JP5798560B2 - 生体磁気計測装置、及び生体磁気計測システム - Google Patents
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Description
本発明は、生体磁気計測装置、及び生体磁気計測システムに関する。
従来、生体から発生する磁気を計測する装置として、ＳＱＵＩＤ（Ｓｕｐｅｒｃｏｎｄｕｃｔｉｎｇ Ｑｕａｎｔｕｍ Ｉｎｔｅｒｆｅｒｅｎｃｅ Ｄｅｖｉｃｅ：超伝導量子干渉素子）センサを用いた生体磁気計測装置が研究されている（特許文献１−５等）。多数のＳＱＵＩＤセンサを配列させて生体磁気の計測に用いることで、脳磁図、心磁図等の２次元磁気情報を得ることができる。
ＳＱＵＩＤセンサにより生体磁気計測するには、ＳＱＵＩＤセンサを冷媒により超伝導状態に保つ必要がある。そのため、ＳＱＵＩＤセンサは、冷媒が貯留されたデュワに内蔵され、この冷媒に浸漬された状態で計測に用いられる。
このデュワの冷媒槽の外壁部の一部を、生体の計測対象部位、例えば頭蓋に対応した形状に形成し、この外壁部の内側に多数のＳＱＵＩＤセンサを配列させて冷媒に浸漬し、外壁部の外側を生体に接触させることにより、多数のＳＱＵＩＤセンサを生体に対して一定の距離に近接させて計測し、脳磁図等を得ることができる生体磁気計測装置が提案されている。
ＳＱＵＩＤセンサにより生体磁気計測するには、ＳＱＵＩＤセンサを冷媒により超伝導状態に保つ必要がある。そのため、ＳＱＵＩＤセンサは、冷媒が貯留されたデュワに内蔵され、この冷媒に浸漬された状態で計測に用いられる。
このデュワの冷媒槽の外壁部の一部を、生体の計測対象部位、例えば頭蓋に対応した形状に形成し、この外壁部の内側に多数のＳＱＵＩＤセンサを配列させて冷媒に浸漬し、外壁部の外側を生体に接触させることにより、多数のＳＱＵＩＤセンサを生体に対して一定の距離に近接させて計測し、脳磁図等を得ることができる生体磁気計測装置が提案されている。
JOURNAL OF APPLIED PHYSICS,VOLUME 83 NUMBER 11,1 JUNE 1998,"Picotesla field sensor design using spin-dependent tunneling devices"copyright:1998 Americam Institute of Physics.
APPLIED PHYSICS LETTERS 91,102504(2007),"Low frequency picotesla field detection using hybrid MgO based tunnel sensors"copyright:2007 Americam Institute of Physics.
しかし、ＳＱＵＩＤセンサを用いた生体磁気計測装置にあっては、次のような問題がある。
ＳＱＵＩＤセンサを低温に保つための冷媒が蒸発等により減少するので冷媒の管理が煩雑であり、断熱された冷媒槽を構成する必要がある。
計測時に生体に近接させるべきＳＱＵＩＤセンサを内蔵したセンサユニット、すなわち、デュワが冷媒を貯留しているため大型で重く、これを支持する機械構成が必要となるし、往々にして被検体を安置するベッドや、被検体とＳＱＵＩＤセンサを内蔵したデュワとの相対位置を制御する位置制御装置が必要となる。
被検者は年齢や性別等によって体の大きさや、体型が様々である。ＳＱＵＩＤセンサの配列を被検者の被検部に合わせて柔軟に対応させるようなデュワを構成することが難しく、被検者によらずにその被検部に対して一定の距離にＳＱＵＩＤセンサを配置できずに、正確な計測を実行できなかったり、計測不可となったりする。
また、ＳＱＵＩＤセンサは大きく、頭皮などの生体表面に近接させて多数のセンサを高密度に配置することが難しい。このため、生体表面からの垂直方向の発生磁気を計測することしか実現できておらず、垂直方向に加えて生体表面の面内方向の磁気を計測することは難しい。
ＳＱＵＩＤセンサによる磁気計測における生体表面の垂直方向など、生体から発せられる磁気の１軸方向についての磁力のみならず、生体表面の垂直方向である１軸及び生体表面の面内方向の互いに直交する２軸などの３軸方向の磁力を計測可能とすることで、より多くの磁気情報を得て診断に役立たせる可能性が開ける。
とはいえ、磁気記録読取装置などに用いられる冷却機構が不要な磁気センサでは、ＳＱＵＩＤセンサほどの感度が得られず、そもそも脳磁気などの微弱な生体磁気を計測することはできない。
ＳＱＵＩＤセンサを低温に保つための冷媒が蒸発等により減少するので冷媒の管理が煩雑であり、断熱された冷媒槽を構成する必要がある。
計測時に生体に近接させるべきＳＱＵＩＤセンサを内蔵したセンサユニット、すなわち、デュワが冷媒を貯留しているため大型で重く、これを支持する機械構成が必要となるし、往々にして被検体を安置するベッドや、被検体とＳＱＵＩＤセンサを内蔵したデュワとの相対位置を制御する位置制御装置が必要となる。
被検者は年齢や性別等によって体の大きさや、体型が様々である。ＳＱＵＩＤセンサの配列を被検者の被検部に合わせて柔軟に対応させるようなデュワを構成することが難しく、被検者によらずにその被検部に対して一定の距離にＳＱＵＩＤセンサを配置できずに、正確な計測を実行できなかったり、計測不可となったりする。
また、ＳＱＵＩＤセンサは大きく、頭皮などの生体表面に近接させて多数のセンサを高密度に配置することが難しい。このため、生体表面からの垂直方向の発生磁気を計測することしか実現できておらず、垂直方向に加えて生体表面の面内方向の磁気を計測することは難しい。
ＳＱＵＩＤセンサによる磁気計測における生体表面の垂直方向など、生体から発せられる磁気の１軸方向についての磁力のみならず、生体表面の垂直方向である１軸及び生体表面の面内方向の互いに直交する２軸などの３軸方向の磁力を計測可能とすることで、より多くの磁気情報を得て診断に役立たせる可能性が開ける。
とはいえ、磁気記録読取装置などに用いられる冷却機構が不要な磁気センサでは、ＳＱＵＩＤセンサほどの感度が得られず、そもそも脳磁気などの微弱な生体磁気を計測することはできない。
本発明は以上の従来技術における問題に鑑みてなされたものであって、常温で使用可能な磁気センサにより高精度に生体磁気を計測する生体磁気計測装置、及び生体磁気計測システムを提供することを課題とする。
