイル１ａ（１）は、１本の線材で構成されている１次微分型コイル１１〜１４を有して構成されている。
１次微分型コイル１１（第１の微分型コイル）は、ボビンに超伝導線材を第１の方向に１ターン巻きつけて形成したコイル１１ａと、コイル１１ａからｚ軸の正の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１１ｂとを有している。コイル１１ａと、コイル１１ｂとを逆向きとすることで、コイル１１ａで検出した磁束から、コイル１１ｂで検出した磁束を差分する（第１の方向の差分）。
そして、１次微分型コイル１２（第２の微分型コイル）は、１次微分型コイル１１と隣り合い、コイル１１ａからｘ軸の負の方向に所定の距離だけ離れた箇所に存在するボビンに超伝導線材を第２の方向に１ターン巻きつけて形成したコイル１２ａと、コイル１２ａからｚ軸の正の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１２ｂとを有している。さらに、１次微分型コイル１３（第３の微分型コイル）は、１次微分型コイル１１と隣り合い、コイル１１ａからｙ軸の負の方向に所定の距離だけ離れた箇所に存在するボビンに超伝導線材を第２の方向に１ターン巻きつけて形成したコイル１３ａと、コイル１３ａからｚ軸の正の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１３ｂとを有している。また、１次微分型コイル１４（第４の微分型コイル）は、１次微分型コイル１３と隣り合い、コイル１３ａからｘ軸の負の方向に所定の距離だけ離れた箇所に存在するボビンに超伝導線材を第１の方向に１ターン巻きつけて形成したコイル１４ａと、コイル１４ａからｚ軸の正の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１４ｂとを有してなる。
１次微分型コイル１２〜１４においても、１次微分型コイル１１と同様の方法で、第１の方向の差分をとる。
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。
本実施形態の磁気検出コイル１ａ（１）は、１本の線材で構成されている１次微分型コイル１１〜１４を有して構成されている。
１次微分型コイル１１（第１の微分型コイル）は、ボビンに超伝導線材を第１の方向に１ターン巻きつけて形成したコイル１１ａと、コイル１１ａからｚ軸の正の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１１ｂとを有している。コイル１１ａと、コイル１１ｂとを逆向きとすることで、コイル１１ａで検出した磁束から、コイル１１ｂで検出した磁束を差分する（第１の方向の差分）。
そして、１次微分型コイル１２（第２の微分型コイル）は、１次微分型コイル１１と隣り合い、コイル１１ａからｘ軸の負の方向に所定の距離だけ離れた箇所に存在するボビンに超伝導線材を第２の方向に１ターン巻きつけて形成したコイル１２ａと、コイル１２ａからｚ軸の正の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１２ｂとを有している。さらに、１次微分型コイル１３（第３の微分型コイル）は、１次微分型コイル１１と隣り合い、コイル１１ａからｙ軸の負の方向に所定の距離だけ離れた箇所に存在するボビンに超伝導線材を第２の方向に１ターン巻きつけて形成したコイル１３ａと、コイル１３ａからｚ軸の正の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１３ｂとを有している。また、１次微分型コイル１４（第４の微分型コイル）は、１次微分型コイル１３と隣り合い、コイル１３ａからｘ軸の負の方向に所定の距離だけ離れた箇所に存在するボビンに超伝導線材を第１の方向に１ターン巻きつけて形成したコイル１４ａと、コイル１４ａからｚ軸の正の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１４ｂとを有してなる。
１次微分型コイル１２〜１４においても、１次微分型コイル１１と同様の方法で、第１の方向の差分をとる。
そして、交差部１５で線材を交差させることにより、１次微分型コイル１２で検出した磁束から、１次微分型コイル１１で検出した磁束を差分する（第２の方向の差分）。同様に、交差部１６で線材を交差させることにより、１次微分型コイル１４で検出した磁束から、１次微分型コイル１３で検出した磁束を差分する（第２の方向の差分）。
さらに、交差部１７で線材を交差させることにより、１次微分型コイル１３および１次微分型コイル１４における第２の方向の差分結果から、１次微分型コイル１２および１次微分型コイル１１における第２の方向の差分結果をさらに差分する（第３の方向の差分）。
さらに、交差部１７で線材を交差させることにより、１次微分型コイル１３および１次微分型コイル１４における第２の方向の差分結果から、１次微分型コイル１２および１次微分型コイル１１における第２の方向の差分結果をさらに差分する（第３の方向の差分）。
ここで、磁気検出コイル１ａは、前記したように、１本の線材からなる。また、コイル１１ａ、コイル１２ａ、コイル１３ａ、コイル１４ａはそれぞれ同一平面上に存在し、またコイル１１ｂ、コイル１２ｂ、コイル１３ｂ、コイル１４ｂはそれぞれ同一平面上に存在する。つまり、４個の１次微分型コイルが、所定の間隔で並列に配置されている。
この構成により、磁気検出コイル１ａが検出する磁束ΦＰ１は、コイル１１ａ、１１ｂ、１２ａ、１２ｂ、１３ａ、１３ｂ、１４ａ、１４ｂの各コイルを貫く磁束をそれぞれ、Φ１１ａ、Φ１１ｂ、Φ１２ａ、Φ１２ｂ、Φ１３ａ、Φ１３ｂ、Φ１４ａ、Φ１４ｂとおくと、（式４）のように表すことができる。
