JP5861703B2 - 磁気センサ及び生体磁気計測システム - Google Patents

Description

本発明は、磁気センサ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。

ところで、微弱な生体磁気信号を検出するためには、大きな外部磁場を取り除いてこれを検出する必要がある。
生体磁気信号の信号強度は10^-10〜10^-15Tのオーダーであるが、大きな外部磁場（雑磁場）は非常に大きく、例えば都市の磁気ノイズは10^-7T、地磁気は10^-5Tといったオーダーであり、同時にセンシングした場合、生体由来の信号はこれらの雑磁場によってかき消されてしまう。
そこで雑磁場のない環境で計測を行うため、磁気シールドルームなどが提案されている。
また外部磁場を取り除く目的で、ＳＱＵＩＤを用いた生体磁気検出装置ではグラジオメータなどが提案されている。
グラジオメータは、間隔をあけて配置された２つのピックアップコイルを有しており、例えば特許文献６−８に記載されている。

磁気シールドルームは、大きな外部磁界（雑磁場）を遮断することができるが、例えば脳磁界測定において心臓から発生する磁界がノイズとなる場合ように、人体から発生する磁場も検出対象の生体磁気信号からみるとノイズの一つになることがあり、十分な対策にならないという問題がある。

特開平２−４０５７８号公報 特開平３−１８３９号公報 特開２０００−１９３３６４号公報 特開２００４−６５６０５号公報 特開２００７−１７２４８号公報 特開２００９−１２５３９６号公報 特開２０１０−１４８５７８号公報 特開２０１０−１５１５０８号公報

ＳＱＵＩＤセンサを用いた生体磁気計測装置にあっては、センサを低温に保つ冷媒が必要となり、そのために大型化し、被検部に対してセンサを近接して柔軟に対応するように配置したり、センサを高密度に配置したりすることが難しいなどの問題がある。
そこで本願発明者は、常温で使用可能で、小型軽薄化、高密度化等が可能なセンサデバイスとして、トンネル磁気抵抗素子（ＴＭＲ（Tunnel Magneto Resistive）素子）を生体磁気の計測に適用することを考える。
トンネル磁気抵抗素子を磁気センサとして採用することで磁気センサの高密度化等を進めることができるが、上述の外部磁場等の問題を解決する必要がある。

本発明は以上の問題に鑑みてなされたものであって、生体から発生する磁気を計測するために、生体磁気信号を検出するセンサデバイスとしてトンネル磁気抵抗素子を適用するにあたり、複数のトンネル磁気抵抗素子により検出対象外の外部磁界等を相殺しつつ、トンネル磁気抵抗素子により生体磁気信号を検知可能に構成することを課題とする。

本発明の第１の側面によれば、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前記固定磁性層から前記フリー磁性層に流れる電流を変化させるトンネル磁気抵抗素子を含む集積体が複数組み合わされた磁気センサであって、
前記集積体は、前記固定磁性層の磁化の向き及び磁場のかからない状態での前記フリー磁性層の磁化の向きをそれぞれ実質的に一致させた配置で直並列に接続された複数の前記トンネル磁気抵抗素子と、当該直並列に接続された複数の前記トンネル磁気抵抗素子に並列に接続されたコンデンサと、前記直並列に接続された複数の前記トンネル磁気抵抗素子及び前記コンデンサに対して直列に接続された固定抵抗とから構成され、
複数の前記集積体同士が前記固定磁性層の磁化の向きを９０度を超える相対角をもって配置されて直列及び／又は並列で接続された磁気センサである。

上記の磁気センサにおいて、前記相対角が実質的に１８０度であることが好ましい。

上記の磁気センサにおいて、前記複数の集積体が所定の間隔を隔てて配置されたことが好ましい。

上記の磁気センサにおいて、前記トンネル磁気抵抗素子は、磁場のかからない状態での前記フリー磁性層の磁化の向きと、前記固定磁性層の磁化の向きとが異なることが好ましい。

上記の磁気センサにおいて、前記集積体における前記固定抵抗は、当該集積体において当該固定抵抗に対して直列に接続された複数の前記トンネル磁気抵抗素子の磁界のかからない状態での抵抗値をＲ〔Ω〕とするとき、０．４Ｒ以上２．５Ｒ以下であることが好ましい。

上記の磁気センサにおいて、複数の前記トンネル磁気抵抗素子及び前記コンデンサは同一の基板に実装されており、複数の前記トンネル磁気抵抗素子の磁界のかからない状態での抵抗値をＲ〔Ω〕、前記コンデンサの容量をＣ〔Ｆ〕とするとき、４．０×１０^−５＜Ｃ・Ｒ〔Ω・Ｆ〕＜４．０×１０^−４を満たすことが好ましい。