以上の課題を解決するための請求項１記載の発明は、磁化の向きが固定された固定磁性層、外部からの磁束の影響を受けて磁化の向きが変化するフリー磁性層、及び、前記固定磁性層及び前記フリー磁性層との間に配置された絶縁層を有し、前記固定磁性層の磁化の向きと前記フリー磁性層の磁化の向きとの角度差に従ってトンネル効果により前記絶縁層の抵抗を変化させるトンネル磁気抵抗素子を含む３軸磁気センサモジュールと、前記トンネル磁気抵抗素子が生体に対向するように前記磁気センサを保持する保持手段とを備え、前記３軸磁気センサモジュールは、生体から発生する磁気により変化する前記絶縁層の抵抗値に応じた出力信号を出力する生体磁気計測装置において、
（１）前記３軸磁気センサモジュールは、前記固定磁性層の磁化の向きが第１の方向に固定された第１のトンネル磁気抵抗素子アレイと、前記固定磁性層の磁化の向きが前記１の方向と交差する第２の方向に固定された第２のトンネル磁気抵抗素子アレイと、前記固定磁性層の磁化の向きが前記第１の方向及び前記第２の方向に直交する第３の方向に固定された第３のトンネル磁気抵抗素子アレイとを含み、
（２）前記第１〜第３のトンネル磁気抵抗素子アレイはそれぞれ、複数の前記トンネル磁気抵抗素子が、前記出力信号を出力するための共通の出力２端子間で格子状に接続されてなり、
（３）前記第１のトンネル磁気抵抗素子アレイに含まれる複数の前記トンネル磁気抵抗素子は、それぞれの前記固定磁性層と前記絶縁層との接合面及び／又は前記フリー磁性層と前記絶縁層との接合面が、互いに共通の平面に配置され、
（４）前記第２のトンネル磁気抵抗素子アレイに含まれる複数の前記トンネル磁気抵抗素子は、それぞれの前記固定磁性層と前記絶縁層との接合面及び／又は前記フリー磁性層と前記絶縁層との接合面が、互いに共通の平面に配置され、
（５）前記第３のトンネル磁気抵抗素子アレイに含まれる複数の前記トンネル磁気抵抗素子は、それぞれの前記固定磁性層と前記絶縁層との接合面及び／又は前記フリー磁性層と前記絶縁層との接合面が、互いに共通の平面に配置され、
（６）前記保持手段は、可撓性材料からなる装着支持体で生体表面を被覆するように構成され、当該装着支持体の生体被覆面上に複数の前記３軸磁気センサモジュールが分布配置されるとともに、第１のトンネル磁気抵抗素子アレイの前記共通の平面が前記生体被覆面に垂直な方向とされていることで、前記生体被覆面上のどの位置に配置された前記３軸磁気センサモジュールにおいても生体表面に対して垂直な方向の磁気及び同方向に直交し互いに直交する２軸方向の磁気を検出可能とされた生体磁気計測装置である。
（１）前記３軸磁気センサモジュールは、前記固定磁性層の磁化の向きが第１の方向に固定された第１のトンネル磁気抵抗素子アレイと、前記固定磁性層の磁化の向きが前記１の方向と交差する第２の方向に固定された第２のトンネル磁気抵抗素子アレイと、前記固定磁性層の磁化の向きが前記第１の方向及び前記第２の方向に直交する第３の方向に固定された第３のトンネル磁気抵抗素子アレイとを含み、
（２）前記第１〜第３のトンネル磁気抵抗素子アレイはそれぞれ、複数の前記トンネル磁気抵抗素子が、前記出力信号を出力するための共通の出力２端子間で格子状に接続されてなり、
（３）前記第１のトンネル磁気抵抗素子アレイに含まれる複数の前記トンネル磁気抵抗素子は、それぞれの前記固定磁性層と前記絶縁層との接合面及び／又は前記フリー磁性層と前記絶縁層との接合面が、互いに共通の平面に配置され、
（４）前記第２のトンネル磁気抵抗素子アレイに含まれる複数の前記トンネル磁気抵抗素子は、それぞれの前記固定磁性層と前記絶縁層との接合面及び／又は前記フリー磁性層と前記絶縁層との接合面が、互いに共通の平面に配置され、
（５）前記第３のトンネル磁気抵抗素子アレイに含まれる複数の前記トンネル磁気抵抗素子は、それぞれの前記固定磁性層と前記絶縁層との接合面及び／又は前記フリー磁性層と前記絶縁層との接合面が、互いに共通の平面に配置され、
（６）前記保持手段は、可撓性材料からなる装着支持体で生体表面を被覆するように構成され、当該装着支持体の生体被覆面上に複数の前記３軸磁気センサモジュールが分布配置されるとともに、第１のトンネル磁気抵抗素子アレイの前記共通の平面が前記生体被覆面に垂直な方向とされていることで、前記生体被覆面上のどの位置に配置された前記３軸磁気センサモジュールにおいても生体表面に対して垂直な方向の磁気及び同方向に直交し互いに直交する２軸方向の磁気を検出可能とされた生体磁気計測装置である。
請求項２記載の発明は、前記第１のトンネル磁気抵抗素子アレイが構成されるチップにおいて基板上に、下部電極を共有する２行２列の４つのトンネル磁気抵抗素子が縦横に繰り返し形成され、これにより下部電極を共有しない２行２列の４つのトンネル磁気抵抗素子が配列し、当該下部電極を共有しない２行２列の４つのトンネル磁気抵抗素子が上部電極を共有し、これにより当該トンネル磁気抵抗アレイの前記共通の出力２端子間で複数の前記トンネル磁気抵抗素子が格子状に接続され、
前記第２のトンネル磁気抵抗素子アレイが構成されるチップにおいて基板上に、下部電極を共有する２行２列の４つのトンネル磁気抵抗素子が縦横に繰り返し形成され、これにより下部電極を共有しない２行２列の４つのトンネル磁気抵抗素子が配列し、当該下部電極を共有しない２行２列の４つのトンネル磁気抵抗素子が上部電極を共有し、これにより当該トンネル磁気抵抗アレイの前記共通の出力２端子間で複数の前記トンネル磁気抵抗素子が格子状に接続され、
前記第３のトンネル磁気抵抗素子アレイが構成されるチップにおいて基板上に、下部電極を共有する２行２列の４つのトンネル磁気抵抗素子が縦横に繰り返し形成され、これにより下部電極を共有しない２行２列の４つのトンネル磁気抵抗素子が配列し、当該下部電極を共有しない２行２列の４つのトンネル磁気抵抗素子が上部電極を共有し、これにより当該トンネル磁気抵抗アレイの前記共通の出力２端子間で複数の前記トンネル磁気抵抗素子が格子状に接続された請求項１に記載の生体磁気計測装置ある。
前記第２のトンネル磁気抵抗素子アレイが構成されるチップにおいて基板上に、下部電極を共有する２行２列の４つのトンネル磁気抵抗素子が縦横に繰り返し形成され、これにより下部電極を共有しない２行２列の４つのトンネル磁気抵抗素子が配列し、当該下部電極を共有しない２行２列の４つのトンネル磁気抵抗素子が上部電極を共有し、これにより当該トンネル磁気抵抗アレイの前記共通の出力２端子間で複数の前記トンネル磁気抵抗素子が格子状に接続され、
前記第３のトンネル磁気抵抗素子アレイが構成されるチップにおいて基板上に、下部電極を共有する２行２列の４つのトンネル磁気抵抗素子が縦横に繰り返し形成され、これにより下部電極を共有しない２行２列の４つのトンネル磁気抵抗素子が配列し、当該下部電極を共有しない２行２列の４つのトンネル磁気抵抗素子が上部電極を共有し、これにより当該トンネル磁気抵抗アレイの前記共通の出力２端子間で複数の前記トンネル磁気抵抗素子が格子状に接続された請求項１に記載の生体磁気計測装置ある。