ΦＰ１＝［（Φ１１ａ−Φ１１ｂ）−（Φ１２ａ−Φ１２ｂ）］−［（Φ１３ａ−Φ１３ｂ）−（Φ１４ａ−Φ１４ｂ）］ ・・・（式４）
つまり、本実施形態の磁気検出コイル１ａは、ｚ軸方向に１次微分（小括弧内：第１の方向の差分）された磁場をｘ軸方向に１次微分し（大括弧内：第２の方向の差分）、さらにｙ軸方向に１次微分（第３の方向の差分）する磁気検出コイルである。すなわち、磁気検出コイル１ａは、３つの異なる方向にそれぞれ１次微分された磁場を検出する磁気検出コイルである。この構成により、磁気検出コイル１ａは、図１０（ｂ）の１次微分型コイル１８２を用いた場合よりも、計３回にわたって環境磁場を減算するため、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。
磁気検出コイル１ｂ（１）は、１本の線材で構成されている２次微分型コイル２１〜２４を有して構成されている。
２次微分型コイル２１（第１の微分型コイル）は、ボビンに超伝導線材を第１の方向に１ターン巻きつけて形成したコイル２１ａと、コイル２１ａからｚ軸の正の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２１ｂと、コイル２１ｂからｚ軸の正の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２１ｃとを有してなる。このような構成とすることで、コイル２１ａで検出した磁束およびコイル２１ｃで検出した磁束の加算値から、コイル２１ｂで検出した磁束の２倍の値を減算する（第１の方向の差分）。
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。
磁気検出コイル１ｂ（１）は、１本の線材で構成されている２次微分型コイル２１〜２４を有して構成されている。
２次微分型コイル２１（第１の微分型コイル）は、ボビンに超伝導線材を第１の方向に１ターン巻きつけて形成したコイル２１ａと、コイル２１ａからｚ軸の正の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２１ｂと、コイル２１ｂからｚ軸の正の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２１ｃとを有してなる。このような構成とすることで、コイル２１ａで検出した磁束およびコイル２１ｃで検出した磁束の加算値から、コイル２１ｂで検出した磁束の２倍の値を減算する（第１の方向の差分）。
そして、２次微分型コイル２２（第２の微分型コイル）は、２次微分型コイル２１と隣り合い、コイル２１ａからｘ軸の負の方向に所定の距離だけ離れた箇所に存在するボビンに超伝導線材を第２の方向に１ターン巻きつけて形成したコイル２２ａと、コイル２２ａからｚ軸の正の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２２ｂと、コイル２２ｂからｚ軸の正の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２２ｃとを有してなる。
さらに、２次微分型コイル２３（第３の微分型コイル）は、２次微分型コイル２１と隣り合い、コイル２１ａからｙ軸の負の方向に所定の距離だけ離れた箇所に存在するボビンに超伝導線材を第２の方向に１ターン巻きつけて形成したコイル２３ａと、コイル２３ａからｚ軸の正の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２３ｂと、コイル２３ｂからｚ軸の正の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２３ｃとを有してなる。また、２次微分型コイル２４（第３の微分型コイル）は、２次微分型コイル２３と隣り合い、コイル２３ａからｘ軸の負の方向に所定の距離だけ離れた箇所に存在するボビンに超伝導線材を第１の方向に１ターン巻きつけて形成したコイル２４ａと、コイル２４ａからｚ軸の正の方向に所定の距離だけ離れた箇所に第２の方向に２ターン巻きつけて形成したコイル２４ｂと、コイル２４ｂからｚ軸の正の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２４ｃとを有する。
２次微分型コイル２２〜２４においても、２次微分型コイル２１と同様の方法で、第１の方向の差分をとる。
２次微分型コイル２２〜２４においても、２次微分型コイル２１と同様の方法で、第１の方向の差分をとる。
そして、交差部２５で線材を交差させることにより、２次微分型コイル２２で検出した磁束から、２次微分型コイル２１で検出した磁束を差分する（第２の方向の差分）。同様に、交差部２６で線材を交差させることにより、２次微分型コイル２４で検出した磁束から、２次微分型コイル２３で検出した磁束を差分する（第２の方向の差分）。
さらに、交差部２７で線材を交差させることにより、２次微分型コイル２３および２次微分型コイル２４における第２の方向の差分結果から、２次微分型コイル２２および２次微分型コイル２１における第２の方向の差分結果をさらに差分する（第３の方向の差分）。
さらに、交差部２７で線材を交差させることにより、２次微分型コイル２３および２次微分型コイル２４における第２の方向の差分結果から、２次微分型コイル２２および２次微分型コイル２１における第２の方向の差分結果をさらに差分する（第３の方向の差分）。
ここで、磁気検出コイル１ｂは、前記したように１本の線材からなる。ここで、コイル２１ａ、コイル２２ａ、コイル２３ａ、コイル２４ａはそれぞれ同一平面上に存在し、コイル２１ｂ、コイル２２ｂ、コイル２３ｂ、コイル２４ｂはそれぞれ同一平面上に存在し、またコイル２１ｃ、コイル２２ｃ、コイル２３ｃ、コイル２４ｃはそれぞれ同一平面上に存在する。つまり、４個の２次微分型コイルが、所定の間隔で並列に配置されている。