上記の磁気センサにおいて、複数の前記トンネル磁気抵抗素子と、前記固定抵抗とが直列にして定電圧源に接続され、前記トンネル磁気抵抗素子と前記固定抵抗との間から検出信号の出力線が取り出されていることが好ましい。

上記の磁気センサにおいて、前記基板は、ガラスエポキシ基板、ポリイミド基板、セラミック基板、ガラス基板のうちのいずれかであることが好ましい。

上記の磁気センサにおいて、前記基板の配線に磁性体が含まれないことが好ましい。

本発明の第２の側面によれば、生体磁気計測システムは、請求項１から請求項９のうちいずれか一に記載の磁気センサを複数備え、当該複数の磁気センサの検出信号に基づき生体磁気情報を生成する演算装置を備える。

本発明によれば、固定磁性層が少なくとも９０度の相対角を超えて逆向き（好ましくは実質的に１８０度）にされたトンネル磁気抵抗素子の集積体同士は、大きな外部磁気や検出対象外の人体から比較的広範に発せられる磁気に由来した一様な磁界に対して相反する抵抗値変化をするために相殺されて、これらが直列及び／又は並列で接続された構成の抵抗値を一定に保つ。その一方で、検出対象（例えば脳）から発せられ、局地的に異なる微弱な磁界に対しては、集積体同士は相殺されない異なった抵抗値変化を示し、これを検出する、すなわち、検出対象の生体磁気信号を検知することができる。

本発明の一実施形態に係る集積体の回路構成を示す模式図である。 集積体が搭載された集積ユニットの一例を示す縦断面図である。 集積体が搭載された集積ユニットの一例を示す斜視図である。 固定磁性層の磁化の向きが相互に反対向きにされた２種の集積ユニットのうち、一方の集積ユニットを示す斜視図である。 固定磁性層の磁化の向きが相互に反対向きにされた２種の集積ユニットのうち、他方の集積ユニットを示す斜視図である。 複数の集積ユニットの接続例を示す模式図である。 多数の集積ユニットを３次元的に配置する構成例を示す斜視図である。 図５に示す構成が湾曲した状態を示す斜視図である。 図５に示す構成をヘルメット型の磁気シールド装具に内蔵した構成例を示す斜視図である。 図７に示す構成を被検者の頭部に装着した状態を示す斜視図である。 固定磁性層の磁化の向きが異なる２つのトンネル磁気抵抗素子を示した斜視図a、及びこれらのトンネル磁気抵抗素子の各々の抵抗値の変化を示すグラフb、cである。 固定磁性層の磁化の向きが異なる２つのトンネル磁気抵抗素子を示した斜視図a1、b1、c1、d1、これらのトンネル磁気抵抗素子の各々の抵抗値の変化を示すグラフa2、b2、c2、d2、及びa3、b3、c3、d3、合成抵抗を示すグラフeである。 固定磁性層の磁化の向きが異なる２つのトンネル磁気抵抗素子を示した斜視図a1、b1、c1、これらのトンネル磁気抵抗素子の各々の抵抗値の変化を示すグラフa2、b2、c2、及びa3、b3、c3、合成抵抗を示すグラフeである。 本発明の一実施形態に係る磁気センサの周波数対電圧減衰特性を示すグラフである。 トンネル磁気抵抗素子に直列に接続された固定抵抗の抵抗値と、トンネル磁気抵抗素子の抵抗値が０．０１％変化した時の出力Ｖの変化ΔＶとの関係を示すグラフa及び同関係が測定される対象の回路図bである。 本発明一実施形態の変形例に係る生体磁気計測システムのブロック回路図である。 本発明の一実施形態の変形例に係るＴＭＲモジュールの等価回路図の例である。 本発明の一実施形態の変形例に係るＴＭＲモジュールの等価回路図の例である。 本発明の一実施形態の変形例に係るＴＭＲモジュールの等価回路図の例である。 本発明の一実施形態の変形例に係るＴＭＲモジュールの等価回路図の一例においてトンネル磁気抵抗素子を立体的なモデルで示したものである。 本発明の一実施形態の他の変形例に係る集積体のブロック回路図である。 本発明の一実施形態の他の変形例に係る集積体のブロック回路図である。 本発明の一実施形態の他の変形例に係る集積体のブロック回路図である。 本発明の一実施形態の他の変形例に係る集積体のブロック回路図である。 本発明の一実施形態の他の変形例に係る集積体のブロック回路図である。