請求項３記載の発明は、第１〜第３のトンネル磁気抵抗素子アレイは、互いに別チップに構成されて、同一配線基板に搭載された請求項１又は請求項２に記載の生体磁気計測装置である。
請求項４記載の発明は、複数の前記３軸磁気センサモジュールを備えたセンサ集合体を構成するセンサプラットフォームボードを有する請求項１〜請求項３のいずれかに記載の生体磁気計測装置である。
請求項５記載の発明は、複数の前記センサプラットフォームボードを有する請求項４に記載の生体磁気計測装置である。
請求項６記載の発明は、前記絶縁層の層厚は、１ｎｍ〜１０ｎｍの範囲である請求項１〜請求項５のいずれかに記載の生体磁気計測装置である。
請求項７記載の発明は、請求項１〜６のいずれかに記載の生体磁気計測装置と、前記出力信号に基づいて脳磁図を演算する演算装置とを備える生体磁気計測システムである。
請求項７記載の発明は、請求項１〜６のいずれかに記載の生体磁気計測装置と、前記出力信号に基づいて脳磁図を演算する演算装置とを備える生体磁気計測システムである。
本発明によれば、生体磁気の計測に適用するトンネル磁気抵抗素子（TMR（Tunnel Magneto Resistive）素子）は、高感度な素子を構成することが可能であるため、生体磁場を精密に測定することができる。しかも、常温で使用可能な磁気センサであるので、計測時に生体に近接させるべきセンサユニットにはトンネル磁気抵抗素子を冷却するための冷媒が不要となり、センサユニットをより軽薄に構成できるという効果がある。
センサユニットをより軽薄に構成できるので、人手で扱って被検者の計測対象部位に覆うように当てたり、被検者に装着させたりできる簡素で柔軟な形態に構成できるという効果がある。また、高感度で冷却機構も不要であるためサイズが大きくならず、生体に配置するに際して制約の小さい磁気センサを構成することができる。
従って、磁気センサを生体に近接して配置することが容易であり、生体磁場をより精密に測定することができる。また、複数の磁気センサを用いてもそれらを密に配置することができるため、生体磁場をさらに精密に測定することができる。
センサユニットをより軽薄に構成できるので、人手で扱って被検者の計測対象部位に覆うように当てたり、被検者に装着させたりできる簡素で柔軟な形態に構成できるという効果がある。また、高感度で冷却機構も不要であるためサイズが大きくならず、生体に配置するに際して制約の小さい磁気センサを構成することができる。
従って、磁気センサを生体に近接して配置することが容易であり、生体磁場をより精密に測定することができる。また、複数の磁気センサを用いてもそれらを密に配置することができるため、生体磁場をさらに精密に測定することができる。
以下に本発明の一実施形態につき図面を参照して説明する。以下は本発明の一実施形態であって本発明を限定するものではない。
本実施形態は、人の頭蓋から発せられる磁気を計測して脳磁図を得る生体磁気計測についてのものである。
図１に示すように本実施形態の生体磁気計測システム１００は、生体磁気計測装置１及び演算装置２によって構成される。生体磁気計測装置１は、インターフェース３と、センサユニット４とにより構成される。
演算装置２とセンサユニット４とがインターフェース３を介して接続される。センサユニット４とインターフェース３との間はケーブル５で接続されており、ケーブル５の届く範囲でセンサユニット４を自由に移動可能であり、向きを自由に変えることができる。５１は電源線、５２は信号線（バス）である。
センサユニット４は、複数のセンサプラットフォームボード４１，４１，・・・を有しており、それぞれに電源線５１によって電源が供給されている。演算装置２からはセンサプラットフォームボード４１へコマンド信号が、また、センサプラットフォームボード４１からは演算装置２へ出力信号が、それぞれ信号線５２を通じて伝送される。センサプラットフォームボード４１の数をｎ（ｎは２以上の整数）とする。
演算装置２には、演算結果を表示するなどの目的で使用される表示装置２１が接続されている。
図１に示すように本実施形態の生体磁気計測システム１００は、生体磁気計測装置１及び演算装置２によって構成される。生体磁気計測装置１は、インターフェース３と、センサユニット４とにより構成される。
演算装置２とセンサユニット４とがインターフェース３を介して接続される。センサユニット４とインターフェース３との間はケーブル５で接続されており、ケーブル５の届く範囲でセンサユニット４を自由に移動可能であり、向きを自由に変えることができる。５１は電源線、５２は信号線（バス）である。
センサユニット４は、複数のセンサプラットフォームボード４１，４１，・・・を有しており、それぞれに電源線５１によって電源が供給されている。演算装置２からはセンサプラットフォームボード４１へコマンド信号が、また、センサプラットフォームボード４１からは演算装置２へ出力信号が、それぞれ信号線５２を通じて伝送される。センサプラットフォームボード４１の数をｎ（ｎは２以上の整数）とする。
演算装置２には、演算結果を表示するなどの目的で使用される表示装置２１が接続されている。
図２に示すようにインターフェース３は、ＰＣＩ・バス・コントローラ３１、コマンド変換・バッファ・コントローラ３２、ＳＲＡＭ３３、シリアルインターフェースドライバ３４により構成される。ドライバ３４、コントローラ３１、及び、コントローラ３２によって、各ボード４１内に設けられた後述するコントローラやバスの制御を行い、必要に応じて信号をＳＲＡＭ３３にバッファすることで、各ボード４１からシリアルに出力信号が送られるように制御を行う。
図３に示すようにセンサプラットフォームボード４１には、複数のＴＭＲアレイモジュール６，６，・・・が電気的に接続されるとともに機械的に固定されている。センサプラットフォームボード４１が複数の磁気センサを備えたセンサ集合体を構成する。
図３(a)に示すようにセンサプラットフォームボード４１は、コントローラ４２と、ＲＡＭ４３と、増幅・変換回路４４，４４，・・・とを備える。増幅・変換回路４４はＴＭＲアレイモジュール６ごとに設けられ、ＴＭＲアレイモジュール６と一対一で接続されている。増幅・変換回路４４は、ＴＭＲアレイモジュール６からの出力信号を増幅する増幅器４４ａと、増幅器４４ａの出力をデジタル信号に変換してコントローラ４２に入力するＡ／Ｄ変換器４４ｂとを有する。ＲＡＭ４３は、コントローラ４２に入力された情報やコントローラ４２が演算した情報を記憶する記憶装置である。コントローラ４２は、演算装置２からのコマンドを受信して、ＴＭＲアレイモジュール６，６，・・・を稼動し、その出力信号を所定のフォーマットで信号線５２を介して演算装置２に向けて送出する。