この構成により、磁気検出コイル１ｂが検出する下記（式５）の磁束ΦＰ２は、コイル２１ａ、２１ｂ、２１ｃ、２２ａ、２２ｂ、２２ｃ、２３ａ、２３ｂ、２３ｃ、２４ａ、２４ｂ、２４ｃの各コイルを貫く磁束をそれぞれ、Φ２１ａ、Φ２１ｂ、Φ２１ｃ、Φ２２ａ、Φ２２ｂ、Φ２２ｃ、Φ２３ａ、Φ２３ｂ、Φ２３ｃ、Φ２４ａ、Φ２４ｂ、Φ２４ｃとおくと、次のように表すことができる。
ΦＰ２＝［（Φ２１ａ−２Φ２１ｂ＋Φ２１ｃ）−（Φ２２ａ−２Φ２２ｂ＋Φ２２ｃ）］−［（Φ２３ａ−２Φ２３ｂ＋Φ２３ｃ）−（Φ２４ａ−２Φ２４ｂ＋Φ２４ｃ）］ ・・・（式５）
つまり、本実施形態の磁気検出コイル１ｂは、ｚ軸方向に２次微分された（小括弧内：第１の方向の差分）磁場をｘ軸方向に１次微分し（大括弧内：第２の方向の差分）、さらにｙ軸方向に１次微分する（第３の方向の差分）磁気検出コイル１ｂである。すなわち、磁気検出コイル１ｂは、３つの異なる方向にそれぞれ１次微分あるいは２次微分された磁場を検出する磁気検出コイルである。この構成により、磁気検出コイル１ｂは、図１０（ｃ）の２次微分型コイル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１ａ，１ｂは、コイルの形状が円筒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。また、図１および図２に示す磁気検出コイル１ａ，１ｂは、磁場を微分する３方向が直交するとしているが、これに限らず、微分する３方向が直交していなくてもよい。このとき、各コイルの中心を結んだ図形が平行四辺形を形成する必要がある。この場合、例えば図２において、コイル２１ａ、コイル２２ａ、コイル２３ａ、コイル２４ａはそれぞれ同一平面上に存在しなくてもよい。他のコイルについても同様に、それぞれが同一平面状に存在するとは限らない。
［シミュレーション結果］
次に、図３から図４を参照して、本実施形態における磁気検出コイル１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。
シミュレーションに用いた磁場信号源として、約３０週の典型的な胎児の心筋電流ダイポールを仮定した（“A vector fetal magnetocardiogram system with high sensitivity”A. Kandori, T. Miyashita, and K. Tsukada, Review of Scientific Instruments （米国）, 1999年12月，第70巻，p.4702 参照）。電流ダイポールＱは、電流が１点 ｒ０＝（０，０，−ｚ０） に集中していると仮定し、電流密度をＪ（ｒ)として以下の式で定義される（“Basic mathematical and electromagnetic concepts of the biomagnetic inverse problem”J. Sarvas, Physics in Medicine and Biology, 1987年1月, 第32巻, p.11参照）。
次に、図３から図４を参照して、本実施形態における磁気検出コイル１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。
シミュレーションに用いた磁場信号源として、約３０週の典型的な胎児の心筋電流ダイポールを仮定した（“A vector fetal magnetocardiogram system with high sensitivity”A. Kandori, T. Miyashita, and K. Tsukada, Review of Scientific Instruments （米国）, 1999年12月，第70巻，p.4702 参照）。電流ダイポールＱは、電流が１点 ｒ０＝（０，０，−ｚ０） に集中していると仮定し、電流密度をＪ（ｒ)として以下の式で定義される（“Basic mathematical and electromagnetic concepts of the biomagnetic inverse problem”J. Sarvas, Physics in Medicine and Biology, 1987年1月, 第32巻, p.11参照）。
Ｊ（ｒ)＝δ(ｒ−ｒ０)・Ｑ ・・・（式６）
ここで、δ(ｒ−ｒ０)はデルタ関数を表す。したがって、電流ダイポールＱがつくる磁場Ｂ（ｒ）は以下の式で表される。
Ｂ（ｒ）＝（μ０／４π）Ｑ×(ｒ−ｒ０) ／｜ｒ−ｒ０｜３ ・・・（式７）
ここで、胎児の心筋電流ダイポールをＱ＝（２５０ｃｏｓθ，２５０ｓｉｎθ，０）（ｎＡ・ｍ）とし、磁気検出コイルから電流ダイポールＱまでの距離をｚ０＝４９（ｍｍ）、軸方向のコイル間距離は５０（ｍｍ）をとした。μ０＝４π／１０７は真空の透磁率を表す。
ここで、図１０（ｃ）、図１１、図２を参照しつつ、図３（ａ）〜（ｃ）、図４（ａ）〜（ｃ）および図４を参照して、各磁気検出コイル１ｂ，１８３，２００が検出する信号強度の説明をする。
図３は、θ＝０（度）、すなわち、電流ダイポールＱ＝（２５０，０，０）（ｎＡ・ｍ）が存在する時の各磁気検出コイル１ｂ，１８３，２００の信号強度の分布であり、（ａ）は、図１０（ｃ）に示す２次微分型コイルを使用した場合、（ｂ）は、図１１に示す磁気検出コイルを使用した場合、（ｃ）は、図２に示す磁気検出コイルを使用した場合を示す。
図３（ａ）は、図１０（ｃ）に示される２次微分型コイル１８３が検出する信号強度の分布である。図３（ａ）では、２次微分型コイル１８３のコイル１８３ａの中心位置をグラフ上の（ｘ，ｙ，０）（ｍ）とする。ここで、信号強度の絶対値は、（ｘ，ｙ）＝（０，±３０）（ｍｍ）で最大値２．８ｐＴをとる。