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。

本実施形態の磁気センサは、図１に示す回路構成を有した集積体を一つの単位として複数の集積体を組み合わせて構成される。
本集積体は、直並列に接続された複数のトンネル磁気抵抗素子１０，１０，１０・・・と、複数のトンネル磁気抵抗素子１０，１０，１０・・・に並列に接続されたコンデンサＣａと、複数のトンネル磁気抵抗素子１０，１０，１０・・・及びコンデンサＣａに対して直列に接続された固定抵抗Ｒｃとから構成される。ここで、直並列とは、直列に接続されたトンネル磁気抵抗素子１０，１０，１０・・・を複数組並列に接続すること、又は並列に接続されたトンネル磁気抵抗素子１０，１０，１０・・・を複数組直列に接続すること、またはこれらを組み合わせたものを言う（図１５Ａ〜図１５Ｃ参照）。
各トンネル磁気抵抗素子１０は、磁化の向きが固定された固定磁性層１１、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１２、及び、固定磁性層１１及びフリー磁性層１２との間に配置された絶縁層１３を有する。
各トンネル磁気抵抗素子１０は、固定磁性層１１の磁化の向きとフリー磁性層１２の磁化の向きとの角度差に従って固定磁性層１１からフリー磁性層１２に流れる電流を変化させる。したがって、トンネル磁気抵抗素子１０の抵抗値が変化する。
同一集積体においては、複数のトンネル磁気抵抗素子１０，１０，１０・・・の固定磁性層１１の磁化の向きは実質的に互いに一致している。全ての素子の固定磁性層の磁化の向きが互いに一致しているのが理想的であるが、生体磁気の測定に支障のない範囲で概ね磁化の向きが揃っていればよい。
また、同一集積体においては、複数のトンネル磁気抵抗素子１０，１０，１０・・・の磁場のかからない状態でのフリー磁性層１２の磁化の向きは実質的に互いに一致している。全ての素子の磁場のかからない状態でのフリー磁性層の磁化の向きが互いに一致しているのが理想的であるが、生体磁気の測定に支障のない範囲で概ね磁化の向きが揃っていればよい。
図１に示す回路構成において、電極１は、定電圧源２０の高電位側に接続され、電極２はグランドに接続され、電極３の電位は検出信号として出力される。磁界の影響によりトンネル磁気抵抗素子１０，１０，１０・・・の抵抗値が変化することで、電極３の電位が変化するため、これを検出することで磁界を検出することができる。
以上のように多数のトンネル磁気抵抗素子が磁化の向きを同一にして接続されるので、個々の素子の個体差が吸収されショットノイズが低減され、素子が多数になることにより、抵抗値が分散され、熱の発生が抑制されて熱ノイズが低減される。これは内部由来のノイズ低減に関することであり、環境ノイズに関してはさらに以下のようにして低減する。

以上のような集積体を複数組み合わせて磁気センサが構成される。その組合せを容易に実現するために集積体を搭載した集積ユニットの例が図２Ａの断面図及び図２Ｂの斜視図に示される。
図２Ａ、図２Ｂに示す集積ユニット４においては、チップ１０Ｃに上述の複数のトンネル磁気抵抗素子１０，１０，１０・・が集積回路として構成され、チップ１０ＣとコンデンサＣａとが同一基板５に実装されている。
コンデンサＣａの一端は端子６０に電気的に接続され、コンデンサＣａの他端は出力信号端子としての電極３に電気的に接続されている。端子６０は集積ユニット４の内面に形成された金属層を通じてグランド接続端子としての電極２に接続されている。集積ユニット４の上部は円筒状に形成されており、その内周面に端子６０に接続する金属層が形成され、集積ユニット４の上端縁に電極２が形成されている。集積ユニット４の上部の円筒中央には電極３が設けられており、金属層と電極３との間に、開口を有する円形の絶縁体７０が、その開口を電極３が貫くようにはめ込まれている。
チップ１０Ｃに構成されるトンネル磁気抵抗素子１０，１０，１０・・の固定磁性層１１の磁化の向きを図３Ａ、図３Ｂにおいて矢印Ｓで示す。
このチップ１０Ｃを相互逆向きに実装して固定磁性層１１の磁化の向きＳが相互に反対向きにされた２種の集積ユニット４Ａ（図３Ａ）、集積ユニット４Ｂ（図３Ｂ）を構成する。
そして、複数の集積ユニットを接続することで、図４のa又はbに示すように集積ユニット４Ａと集積ユニット４Ｂとを直列に接続して組み合わせる。又は、図４のcに示すように集積ユニット４Ａと集積ユニット４Ｂとを並列に接続して組み合わせる。
それとともに、組み合わされた集積ユニット４Ａと集積ユニット４Ｂとの相対位置を図５に示すような組立ユニット６に保持させて所定の間隔を隔てて固定する。
同様に集積ユニット４Ａ及び集積ユニット４Ｂを搭載した組立ユニット６，６，６・・・を保持グリッド７の挿入部７ａ，７ａ，７ａ・・・に挿入して縦横に配置し保持する。但し、挿入部７ａ，７ａ間は伸縮性のジョイント７ｂで連結されており、図６に示すように検出対象の人体の表面（例えば頭部）に沿って組立ユニット６，６，６・・・の配置面が湾曲する。
脳磁界を検出対象とする場合は、頭部に装着するために、図７に示すように集積ユニット実装済みの保持グリッド７をヘルメット型の磁気シールド装具８に内蔵し、図８に示すように被検者の頭部に装着させて生体磁気検出を実行する。もちろん、装具８の内面にあっては、頭部が保持グリッド７に直接又は布等の柔軟な介在物を介して当たるように構成される。頭部の押圧力が保持グリッド７に加わって保持グリッド７が頭蓋に沿って湾曲するようにするためである。