図３(a)に示すようにセンサプラットフォームボード４１は、コントローラ４２と、ＲＡＭ４３と、増幅・変換回路４４，４４，・・・とを備える。増幅・変換回路４４はＴＭＲアレイモジュール６ごとに設けられ、ＴＭＲアレイモジュール６と一対一で接続されている。増幅・変換回路４４は、ＴＭＲアレイモジュール６からの出力信号を増幅する増幅器４４ａと、増幅器４４ａの出力をデジタル信号に変換してコントローラ４２に入力するＡ／Ｄ変換器４４ｂとを有する。ＲＡＭ４３は、コントローラ４２に入力された情報やコントローラ４２が演算した情報を記憶する記憶装置である。コントローラ４２は、演算装置２からのコマンドを受信して、ＴＭＲアレイモジュール６，６，・・・を稼動し、その出力信号を所定のフォーマットで信号線５２を介して演算装置２に向けて送出する。
図４に示すようにＴＭＲアレイモジュール６は、裏面に接続端子６１ａ〜６１ｈを有した配線基板６１と、配線基板６１の表面上に構成されたＴＭＲアレイモジュール部６２とからなる。そして、図３(b)に示すようにセンサプラットフォームボード４１に配線基板６１の裏面を合わせた状態で搭載される。センサプラットフォームボード４１上にＴＭＲアレイモジュール６，６，・・・が縦横に並べて配列される。
図４(a)に示すようにＴＭＲアレイモジュール６には、ＴＭＲアレイチップ６３Ｘ，６３Ｙ，６３Ｚが搭載されている。
図４(a)に直交3軸Ｘ−Ｙ−Ｚ座標を示した。ＴＭＲアレイチップ６３Ｘは、ＴＭＲアレイモジュール６の配線基板６１の表面に平行な面内におけるＸ軸方向の磁力を計測するセンサモジュールである。ＴＭＲアレイチップ６３Ｙは、ＴＭＲアレイモジュール６の配線基板６１の表面に平行な面内におけるＸ軸方向と垂直なＹ軸方向の磁力を計測するセンサモジュールである。ＴＭＲアレイチップ６３Ｚは、ＴＭＲアレイモジュール６の配線基板６１の表面に垂直なＺ軸方向の磁力を計測するセンサモジュールである。
図４(a)に直交3軸Ｘ−Ｙ−Ｚ座標を示した。ＴＭＲアレイチップ６３Ｘは、ＴＭＲアレイモジュール６の配線基板６１の表面に平行な面内におけるＸ軸方向の磁力を計測するセンサモジュールである。ＴＭＲアレイチップ６３Ｙは、ＴＭＲアレイモジュール６の配線基板６１の表面に平行な面内におけるＸ軸方向と垂直なＹ軸方向の磁力を計測するセンサモジュールである。ＴＭＲアレイチップ６３Ｚは、ＴＭＲアレイモジュール６の配線基板６１の表面に垂直なＺ軸方向の磁力を計測するセンサモジュールである。
ＴＭＲアレイチップ６３Ｘ，６３Ｙ，６３Ｚ内はそれぞれ図５に示すように、上部電極６５ａと、下部電極６５ｂとでＴＭＲ素子６７を挟み込んだ基本構成がアレイ状に多数並べられた構成をとる。図６に模式的に示すように、４つのＴＭＲ素子６７に対して共通の上部電極６５ａが配置される。そして、４つのＴＭＲ素子６７のそれぞれが、さらに周囲の３つのＴＭＲ素子６７とともにグループ化され、各グループの４つのＴＭＲ素子６７に対して共通の下部電極６５ｂが配置される。図７に示すように、素子の断面方向においては、隣り合う一対のＴＭＲ素子６７の一方の面に下部電極６５ｂが対向し、上記一対のＴＭＲ素子６７のうち一方と他の隣り合うＴＭＲ素子６７の他方の面に上部電極６５ａが対向している。このような構造の繰り返しによって多数のＴＭＲ素子６７が上部電極６５ａ及び下部電極６５ｂによって互いに電気的に接続されている。なお、図６においては、理解容易のために、上部電極６５ａは一つのみを図示し、他の上部電極６５ａは省略してある。
ＴＭＲ素子６７を抵抗としてＴＭＲアレイチップ６３の等価回路を記載すると、その回路図は図８(a)に示す通りとなる。この回路が単一の出力信号を出力する磁気センサを構成する。図５及び図８に示すようにＴＭＲ素子６７，６７，・・・は、格子配列されてＴＭＲアレイ６８を構成する。図８に示すようにＴＭＲ素子６７，６７，・・・は、一対の電流入力端子６９間、一対の電圧検出端子７０間において格子配列されている。各端子の取り出し部位は、図８(b)に示したように、各端子のＴＭＲアレイへの接続点を別々にしたようなＴＭＲアレイチップ６３Ｂの等価回路によるものでも可能であり、図８(a)に示したような各端子のＴＭＲアレイへの接続点を共通にした形態に限られない。
なお、図８においては、簡単のため6x6のＴＭＲアレイを記載しているが、実際には50x50程度にすればノイズレベルは１素子のそれに比べて1/50にまで低減されることが判明している。脳磁界の測定では、少なくともノイズレベルを1/50以下に低減させるように、50x50アレイ以上の素子数にすることが望ましく、より好ましくは、100x100アレイ以上の素子数にしてノイズレベルを1/100以下にまで下げるのが好ましい。
なお、図８においては、簡単のため6x6のＴＭＲアレイを記載しているが、実際には50x50程度にすればノイズレベルは１素子のそれに比べて1/50にまで低減されることが判明している。脳磁界の測定では、少なくともノイズレベルを1/50以下に低減させるように、50x50アレイ以上の素子数にすることが望ましく、より好ましくは、100x100アレイ以上の素子数にしてノイズレベルを1/100以下にまで下げるのが好ましい。
ＴＭＲアレイチップ６３Ｘ，６３Ｙ，６３Ｚの一対の電流入力端子６９は、接続端子６１ａ，６１ｅに引き出される。Ｘ軸用ＴＭＲアレイチップ６３Ｘの一対の電圧検出端子７０は、接続端子６１ｂ，６１ｆに引き出される。Ｙ軸用ＴＭＲアレイチップ６３Ｙの一対の電圧検出端子７０は、接続端子６１ｃ，６１ｇに引き出される。Ｚ軸用ＴＭＲアレイチップ６３Ｚの一対の電圧検出端子７０は、接続端子６１ｄ，６１ｈに引き出される。各端子の引き出し配線は、図示しないボンディングワイヤ及び配線基板６１内の配線パターンによる。
このように、ＴＭＲアレイチップ６３Ｘ、６３Ｙ、６３Ｚが、それぞれ一つの磁気センサを構成する。本実施形態では、ＴＭＲアレイモジュールが３つの磁気センサを備えることにより、３軸測定可能な磁気センサを構成している。
このように、ＴＭＲアレイチップ６３Ｘ、６３Ｙ、６３Ｚが、それぞれ一つの磁気センサを構成する。本実施形態では、ＴＭＲアレイモジュールが３つの磁気センサを備えることにより、３軸測定可能な磁気センサを構成している。
各ＴＭＲ素子６７は、図９に示す基本構成を備えている。図９に示すように、基板ｂ１上に、順に下部電極６５ｂ、酸化防止層６７ｅ、フリー磁性層６７ｄ、絶縁層６７ｃ、固定磁性層６７ｂ、酸化防止層６７ａ、上部電極６５ａが順次積層された構成を有する。上部電極６５ａと下部電極６５ｂとの間には、電流を入力するための電流源７１に接続される電流入力端子６９、及び、絶縁層の抵抗値の変化を電圧値の変化として検知する電圧計７２に接続された電圧検出端子７０が設けられている。なお、ＴＭＲ素子に対して電圧を印加し、ＴＭＲ素子の絶縁層に流れる電流を検出することで絶縁層の抵抗値の変化を検出するようにしても構わない。