図３は、θ＝０（度）、すなわち、電流ダイポールＱ＝（２５０，０，０）（ｎＡ・ｍ）が存在する時の各磁気検出コイル１ｂ，１８３，２００の信号強度の分布であり、（ａ）は、図１０（ｃ）に示す２次微分型コイルを使用した場合、（ｂ）は、図１１に示す磁気検出コイルを使用した場合、（ｃ）は、図２に示す磁気検出コイルを使用した場合を示す。
図３（ａ）は、図１０（ｃ）に示される２次微分型コイル１８３が検出する信号強度の分布である。図３（ａ）では、２次微分型コイル１８３のコイル１８３ａの中心位置をグラフ上の（ｘ，ｙ，０）（ｍ）とする。ここで、信号強度の絶対値は、（ｘ，ｙ）＝（０，±３０）（ｍｍ）で最大値２．８ｐＴをとる。
図３（ｂ）は、図１１に示される磁気検出コイル２００が検出する信号強度の分布である。図３（ｂ）では、磁気検出コイル２００におけるコイル２０１ａの中心Ｐ２０１ａとコイル２０２ａの中心Ｐ２０２ａの中点をグラフ上の（ｘ，ｙ，０）（ｍ）とする。ここで、信号強度の絶対値は、（ｘ，ｙ）＝（−３５，±３０）（ｍｍ）で最大値２．３ｐＴをとる。
図３（ｃ）は、図２に示される磁気検出コイル１ｂが検出する信号強度の分布である。磁気検出コイル１ｂにおけるコイル２１ａ、２２ａ、２３ａ、２４ａの中心をそれぞれＰ２１ａ、Ｐ２２ａ、Ｐ２３ａ、Ｐ２４ａとすると、図３（ｃ）では、Ｐ２１ａ、Ｐ２２ａ、Ｐ２３ａ、Ｐ２４ａの重心をグラフ上の（ｘ，ｙ，０）（ｍ）とする。ここで、信号強度の絶対値は、（ｘ，ｙ）＝（±３５，０）（ｍｍ）で最大値４．５ｐＴをとる。したがって、θ＝０（度）の場合では、３つの磁気検出コイル１ｂ，１８３，２００のうち、図２に示される磁気検出コイル１ｂが最大の信号強度を検出することがわかる。
なお、ここで、ｒ，ｒ０，Ｊ（ｒ），Ｂ（ｒ）およびＱは、それぞれベクトルである。
図３（ｃ）は、図２に示される磁気検出コイル１ｂが検出する信号強度の分布である。磁気検出コイル１ｂにおけるコイル２１ａ、２２ａ、２３ａ、２４ａの中心をそれぞれＰ２１ａ、Ｐ２２ａ、Ｐ２３ａ、Ｐ２４ａとすると、図３（ｃ）では、Ｐ２１ａ、Ｐ２２ａ、Ｐ２３ａ、Ｐ２４ａの重心をグラフ上の（ｘ，ｙ，０）（ｍ）とする。ここで、信号強度の絶対値は、（ｘ，ｙ）＝（±３５，０）（ｍｍ）で最大値４．５ｐＴをとる。したがって、θ＝０（度）の場合では、３つの磁気検出コイル１ｂ，１８３，２００のうち、図２に示される磁気検出コイル１ｂが最大の信号強度を検出することがわかる。
なお、ここで、ｒ，ｒ０，Ｊ（ｒ），Ｂ（ｒ）およびＱは、それぞれベクトルである。
図４は、電流ダイポールの角度θと、各磁気検出コイルが検出する信号強度の絶対値の最大値との関係を表すグラフである。
ここで、図４における曲線１０３、曲線１０２および曲線１０１は、それぞれ、図１０（ｃ）に示される２次微分型コイル１８３、図１１に示される磁気検出コイル２００および図２に示される磁気検出コイル１ｂ）が検出する信号強度の絶対値の最大値を表す。図１０（ｃ）に示される２次微分型コイル１８３が検出する信号強度の絶対値の最大値は、電流ダイポールの角度θによらず２．８ｐＴで一定である。また、図１１に示される磁気検出コイル２００が検出する信号強度の絶対値の最大値は、θ＝０の時に最小値２．３ｐＴをとり、θ＝９０の時に最大値５．６ｐＴをとる。さらに、図２に示される磁気検出コイル１ｂが検出する信号強度の絶対値の最大値は、θ＝４５の時に最小値３．２ｐＴをとり、θ＝０および９０のときに最大値４．５ｐＴをとる。
以上の結果より、曲線１０１〜１０３のうち、電流ダイポールの角度θによらず安定に信号強度を確保するのは最小値が最も大きい曲線１０１であることがわかる。すなわち、図２に示される磁気検出コイル１ｂが安定に信号強度を確保するという観点から最も望ましいことがわかる。つまり、図２に示される磁気検出コイル１ｂは、信号源の電流方向によらずに、安定した磁気信号の検出を可能とする。
ここで、図４における曲線１０３、曲線１０２および曲線１０１は、それぞれ、図１０（ｃ）に示される２次微分型コイル１８３、図１１に示される磁気検出コイル２００および図２に示される磁気検出コイル１ｂ）が検出する信号強度の絶対値の最大値を表す。図１０（ｃ）に示される２次微分型コイル１８３が検出する信号強度の絶対値の最大値は、電流ダイポールの角度θによらず２．８ｐＴで一定である。また、図１１に示される磁気検出コイル２００が検出する信号強度の絶対値の最大値は、θ＝０の時に最小値２．３ｐＴをとり、θ＝９０の時に最大値５．６ｐＴをとる。さらに、図２に示される磁気検出コイル１ｂが検出する信号強度の絶対値の最大値は、θ＝４５の時に最小値３．２ｐＴをとり、θ＝０および９０のときに最大値４．５ｐＴをとる。
以上の結果より、曲線１０１〜１０３のうち、電流ダイポールの角度θによらず安定に信号強度を確保するのは最小値が最も大きい曲線１０１であることがわかる。すなわち、図２に示される磁気検出コイル１ｂが安定に信号強度を確保するという観点から最も望ましいことがわかる。つまり、図２に示される磁気検出コイル１ｂは、信号源の電流方向によらずに、安定した磁気信号の検出を可能とする。
さらに、（式５）から、図２に示す磁気検出コイル１ｂは、２次微分型コイル１８３および磁気検出コイル２００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１ｂは、２次微分型コイル１８３および磁気検出コイル２００よりも高いＳ／Ｎ比が得られると考えられる。同様のことは、（式４）から、図１に示す磁気検出コイル１ａについてもいえる。
［磁気検出コイル その３］
図５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１ｃ（１）は、ｘ、ｙ、ｚ軸の各方向の電流成分の磁場について、３方向の磁場勾配を検出する磁気検出コイル組である。