さて、以上のようにして構成された集積ユニット４Ａ及び４Ｂ内のチップ１０Ｃに構成されるトンネル磁気抵抗素子１０，１０，１０・・を代表してそれぞれ１つ抜き出して模式的に描くと、例えば図９のaに示すように配置されている。
すなわち、図９のaに示すように、一方のトンネル磁気抵抗素子１０Ａの固定磁性層１１の磁化の向きＳは、他方のトンネル磁気抵抗素子１０Ｂの固定磁性層１１の磁化の向きＳと１８０度の相対角を有して相互逆向きとなっている。
図９のaにおいては、磁場のかからない状態でのフリー磁性層１２の磁化の向きを矢印Ｆで表示している。磁場のかからない状態でのフリー磁性層１２の磁化の向きＦは、固定磁性層１１の磁化の向きＳと異なる方向とされる。図９のaにおいては９０度異なる。
図９のaにおいては、一方のトンネル磁気抵抗素子１０Ａに係るフリー磁性層１２の磁化の向きＦと、他方のトンネル磁気抵抗素子１０Ｂに係るフリー磁性層１２の磁化の向きＦとが逆向きとなっているが、これは同方向でもよい。また、図９のaにおいては、フリー磁化層１２を上側に固定磁化層１１を下側に図示しているが、これに限るものではなく、フリー磁化層１２と固定磁化層１１が図９のaとは逆の態様でも構わない。

これらのトンネル磁気抵抗素子１０Ａ，１０Ｂに外部磁場等により大きな磁界Ｈが掛かると、一方のトンネル磁気抵抗素子１０Ａに係るフリー磁性層１２の磁化の向きＦは、矢印Ａの方向へ振れ、他方のトンネル磁気抵抗素子１０Ｂに係るフリー磁性層１２の磁化の向きＦは、矢印Ｂの方向へ振れる。
このとき、トンネル磁気抵抗素子１０Ａにおいては、フリー磁性層１２の磁化の向きＦが振れる方向Ａは、固定磁性層１１の磁化の向きＳと同方向である。トンネル磁気抵抗素子１０Ｂにおいては、フリー磁性層１２の磁化の向きＦが振れる方向Ｂは、固定磁性層１１の磁化の向きＳと反対方向である。
トンネル磁気抵抗素子１０において、フリー磁性層１２の磁化の向きＦが固定磁性層１１の磁化の向きＳと同方向に振れると、抵抗値は下がり、反対方向に振れると抵抗値が上がる。
したがって、図９のbに示すようにトンネル磁気抵抗素子１０Ａの抵抗値は下がり、図９のcに示すようにトンネル磁気抵抗素子１０Ｂの抵抗値は上がる。トンネル磁気抵抗素子１０の抵抗値は、磁界Ｈの強さに従って所定の範囲（例えば２００Ωから１ｋΩ）で変化する。トンネル磁気抵抗素子１０Ａとトンネル磁気抵抗素子１０Ｂとに掛かる磁界Ｈが同一であれば、抵抗値の振れ幅は同一となり、合成抵抗値は変化せず一定の値を示す。このように、組立ユニット６内のトンネル磁気抵抗素子１０に作用する磁界が同一のときに組立ユニット６の合成抵抗が変化しないようにこれを構成する。
以上の原理によって組立ユニット６は外部磁界等のノイズを相殺する機能を有した一つの磁気センサとして機能する。