各ＴＭＲ素子６７のより具体的な素子構造の一例を図１０に示す。図１０に示すように、基板ｂ１上に、下引き層ａ１、補助固定化層ａ２、固定化促進層ａ３、固定磁性層ａ４〜ａ６、絶縁層ａ７、フリー磁性層ａ８、酸化防止層ａ９が積層された構成を有する。固定磁性層のうち、ａ４は固定化層であり、ａ５は磁気結合促進層であり、ａ６が強磁性層である。フリー磁性層は強磁性層ａ８を備えている。固定磁性層は、絶縁層の上面に接合し磁化の向きが固定されている。フリー磁性層は、絶縁層の下面に接合し外部からの磁束の影響を受けて磁化の向きが変化する。
基板ｂ１としては、各層の形成に耐え得るものであれば特に材質に限定はないが、成膜時や熱処理等に耐え得る耐熱性と絶縁性とを兼ね備えたものが好ましい。また、磁束の吸い込みを防止するために非磁性であり、表面が比較的滑らかに形成されるものであることが好ましい。このような観点からは、例えば、Ｓｉ、ＳｉＯ２等が使用できる。
下引き層ａ１は、基板の粗さを整えるためのものであり、例えば、Ｔａが使用できる。下引き層ａ１の層厚は２ｎｍ〜１０ｎｍ程度とすることが好ましい。
配向補助層ａ２は、固定化促進層ａ３の配向を補うためのものであり、Ｒｕやパーマロイを用いることができる。固定磁化層をより強く固定化する観点からはＲｕが好ましい。配向補助層ａ２の結晶構造は例えば六方細密充填構造とする。配向補助層ａ２の層厚は５ｎｍ〜２０ｎｍ程度とすることが好ましい。
固定化促進層ａ３は、固定化層ａ４の固定化を促進するためのものであり、ＩｒＭｎ、プラチナマンガンなどの反強磁性膜が好適に用いられる。固定化促進層ａ３の結晶構造は例えば面心立方晶とする。固定化促進層ａ３の層厚は５ｎｍ〜２０ｎｍ程度とすることが好ましい。
下引き層ａ１は、基板の粗さを整えるためのものであり、例えば、Ｔａが使用できる。下引き層ａ１の層厚は２ｎｍ〜１０ｎｍ程度とすることが好ましい。
配向補助層ａ２は、固定化促進層ａ３の配向を補うためのものであり、Ｒｕやパーマロイを用いることができる。固定磁化層をより強く固定化する観点からはＲｕが好ましい。配向補助層ａ２の結晶構造は例えば六方細密充填構造とする。配向補助層ａ２の層厚は５ｎｍ〜２０ｎｍ程度とすることが好ましい。
固定化促進層ａ３は、固定化層ａ４の固定化を促進するためのものであり、ＩｒＭｎ、プラチナマンガンなどの反強磁性膜が好適に用いられる。固定化促進層ａ３の結晶構造は例えば面心立方晶とする。固定化促進層ａ３の層厚は５ｎｍ〜２０ｎｍ程度とすることが好ましい。
固定磁性層を構成する固定化層ａ４としては、例えば、ＣｏＦｅが使用できる。ＣｏとＦｅの組成比は任意に設定できるが、典型的には、Ｃｏ：Ｆｅ＝７５：２５又はＣｏ：Ｆｅ＝５０：５０とすることができる。固定化層ａ４の結晶構造は例えば面心立方晶である。固定化層ａ４の層厚としては、０．５ｎｍ〜５ｎｍ程度とすることが好ましい。
磁気結合促進層ａ５は、固定化層ａ４と強磁性層ａ６とを磁気的に結合させるとともに、後者を前者の結晶構造から切り離すためのものであり、結晶構造を有さない薄膜層を用いるのが望ましい。具体的な材料の例としてはＲｕが挙げられる。磁気結合促進層ａ５の層厚は０．５〜１ｎｍ程度とすることが好ましい。
磁気結合促進層ａ５は、固定化層ａ４と強磁性層ａ６とを磁気的に結合させるとともに、後者を前者の結晶構造から切り離すためのものであり、結晶構造を有さない薄膜層を用いるのが望ましい。具体的な材料の例としてはＲｕが挙げられる。磁気結合促進層ａ５の層厚は０．５〜１ｎｍ程度とすることが好ましい。
強磁性層ａ６としては、各種のものが使用可能であるが、代表的なものとして、Ｃｏ４０Ｆｅ４０Ｂ２０をアモルファス構造から熱処理して強磁性を発現させたものが使用できる。この層の結晶構造は例えば体心立方晶である。Ｆｅリッチの材料、例えば、Ｃｏ１６Ｆｅ６４Ｂ２０を用いることもできる。強磁性層ａ６の層厚は１〜１０ｎｍ程度が好ましい。
絶縁層ａ７としては、各種の絶縁材料を用いることができ、例えば、ＭｇＯ、ＡｌＯｘ等が使用できる。素子の感度を向上させるという観点からはＭｇＯが好ましい。絶縁層ａ７の層厚は、１ｎｍ〜１０ｎｍ程度にすることが望ましい。
絶縁層ａ７としては、各種の絶縁材料を用いることができ、例えば、ＭｇＯ、ＡｌＯｘ等が使用できる。素子の感度を向上させるという観点からはＭｇＯが好ましい。絶縁層ａ７の層厚は、１ｎｍ〜１０ｎｍ程度にすることが望ましい。
フリー磁性層ａ８としては、強磁性層ａ６と同様のもの、例えば、Ｃｏ４０Ｆｅ４０Ｂ２０が使用できる。フリー磁性層ａ８の層厚は１ｎｍ〜１０ｎｍ程度が好ましい。フリー磁性層ａ８を多層構成にしてもよい。
各層は、例えば、マグネトロンスパッタリング法により形成することができる。また、所望の結晶構造を得る等の目的のために、必要に応じてアニール等の熱処理を施すとよい。
固定磁性層とフリー磁性層の位置は図示したものと逆に配置されていてもよい。また、２つの固定磁性層により、それぞれ絶縁層を介してフリー磁性層を挟んだ構造のダブルジャンクション構造の素子としても構わない。
各層は、例えば、マグネトロンスパッタリング法により形成することができる。また、所望の結晶構造を得る等の目的のために、必要に応じてアニール等の熱処理を施すとよい。
固定磁性層とフリー磁性層の位置は図示したものと逆に配置されていてもよい。また、２つの固定磁性層により、それぞれ絶縁層を介してフリー磁性層を挟んだ構造のダブルジャンクション構造の素子としても構わない。
なお、本実施形態においては、マクネトロンスパッタリング装置を用いて、ＳｉＯ２基板上に、層ａ１としてＴａを５ｎｍ、層ａ２としてＲｕを１０ｎｍ、層ａ３としてＩｒＭｎを１０ｎｍ、層ａ４としてＣｏＦｅを２ｎｍ、層ａ５としてＲｕを０．８５ｎｍ、層ａ６としてＣｏ４０Ｆｅ４０Ｂ２０を３ｎｍ、層ａ７としてＭｇＯを２ｎｍ、層ａ８としてＣｏ４０Ｆｅ４０Ｂ２０を３ｎｍ、層ａ９としてＴａを５ｎｍ、順次積層してＴＭＲ素子を作製した。膜厚は成膜速度と成膜時間から換算して求めた。
このようなＴＭＲ素子は、ゼロ磁場近くで高感度な生体磁気計測に好適な素子とすることができ、精密に生体からの磁気を測定することができる。また、常温で使用可能な磁気センサであり、冷却のための冷媒も外部からの熱の侵入を断つための断熱材も不要となり、センサユニットをより軽薄に構成できる。そして、センサユニットをより軽薄に構成できるので、人手で扱って被検者の計測対象部位に覆うように当てたり、被検者に装着させたりできる簡素で柔軟な形態に構成でき、ひいては、被験者の体の大きさや体型によらず、被験部に対して一定の距離にＴＭＲ素子が配置され正確な計測を行うことができる。また、ＳＱＵＩＤに比較して安価に構成でき、低消費電力である。