磁気検出コイル１ｃは、コイル組６１〜６４を有してなる。
コイル組６１は、図２の２次微分型コイル２１〜２４と同様の構成を有している２次微分型コイル６１ｚと、２次微分型コイル６１ｚにおける各ループ面に対して、直交しているループ面を有する２次微分型コイル６１ｘと、２次微分型コイル６１ｚ，６１ｘの各ループ面に対して、直交しているループ面を有する２次微分型コイル６１ｙとを有する。各２次微分型コイル６１ｙ，６１ｚのループは、ｚ軸方向に対し、一番下方のループが、１回ループを形成し、このループの上のループが、２回ループを形成し、ｚ軸方向に対し、一番上方のループが、１回ループを形成している。また、ここでは、各２次微分型コイル６１ｘ，６１ｙ，６１ｚの各ループ面は、直交しているとしたが、これに限らず、各ループ面の方向が同じでなければ、必ずしも直交していなくてもよい。
図５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１ｃ（１）は、ｘ、ｙ、ｚ軸の各方向の電流成分の磁場について、３方向の磁場勾配を検出する磁気検出コイル組である。
磁気検出コイル１ｃは、コイル組６１〜６４を有してなる。
コイル組６１は、図２の２次微分型コイル２１〜２４と同様の構成を有している２次微分型コイル６１ｚと、２次微分型コイル６１ｚにおける各ループ面に対して、直交しているループ面を有する２次微分型コイル６１ｘと、２次微分型コイル６１ｚ，６１ｘの各ループ面に対して、直交しているループ面を有する２次微分型コイル６１ｙとを有する。各２次微分型コイル６１ｙ，６１ｚのループは、ｚ軸方向に対し、一番下方のループが、１回ループを形成し、このループの上のループが、２回ループを形成し、ｚ軸方向に対し、一番上方のループが、１回ループを形成している。また、ここでは、各２次微分型コイル６１ｘ，６１ｙ，６１ｚの各ループ面は、直交しているとしたが、これに限らず、各ループ面の方向が同じでなければ、必ずしも直交していなくてもよい。
コイル組６１と同様に、コイル組６２は、図２の２次微分型コイル２１〜２４と同様の構成を有している２次微分型コイル６２ｚと、２次微分型コイル６２ｚにおける各ループ面に対して、直交しているループ面を有する２次微分型コイル６２ｘと、２次微分型コイル６２ｚ，６２ｘの各ループ面に対して、直交しているループ面を有する２次微分型コイル６２ｙとを有する。
また、コイル組６３は、図２の２次微分型コイル２１〜２４と同様の構成を有している２次微分型コイル６３ｚと、２次微分型コイル６３ｚにおける各ループ面に対して、直交しているループ面を有する２次微分型コイル６３ｘと、２次微分型コイル６３ｚ，６３ｘの各ループ面に対して、直交しているループ面を有する２次微分型コイル６３ｙとを有する。
さらに、コイル組６４は、図２の２次微分型コイル２１〜２４と同様の構成を有している２次微分型コイル６４ｚと、２次微分型コイル６４ｚにおける各ループ面に対して、直交しているループ面を有する２次微分型コイル６４ｘと、２次微分型コイル６４ｚ，６４ｘの各ループ面に対して、直交しているループ面を有する２次微分型コイル６４ｙとを有する。
また、コイル組６３は、図２の２次微分型コイル２１〜２４と同様の構成を有している２次微分型コイル６３ｚと、２次微分型コイル６３ｚにおける各ループ面に対して、直交しているループ面を有する２次微分型コイル６３ｘと、２次微分型コイル６３ｚ，６３ｘの各ループ面に対して、直交しているループ面を有する２次微分型コイル６３ｙとを有する。
さらに、コイル組６４は、図２の２次微分型コイル２１〜２４と同様の構成を有している２次微分型コイル６４ｚと、２次微分型コイル６４ｚにおける各ループ面に対して、直交しているループ面を有する２次微分型コイル６４ｘと、２次微分型コイル６４ｚ，６４ｘの各ループ面に対して、直交しているループ面を有する２次微分型コイル６４ｙとを有する。
２次微分型コイル６１ｘ〜６４ｘは、１本の超伝導線材などの線材で構成されている。同様に、２次微分型コイル６１ｙ〜６４ｙおよび２次微分型コイル６１ｚ〜６４ｚも、１本の超伝導線材などの線材で構成されている。ここで、２次微分型コイル６１ｘ〜６４ｘ、２次微分型コイル６１ｙ〜６４ｙおよび２次微分型コイル６１ｚ〜６４ｚは、異なる線材で構成されている。すなわち、２次微分型コイル６１ｘ〜６４ｘ、２次微分型コイル６１ｙ〜６４ｙおよび２次微分型コイル６１ｚ〜６４ｚは、それぞれ独立した磁気検出コイル６ｘ，６ｙ，６ｚである。磁気検出コイル６ｘ，６ｙ，６ｚは、各コイル６１〜６４のｚ軸に対し上方で、束となり（図５の太線部分）、交差部６５および交差部６６で各線材を交差させることにより、図２と同様に第２の方向の差分をとり、交差部６７で線材を交差させることにより、図２と同様に第３の方向の差分をとる。
このような構成により、ｘ、ｙ、ｚ軸の各方向（異なる方向）の成分の磁場を検出できる。通常、磁気信号はｚ成分のみならず、ｘ成分、ｙ成分にも存在するので、各成分を合成することにより信号強度が増大し、その結果、ｚ成分の磁場のみを検出する図２の磁気検出コイル１ｂよりも高いＳ／Ｎ比が得られると考えられる。
本実施形態は、磁気検出コイル１ｃを構成する各コイルは、２次微分型コイルであるとしたが、これに限らず、１次微分型コイルとしてもよい。
［磁気検出コイルの利用例：心磁計測装置］
ここで、図１、図２、および図５を参照しつつ、図６に沿って本実施形態の磁気検出コイル１を用いた生体磁場計測装置１０００（磁場計測装置）の説明をする。