このようなＴＭＲ素子は、ゼロ磁場近くで高感度な生体磁気計測に好適な素子とすることができ、精密に生体からの磁気を測定することができる。また、常温で使用可能な磁気センサであり、冷却のための冷媒も外部からの熱の侵入を断つための断熱材も不要となり、センサユニットをより軽薄に構成できる。そして、センサユニットをより軽薄に構成できるので、人手で扱って被検者の計測対象部位に覆うように当てたり、被検者に装着させたりできる簡素で柔軟な形態に構成でき、ひいては、被験者の体の大きさや体型によらず、被験部に対して一定の距離にＴＭＲ素子が配置され正確な計測を行うことができる。また、ＳＱＵＩＤに比較して安価に構成でき、低消費電力である。
各ＴＭＲアレイチップ６３Ｘ，６３Ｙ，６３Ｚにおいて、ＴＭＲ素子６７の各々の接合面が同一方向を向いている。また、各ＴＭＲアレイチップ６３Ｘ，６３Ｙ，６３Ｚにおいて固定磁性層の磁化の向きは同一方向を向いている。
Ｘ軸用ＴＭＲアレイチップ６３Ｘに構成されたＴＭＲ素子６７における固定磁性層の磁化の向きと、Ｙ軸用ＴＭＲアレイチップ６３Ｙに構成されたＴＭＲ素子６７における固定磁性層の磁化の向きと、Ｚ軸用ＴＭＲアレイチップ６３Ｚに構成されたＴＭＲ素子６７における固定磁性層の磁化の向きとは、互いに直交する。
Ｘ軸用ＴＭＲアレイチップ６３ＸにおけるＴＭＲ素子６７の接合面、及びＹ軸用ＴＭＲアレイチップ６３ＹにおけるＴＭＲ素子６７の接合面は、配線基板６１に対し平行に配置されている。Ｚ軸用ＴＭＲアレイチップ６３ＺにおけるＴＭＲ素子６７の接合面は、配線基板６１に対し垂直に配置されている。
図４(a)においては、Ｚ軸用ＴＭＲアレイチップ６３Ｚを２つに分割しているが、これらを１チップで構成してもよい。
このように、ＴＭＲ素子は冷却機構が不要であり磁気センサ間の距離を小さくできるため、配置の自由度が高く、異なる方向の磁界を測定するように磁気センサを配置することで、３軸方向の測定を行うことができる。従って、従来のＳＱＵＩＤセンサによる磁気計測における生体表面の垂直方向など、生体から発せられる磁気の１軸方向についての磁力のみならず、生体表面の垂直方向である１軸及び生体表面の面内方向の互いに直交する２軸などの３軸方向の磁力を計測可能とすることで、より多くの磁気情報を得て診断に役立たせる可能性が開ける。人体から発生する磁束には様々な向きのものがあることが知られているが、ＳＱＵＩＤセンサでは測定できなかった様々な向きの磁界についての情報を得ることができる。
Ｘ軸用ＴＭＲアレイチップ６３Ｘに構成されたＴＭＲ素子６７における固定磁性層の磁化の向きと、Ｙ軸用ＴＭＲアレイチップ６３Ｙに構成されたＴＭＲ素子６７における固定磁性層の磁化の向きと、Ｚ軸用ＴＭＲアレイチップ６３Ｚに構成されたＴＭＲ素子６７における固定磁性層の磁化の向きとは、互いに直交する。
Ｘ軸用ＴＭＲアレイチップ６３ＸにおけるＴＭＲ素子６７の接合面、及びＹ軸用ＴＭＲアレイチップ６３ＹにおけるＴＭＲ素子６７の接合面は、配線基板６１に対し平行に配置されている。Ｚ軸用ＴＭＲアレイチップ６３ＺにおけるＴＭＲ素子６７の接合面は、配線基板６１に対し垂直に配置されている。
図４(a)においては、Ｚ軸用ＴＭＲアレイチップ６３Ｚを２つに分割しているが、これらを１チップで構成してもよい。
このように、ＴＭＲ素子は冷却機構が不要であり磁気センサ間の距離を小さくできるため、配置の自由度が高く、異なる方向の磁界を測定するように磁気センサを配置することで、３軸方向の測定を行うことができる。従って、従来のＳＱＵＩＤセンサによる磁気計測における生体表面の垂直方向など、生体から発せられる磁気の１軸方向についての磁力のみならず、生体表面の垂直方向である１軸及び生体表面の面内方向の互いに直交する２軸などの３軸方向の磁力を計測可能とすることで、より多くの磁気情報を得て診断に役立たせる可能性が開ける。人体から発生する磁束には様々な向きのものがあることが知られているが、ＳＱＵＩＤセンサでは測定できなかった様々な向きの磁界についての情報を得ることができる。
図１１に示すように、センサユニット４は、人の頭部に対して着脱可能で、かつ、センサプラットフォームボード４１を支持する装着支持体４５により一体に構成されている。装着支持体４５としては、繊維や樹脂などの可撓性材料からなり、例えば図１１に示すように目出し孔４５ａが設けられ、頭部及び顔面部を覆う目出し帽タイプのものが適用できる。この場合、頭部のほか、顔面部から発せられる脳磁気を計測することが可能となる。目出し孔４５ａを設けずに目の部分を含めて頭部及び顔面を覆う形態のものを実施しても良い。
装着支持体４５に沿って多数のセンサプラットフォームボード４１が並べられて搭載されている。これにより、センサユニット４の人の頭部を覆う面を共通の面（図１１の場合、装着支持体４５の内面）として、多数の磁気センサが共通の面上に分布することとなる。
そして、図１１に示すように装着支持体４５の内面を人体頭部の表面に沿って当てるようにして、センサユニット４が人の頭部に被せられて装着されることで、人の頭部の表面に上記共通の面が沿うこととなって、人の頭部の表面に対して多数のＴＭＲ素子６７が近接して配置され、多数の磁気センサが人の頭部の表面上に分布する。
なお、本実施形態においては、装着支持体として、複数のセンサプラットフォームボードを支持するとともに、これらが人体頭部の表面に沿って配置されるように、人の頭部に被せられて装着されるものを用いたが、これに限られるものではなく、各センサプラットフォームボードに吸盤や粘着層などの支持部材を設け、各センサプラットフォームボードを生体頭部に貼り付けるようにしても構わない。
装着支持体４５に沿って多数のセンサプラットフォームボード４１が並べられて搭載されている。これにより、センサユニット４の人の頭部を覆う面を共通の面（図１１の場合、装着支持体４５の内面）として、多数の磁気センサが共通の面上に分布することとなる。
そして、図１１に示すように装着支持体４５の内面を人体頭部の表面に沿って当てるようにして、センサユニット４が人の頭部に被せられて装着されることで、人の頭部の表面に上記共通の面が沿うこととなって、人の頭部の表面に対して多数のＴＭＲ素子６７が近接して配置され、多数の磁気センサが人の頭部の表面上に分布する。
なお、本実施形態においては、装着支持体として、複数のセンサプラットフォームボードを支持するとともに、これらが人体頭部の表面に沿って配置されるように、人の頭部に被せられて装着されるものを用いたが、これに限られるものではなく、各センサプラットフォームボードに吸盤や粘着層などの支持部材を設け、各センサプラットフォームボードを生体頭部に貼り付けるようにしても構わない。