図６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１０００において、図１に示される磁気検出コイル１ａあるいは図２に示される磁気検出コイル１ｂあるいは図５に示される磁気検出コイル１ｃ、およびＳＱＵＩＤはクライオスタット１００１内で低温に保持されている。ここで、クライオスタット１００１の底面とｚ軸が垂直であるとする。クライオスタット１００１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１００１はガントリ１００２によって支持される。生体磁場計測の被検者はベッド１００３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１００１の底面に近づけるようにベッド１００３の高さと水平方向の位置を調節する。計測・制御回路１００４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１００５に伝達する。信号処理・表示装置１００５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１００５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。
ここで、図１、図２、および図５を参照しつつ、図６に沿って本実施形態の磁気検出コイル１を用いた生体磁場計測装置１０００（磁場計測装置）の説明をする。
図６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１０００において、図１に示される磁気検出コイル１ａあるいは図２に示される磁気検出コイル１ｂあるいは図５に示される磁気検出コイル１ｃ、およびＳＱＵＩＤはクライオスタット１００１内で低温に保持されている。ここで、クライオスタット１００１の底面とｚ軸が垂直であるとする。クライオスタット１００１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１００１はガントリ１００２によって支持される。生体磁場計測の被検者はベッド１００３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１００１の底面に近づけるようにベッド１００３の高さと水平方向の位置を調節する。計測・制御回路１００４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１００５に伝達する。信号処理・表示装置１００５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１００５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、図２、および図５を参照しつつ、図７に沿って本実施形態の磁気検出コイル１を用いた磁場計測装置の一種である胎児心磁計測装置１１００の説明をする。
図７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１１００において、図１に示される磁気検出コイル１ａあるいは図２に示される磁気検出コイル１ｂあるいは図５に示される磁気検出コイル１ｃ、およびＳＱＵＩＤはクライオスタット１１０１内で低温に保持される。ここで、クライオスタット１１０１の底面とｚ軸が垂直であるとする。クライオスタット１１０１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１１０１はガントリ１１０２によって支持される。ただし、クライオスタット１１０１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１１０１自体の傾きも調整できるものとする。被検者である母体１１０３の腹部に磁気検出コイル１を近づけるようにクライオスタット１１０１の位置を調整する。計測・制御回路１１０５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１１０６に伝達する。信号処理・表示装置１１０６では、ＤＳＰを用いて環境磁場や母体１１０３由来の心磁信号を除去する処理を行い、胎児１１０４の心磁信号を検出して信号処理・表示装置１１０６にリアルタイムで胎児心磁波形１１０７を表示するとともに、胎児１１０４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１１０８を表示する。以上の構成をもつ胎児心磁計測装置１１００により、胎児１１０４の心磁波形１１０７および心拍数１１０８をリアルタイムでモニタリングすることができる。
ここで、図１、図２、および図５を参照しつつ、図７に沿って本実施形態の磁気検出コイル１を用いた磁場計測装置の一種である胎児心磁計測装置１１００の説明をする。
図７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１１００において、図１に示される磁気検出コイル１ａあるいは図２に示される磁気検出コイル１ｂあるいは図５に示される磁気検出コイル１ｃ、およびＳＱＵＩＤはクライオスタット１１０１内で低温に保持される。ここで、クライオスタット１１０１の底面とｚ軸が垂直であるとする。クライオスタット１１０１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１１０１はガントリ１１０２によって支持される。ただし、クライオスタット１１０１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１１０１自体の傾きも調整できるものとする。被検者である母体１１０３の腹部に磁気検出コイル１を近づけるようにクライオスタット１１０１の位置を調整する。計測・制御回路１１０５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１１０６に伝達する。信号処理・表示装置１１０６では、ＤＳＰを用いて環境磁場や母体１１０３由来の心磁信号を除去する処理を行い、胎児１１０４の心磁信号を検出して信号処理・表示装置１１０６にリアルタイムで胎児心磁波形１１０７を表示するとともに、胎児１１０４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１１０８を表示する。以上の構成をもつ胎児心磁計測装置１１００により、胎児１１０４の心磁波形１１０７および心拍数１１０８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、図２、および図５を参照しつつ、図８に沿って本実施形態の磁気検出コイル１を用いた脳磁計測装置１２００の説明をする。
図８は本実施形態における磁場計測装置の一種であ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１ａあるいは図２に示される磁気検出コイル１ｂあるいは図５に示される磁気検出コイル１ｃ、およびＳＱＵＩＤはクライオスタット１２０１ａ，１２０１ｂ内で低温に保持される。ここで、クライオスタット１２０１ａ，１２０１ｂの側面とｚ軸が垂直であるとする。クライオスタット１２０１ａ，１２０１ｂ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１２０１ａ，１２０１ｂはガントリ１２０２によって支持される。ただし、クライオスタット１２０１ａ，１２０１ｂ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１２０１ａ，１２０１ｂ自体の傾きも調整できるものとする。被検者１２０３の頭部の計測位置にクライオスタット１２０１ａ，１２０１ｂ内の磁気検出コイル１を近づけるようにクライオスタット１２０１ａ，１２０１ｂの位置を調整する。計測・制御回路１２０５ａ，１２０５ｂ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１２０６に伝達する。信号処理・表示装置１２０６では、ＤＳＰを用いて環境磁場を除去する処理を行い、被検者１２０３の脳磁信号を検出して信号処理・表示装置１２０６にリアルタイムで脳磁波形１２０７ａ，１２０７ｂ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１２０４を用いて被検者１２０３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１２０７ａ，１２０７ｂより、それぞれピークの時間差を計算して、伝達時間１２０８をリアルタイムに表示することができる。ここで、前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。
ここで、図１、図２、および図５を参照しつつ、図８に沿って本実施形態の磁気検出コイル１を用いた脳磁計測装置１２００の説明をする。
図８は本実施形態における磁場計測装置の一種であ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１ａあるいは図２に示される磁気検出コイル１ｂあるいは図５に示される磁気検出コイル１ｃ、およびＳＱＵＩＤはクライオスタット１２０１ａ，１２０１ｂ内で低温に保持される。ここで、クライオスタット１２０１ａ，１２０１ｂの側面とｚ軸が垂直であるとする。クライオスタット１２０１ａ，１２０１ｂ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１２０１ａ，１２０１ｂはガントリ１２０２によって支持される。ただし、クライオスタット１２０１ａ，１２０１ｂ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１２０１ａ，１２０１ｂ自体の傾きも調整できるものとする。被検者１２０３の頭部の計測位置にクライオスタット１２０１ａ，１２０１ｂ内の磁気検出コイル１を近づけるようにクライオスタット１２０１ａ，１２０１ｂの位置を調整する。計測・制御回路１２０５ａ，１２０５ｂ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１２０６に伝達する。信号処理・表示装置１２０６では、ＤＳＰを用いて環境磁場を除去する処理を行い、被検者１２０３の脳磁信号を検出して信号処理・表示装置１２０６にリアルタイムで脳磁波形１２０７ａ，１２０７ｂ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１２０４を用いて被検者１２０３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１２０７ａ，１２０７ｂより、それぞれピークの時間差を計算して、伝達時間１２０８をリアルタイムに表示することができる。ここで、前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１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１を例として説明したが、本実施形態の磁気検出コイル１では、異なる３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ｚ方向に３次以上微分する磁気検出コイル１でもよい。
また、以上で説明した実施形態では、磁気検出コイル１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。
また、以上で説明した実施形態では、磁気検出コイル１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、信号源の電流方向によらずに、安定した磁気信号の検出を可能となる。