以上のようにしてセンサユニット４を生体磁気の頭部に装着した状態にて以下の計測を実行する。
まず、生体磁気計測装置１及び演算装置２からなるシステム１００全体に電源が投入され、各ＴＭＲアレイ６８にも電流入力端子６９から電流が入力される。人の頭部から発生される磁束の影響を受けてＴＭＲアレイ６８中の各ＴＭＲ素子６７にあっては、フリー磁性層の磁化の向きが変化する。これにより、固定磁性層の磁化の向きとフリー磁性層の磁化の向きとの角度差に従ってトンネル効果により絶縁層の抵抗が変化する。したがって、ＴＭＲアレイ６８の電圧検出端子７０間の電圧が変化し、これがＴＭＲアレイ６８の抵抗の変化に応じた出力信号となる。ここで、単一のＴＭＲ素子６７の抵抗の変化の要因は、磁束のみでなく様々な要因があり、熱ノイズ、ショットノイズ等のノイズとして現れる。
しかし、ＴＭＲアレイ６８の抵抗の変化は、これらのノイズを低減化させた値となり、ＴＭＲアレイ６８の出力信号は磁束の変化に応じた信頼度の高い値となる。その理論的証明は非特許文献１，２に記載されている。
まず、生体磁気計測装置１及び演算装置２からなるシステム１００全体に電源が投入され、各ＴＭＲアレイ６８にも電流入力端子６９から電流が入力される。人の頭部から発生される磁束の影響を受けてＴＭＲアレイ６８中の各ＴＭＲ素子６７にあっては、フリー磁性層の磁化の向きが変化する。これにより、固定磁性層の磁化の向きとフリー磁性層の磁化の向きとの角度差に従ってトンネル効果により絶縁層の抵抗が変化する。したがって、ＴＭＲアレイ６８の電圧検出端子７０間の電圧が変化し、これがＴＭＲアレイ６８の抵抗の変化に応じた出力信号となる。ここで、単一のＴＭＲ素子６７の抵抗の変化の要因は、磁束のみでなく様々な要因があり、熱ノイズ、ショットノイズ等のノイズとして現れる。
しかし、ＴＭＲアレイ６８の抵抗の変化は、これらのノイズを低減化させた値となり、ＴＭＲアレイ６８の出力信号は磁束の変化に応じた信頼度の高い値となる。その理論的証明は非特許文献１，２に記載されている。
次に、オペレータにより演算装置２に計測実行コマンドが入力される。
演算装置２は、計測実行コマンドをｎ個のセンサプラットフォームボード４１に送出する。各センサプラットフォームボード４１にあっては、計測実行コマンドをコントローラ４２が受信する。
コントローラ４２は、増幅・変換回路４４を介してデジタル化された各ＴＭＲアレイ６８の出力信号を受け、これを各ＴＭＲアレイ６８のアドレス情報及びＸ，Ｙ，Ｚ方向を特定する情報にリンクさせた所定のフォーマットで生体磁気計測情報として演算装置２に送出する。
演算装置２は、各コントローラ４２からの生体磁気計測情報を解析して、被検者の頭部上の位置と磁気の強さと方向との組み合わせからなる脳磁図を演算し、画像情報化して表示装置２１に表示出力する。
また、演算装置２は、生体磁気計測情報の画像と、被検者の頭部のＭＲＩ画像や頭部外形の３次元スキャン画像等との位置を合わせた合成画像を生成し、表示装置２１に表示出力する。
計測実行コマンドとしては、１回の計測実行コマンドを設けてもよいが、計測開始コマンドと計測終了コマンドを設けてもよい。計測開始コマンドと計測終了コマンドとの間の期間において、一定の時間レートで計測を実行し、リアルタイムに変化する脳磁図を表示装置２１に表示することが有効である。
また、生体磁気計測情報や、脳磁図情報、表示のために生成した画像情報は演算装置２によって読出可能に記録しておき、表示装置２１に表示や再生を可能にしておく。
演算装置２は、計測実行コマンドをｎ個のセンサプラットフォームボード４１に送出する。各センサプラットフォームボード４１にあっては、計測実行コマンドをコントローラ４２が受信する。
コントローラ４２は、増幅・変換回路４４を介してデジタル化された各ＴＭＲアレイ６８の出力信号を受け、これを各ＴＭＲアレイ６８のアドレス情報及びＸ，Ｙ，Ｚ方向を特定する情報にリンクさせた所定のフォーマットで生体磁気計測情報として演算装置２に送出する。
演算装置２は、各コントローラ４２からの生体磁気計測情報を解析して、被検者の頭部上の位置と磁気の強さと方向との組み合わせからなる脳磁図を演算し、画像情報化して表示装置２１に表示出力する。
また、演算装置２は、生体磁気計測情報の画像と、被検者の頭部のＭＲＩ画像や頭部外形の３次元スキャン画像等との位置を合わせた合成画像を生成し、表示装置２１に表示出力する。
計測実行コマンドとしては、１回の計測実行コマンドを設けてもよいが、計測開始コマンドと計測終了コマンドを設けてもよい。計測開始コマンドと計測終了コマンドとの間の期間において、一定の時間レートで計測を実行し、リアルタイムに変化する脳磁図を表示装置２１に表示することが有効である。
また、生体磁気計測情報や、脳磁図情報、表示のために生成した画像情報は演算装置２によって読出可能に記録しておき、表示装置２１に表示や再生を可能にしておく。
以上の実施形態にあっては、計測対象を人の頭部としたが、これに限らず生体の他の部位を測定対象としてもよく、例えば、計測対象を人の胸部として胸磁図を取得するように構成してもよい。
以上の実施形態にあっては、生体磁気の３軸方向を検出する構成としたことにより、生体表面からの垂直方向の発生磁気を計測することしか実現できていなかったＳＱＵＩＤセンサに比べて、より多くの磁気情報を得て診断に役立たせる可能性が開けるようになる。しかしながら、これに限らず、１軸方向あるいは２軸方向を検出するようにしてもよい。１軸方向のみとする場合は、生体表面に対して垂直な方向（Ｚ軸方向）とし、２軸方向とする場合は、生体表面に対して垂直な方向（Ｚ軸方向）に加えて生体表面に対して平行な１軸方向（Ｘ軸又はＹ軸方向）とすることが好ましい。２軸方向とする場合は、磁気センサとして、固定磁性層の磁化の向きが第１の方向に固定された第１のトンネル磁気抵抗素子アレイと、固定磁性層の磁化の向きが前記１の方向と交差する第２の方向に固定された第２のトンネル磁気抵抗素子アレイとを含むものとすればよい。
以上の実施形態にあっては、生体磁気の３軸方向を検出する構成としたことにより、生体表面からの垂直方向の発生磁気を計測することしか実現できていなかったＳＱＵＩＤセンサに比べて、より多くの磁気情報を得て診断に役立たせる可能性が開けるようになる。しかしながら、これに限らず、１軸方向あるいは２軸方向を検出するようにしてもよい。１軸方向のみとする場合は、生体表面に対して垂直な方向（Ｚ軸方向）とし、２軸方向とする場合は、生体表面に対して垂直な方向（Ｚ軸方向）に加えて生体表面に対して平行な１軸方向（Ｘ軸又はＹ軸方向）とすることが好ましい。２軸方向とする場合は、磁気センサとして、固定磁性層の磁化の向きが第１の方向に固定された第１のトンネル磁気抵抗素子アレイと、固定磁性層の磁化の向きが前記１の方向と交差する第２の方向に固定された第２のトンネル磁気抵抗素子アレイとを含むものとすればよい。