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。
１，１ａ，１ｂ，１ｃ 磁気検出コイル
１１〜１４ １次微分型コイル（磁気検出コイル１ａ）
１５〜１７ 交差部（磁気検出コイル１ａ）
２１〜２４ ２次微分型コイル（磁気検出コイル１ｂ）
２５〜２７ 交差部（磁気検出コイル１ｂ）
６１〜６４ コイル組（磁気検出コイル１ｃ）
６ｘ〜６ｚ 磁気検出コイル（磁気検出コイル１ｃ）
６５〜６７ 交差部（磁気検出コイル１ｃ）
１０００ 生体磁場計測装置
１００１ クライオスタット（生体磁場計測装置）
１００２ ガントリ（生体磁場計測装置）
１００３ ベッド
１００４ 計測・制御回路
１００５ 信号処理・表示装置
１１００ 胎児心磁計測装置
１１０１ クライオスタット（胎児心磁計測装置）
１１０２ ガントリ（胎児心磁計測装置）
１１０５ 計測・制御回路
１１０６ 信号処理・表示装置
１１０７ 胎児心磁波形
１１０７ 心磁波形
１２００ 脳磁計測装置
１２０１ａ，１２０１ｂ クライオスタット（脳磁計測装置）
１２０２ ガントリ（脳磁計測装置）
１２０４ 聴覚刺激装置
１２０５ａ 計測・制御回路
１２０６ 信号処理・表示装置
１２０７ａ，１２０７ｂ 脳磁波形
１２０８ 伝達時間
１３００ ＦＬＬ回路
１３０１ 磁気検出コイル（ＦＬＬ回路）
１３０２ 入力コイル
１３０３ ＳＱＵＩＤ
１３０４ フィードバックコイル
１３０５ バイアス電流源
１３０６ プリアンプ
１３０７ 積分器
１３０８ フィードバック抵抗
１１〜１４ １次微分型コイル（磁気検出コイル１ａ）
１５〜１７ 交差部（磁気検出コイル１ａ）
２１〜２４ ２次微分型コイル（磁気検出コイル１ｂ）
２５〜２７ 交差部（磁気検出コイル１ｂ）
６１〜６４ コイル組（磁気検出コイル１ｃ）
６ｘ〜６ｚ 磁気検出コイル（磁気検出コイル１ｃ）
６５〜６７ 交差部（磁気検出コイル１ｃ）
１０００ 生体磁場計測装置
１００１ クライオスタット（生体磁場計測装置）
１００２ ガントリ（生体磁場計測装置）
１００３ ベッド
１００４ 計測・制御回路
１００５ 信号処理・表示装置
１１００ 胎児心磁計測装置
１１０１ クライオスタット（胎児心磁計測装置）
１１０２ ガントリ（胎児心磁計測装置）
１１０５ 計測・制御回路
１１０６ 信号処理・表示装置
１１０７ 胎児心磁波形
１１０７ 心磁波形
１２００ 脳磁計測装置
１２０１ａ，１２０１ｂ クライオスタット（脳磁計測装置）
１２０２ ガントリ（脳磁計測装置）
１２０４ 聴覚刺激装置
１２０５ａ 計測・制御回路
１２０６ 信号処理・表示装置
１２０７ａ，１２０７ｂ 脳磁波形
１２０８ 伝達時間
１３００ ＦＬＬ回路
１３０１ 磁気検出コイル（ＦＬＬ回路）
１３０２ 入力コイル
１３０３ ＳＱＵＩＤ
１３０４ フィードバックコイル
１３０５ バイアス電流源
１３０６ プリアンプ
１３０７ 積分器
１３０８ フィードバック抵抗
Claims (9)
- １本の線材である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、
第１の微分型コイル、および前記第１の微分型コイルと隣り合う第２の微分型コイルは、当該各微分型コイルを貫く磁束の値が差分されるよう接続され、
第３の微分型コイル、および前記第３の微分型コイルと隣り合う第４の微分型コイルは、当該各微分型コイルを貫く磁束の値が差分されるよう接続され、
前記第１の微分型コイル、および前記第１の微分型コイルと隣り合う前記第３の微分型コイルは、当該各微分型コイルを貫く磁束の値が差分されるよう接続され、
当該４つの微分型コイルの中心を結んだ図形が平行四辺形となるよう配置されることを特徴とする磁気検出コイル。 - 前記平行四辺形は、正方形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。
- 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。
- 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。
- 請求項１に記載の磁気検出コイルを３つ組み合わせた磁気検出コイルであって、
各磁気検出コイルのコイル面は、互いに直交していることを特徴とする磁気検出コイル。 - 磁気検出コイルが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、
前記磁気検出コイルは、
１本の線材である超伝導体または金属部材によって構成され、
第１の微分型コイル、および前記第１の微分型コイルと隣り合う第２の微分型コイルは、当該各微分型コイルを貫く磁束の値が差分されるよう接続され、
第３の微分型コイル、および前記第３の微分型コイルと隣り合う第４の微分型コイルは、当該各微分型コイルを貫く磁束の値が差分されるよう接続され、
前記第１の微分型コイル、および前記第１の微分型コイルと隣り合う前記第３の微分型コイルは、当該各微分型コイルを貫く磁束の値が差分されるよう接続され、
当該４つの微分型コイルの中心を結んだ図形が平行四辺形となるよう配置されることを特徴とする磁場計測装置。 - 心臓から発生する磁気信号を検出することを特徴とする請求項６に記載の磁場計測装置。
- 前記心臓とは、胎児の心臓であることを特徴とする請求項６に記載の磁場計測装置。
- 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。
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