本発明は、生体から発生する磁気を計測し、脳磁図、心磁図等の磁気情報を得ることに利用することができる。
１ 生体磁気計測装置
２ 演算装置
３ インターフェース
４ センサユニット
５ ケーブル
６ ＴＭＲアレイモジュール（３軸磁気センサモジュール）
２１ 表示装置
４１ センサプラットフォームボード（センサ集合体）
４２ コントローラ
４４ 増幅・変換回路
４５ 装着支持体
５１ 電源線
５２ 信号線
６１ 配線基板
６１ａ 接続端子部
６１ｂ 接続端子
６２ ＴＭＲアレイ積層部
６３ ＴＭＲアレイチップ（磁気センサ）
６４ 接着層
６５ａ 上部電極
６５ｂ 下部電極
６６ ボンディングワイヤ
６７ ＴＭＲ素子
６８ ＴＭＲアレイ
６９ 電流入力端子
７０ 電圧検出端子
１００ 生体磁気計測システム
２ 演算装置
３ インターフェース
４ センサユニット
５ ケーブル
６ ＴＭＲアレイモジュール（３軸磁気センサモジュール）
２１ 表示装置
４１ センサプラットフォームボード（センサ集合体）
４２ コントローラ
４４ 増幅・変換回路
４５ 装着支持体
５１ 電源線
５２ 信号線
６１ 配線基板
６１ａ 接続端子部
６１ｂ 接続端子
６２ ＴＭＲアレイ積層部
６３ ＴＭＲアレイチップ（磁気センサ）
６４ 接着層
６５ａ 上部電極
６５ｂ 下部電極
６６ ボンディングワイヤ
６７ ＴＭＲ素子
６８ ＴＭＲアレイ
６９ 電流入力端子
７０ 電圧検出端子
１００ 生体磁気計測システム
Claims (7)
- 磁化の向きが固定された固定磁性層、外部からの磁束の影響を受けて磁化の向きが変化するフリー磁性層、及び、前記固定磁性層及び前記フリー磁性層との間に配置された絶縁層を有し、前記固定磁性層の磁化の向きと前記フリー磁性層の磁化の向きとの角度差に従ってトンネル効果により前記絶縁層の抵抗を変化させるトンネル磁気抵抗素子を含む３軸磁気センサモジュールと、前記トンネル磁気抵抗素子が生体に対向するように前記磁気センサを保持する保持手段とを備え、前記３軸磁気センサモジュールは、生体から発生する磁気により変化する前記絶縁層の抵抗値に応じた出力信号を出力する生体磁気計測装置において、
（１）前記３軸磁気センサモジュールは、前記固定磁性層の磁化の向きが第１の方向に固定された第１のトンネル磁気抵抗素子アレイと、前記固定磁性層の磁化の向きが前記１の方向と交差する第２の方向に固定された第２のトンネル磁気抵抗素子アレイと、前記固定磁性層の磁化の向きが前記第１の方向及び前記第２の方向に直交する第３の方向に固定された第３のトンネル磁気抵抗素子アレイとを含み、
（２）前記第１〜第３のトンネル磁気抵抗素子アレイはそれぞれ、複数の前記トンネル磁気抵抗素子が、前記出力信号を出力するための共通の出力２端子間で格子状に接続されてなり、
（３）前記第１のトンネル磁気抵抗素子アレイに含まれる複数の前記トンネル磁気抵抗素子は、それぞれの前記固定磁性層と前記絶縁層との接合面及び／又は前記フリー磁性層と前記絶縁層との接合面が、互いに共通の平面に配置され、
（４）前記第２のトンネル磁気抵抗素子アレイに含まれる複数の前記トンネル磁気抵抗素子は、それぞれの前記固定磁性層と前記絶縁層との接合面及び／又は前記フリー磁性層と前記絶縁層との接合面が、互いに共通の平面に配置され、
（５）前記第３のトンネル磁気抵抗素子アレイに含まれる複数の前記トンネル磁気抵抗素子は、それぞれの前記固定磁性層と前記絶縁層との接合面及び／又は前記フリー磁性層と前記絶縁層との接合面が、互いに共通の平面に配置され、
（６）前記保持手段は、可撓性材料からなる装着支持体で生体表面を被覆するように構成され、当該装着支持体の生体被覆面上に複数の前記３軸磁気センサモジュールが分布配置されるとともに、第１のトンネル磁気抵抗素子アレイの前記共通の平面が前記生体被覆面に垂直な方向とされていることで、前記生体被覆面上のどの位置に配置された前記３軸磁気センサモジュールにおいても生体表面に対して垂直な方向の磁気及び同方向に直交し互いに直交する２軸方向の磁気を検出可能とされた生体磁気計測装置。 - 前記第１のトンネル磁気抵抗素子アレイが構成されるチップにおいて基板上に、下部電極を共有する２行２列の４つのトンネル磁気抵抗素子が縦横に繰り返し形成され、これにより下部電極を共有しない２行２列の４つのトンネル磁気抵抗素子が配列し、当該下部電極を共有しない２行２列の４つのトンネル磁気抵抗素子が上部電極を共有し、これにより当該トンネル磁気抵抗アレイの前記共通の出力２端子間で複数の前記トンネル磁気抵抗素子が格子状に接続され、
前記第２のトンネル磁気抵抗素子アレイが構成されるチップにおいて基板上に、下部電極を共有する２行２列の４つのトンネル磁気抵抗素子が縦横に繰り返し形成され、これにより下部電極を共有しない２行２列の４つのトンネル磁気抵抗素子が配列し、当該下部電極を共有しない２行２列の４つのトンネル磁気抵抗素子が上部電極を共有し、これにより当該トンネル磁気抵抗アレイの前記共通の出力２端子間で複数の前記トンネル磁気抵抗素子が格子状に接続され、
前記第３のトンネル磁気抵抗素子アレイが構成されるチップにおいて基板上に、下部電極を共有する２行２列の４つのトンネル磁気抵抗素子が縦横に繰り返し形成され、これにより下部電極を共有しない２行２列の４つのトンネル磁気抵抗素子が配列し、当該下部電極を共有しない２行２列の４つのトンネル磁気抵抗素子が上部電極を共有し、これにより当該トンネル磁気抵抗アレイの前記共通の出力２端子間で複数の前記トンネル磁気抵抗素子が格子状に接続された請求項１に記載の生体磁気計測装置。 - 第１〜第３のトンネル磁気抵抗素子アレイは、互いに別チップに構成されて、同一配線基板に搭載された請求項１又は請求項２に記載の生体磁気計測装置。
- 複数の前記３軸磁気センサモジュールを備えたセンサ集合体を構成するセンサプラットフォームボードを有する請求項１〜請求項３のいずれかに記載の生体磁気計測装置。
- 複数の前記センサプラットフォームボードを有する請求項４に記載の生体磁気計測装置。
- 前記絶縁層の層厚は、１ｎｍ〜１０ｎｍの範囲である請求項１〜請求項５のいずれかに記載の生体磁気計測装置。
- 請求項１〜請求項６のいずれかに記載の生体磁気計測装置と、前記出力信号に基づいて脳磁図を演算する演算装置とを備える生体磁気計測システム。
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