以上のように構成して抵抗値が相殺されることで、ノイズキャンセルがなされる。具体的には、自然界に存在する大きな磁界や、人体から広範に放射される磁界を検知しても、上述したように一方の素子（１０Ａ）と他方の素子（１０Ｂ）とが示す抵抗値は符号が異なり、絶対値が等しい値であることから、相殺することで磁気検出信号として出力しないようにすることができる。
一方、検出対象（たとえば脳）から放射される微弱な磁界については、磁束密度／磁界の大きさが異なるために、組立ユニット６内の異なる集積ユニット４Ａと４Ｂに対して、異なった作用を与える。すなわち、一方の抵抗値変化が大きく、他方の抵抗値変化が小さいといった不均衡が生じる。多数の集積ユニットを接続している場合も同様に、抵抗値変化が大きく発生する集積ユニットと小さく発生する集積ユニットが生じる。
したがって、集積体を組み合わせたセンサから近い微弱な磁束に対しては、双方の集積体が出力する抵抗値の絶対値が異なることとなり、この総和となる磁気検出信号はゼロから変化する。そして上記した通り、ノイズとなる大きな磁界はキャンセルされているので、検出目的の微小磁界のみを磁気検出信号として取り出すことが可能になる。

このようなノイズキャンセルの原理を図１０及び図１１を参照して改めて説明する。 図１０のa1に示すように、トンネル磁気抵抗素子１０ｍと、トンネル磁気抵抗素子１０ｎとが配置された構成を磁気センサの基本要素とする場合につき説明する。トンネル磁気抵抗素子１０ｍと、トンネル磁気抵抗素子１０ｎとは、その固定磁性層１１やフリー磁性層１２の積層方向に所定の間隔を隔てて近接して配置されている。なお、図９のaにあっては、固定磁性層１１及びフリー磁性層１２をそれぞれ同一面に配置して所定の間隔を隔てて近接して配置したが、このように積層方向に所定の間隔を隔てて配置しても同様の効果が得られる。

一方のトンネル磁気抵抗素子１０ｍの固定磁性層１１の磁化の向きＳは、他方のトンネル磁気抵抗素子１０ｎの固定磁性層１１の磁化の向きＳと１８０度の相対角を有して相互逆向きとなっている。図１０のa1においては、磁場のかからない状態を示す。この状態でフリー磁性層１２の磁化の向きＦは、固定磁性層１１の磁化の向きＳと９０交差する方向であり、一方のトンネル磁気抵抗素子１０ｍに係るフリー磁性層１２の磁化の向きＦと、他方のトンネル磁気抵抗素子１０ｎに係るフリー磁性層１２の磁化の向きＦとが同方向である。これは逆方向でもよい。
なお、２つのトンネル磁気抵抗素子１０ｍと１０ｎの磁化の向きの相対角を１８０度とする場合、丁度１８０度とするだけでなく、実質的に１８０度と同等とみなせる範囲で１８０度から僅かにずれていてもよい。具体的には、１８０度±３度程度までの範囲の角度であれば実質的には１８０度であるとみなすことができる。

図１０のa1と同様の構成が図１０のb1、c1、d1に示される。但し、磁界が異なっている。図１０のa1、b1、c1、d1の各状態に対応するトンネル磁気抵抗素子１０ｍの抵抗値変化を図１０のa2、b2、c2、d2に、トンネル磁気抵抗素子１０ｎの抵抗値変化を図１０のa3、b3、c3、d3に、トンネル磁気抵抗素子１０ｍ及びトンネル磁気抵抗素子１０ｎが直列又は並列に接続された回路の合成抵抗を図１０のeに示した。
図１０のb1、c1、d1に示すように、方向が異なる大きな磁界Ｈ１，Ｈ２，Ｈ３が生じると、フリー磁性層１２の磁化の向きＦはそれぞれ異なった振れ方をするが、その抵抗値は相反する変化をしており、合成抵抗が一定となる。これがノイズとなる大きな磁界をキャンセルする原理である。

図１１に図１０と同様の図を示した。但し、図１１のc1にあっては、トンネル磁気抵抗素子１０ｍの方に対して比較的大きく影響する微小磁界Ｈｓが生じている。微小磁界Ｈｓが検出対象となる脳等から発せられる磁界に相当する。
図１１のa1に示す磁界が生じていない場合に対し、図１１のb1に示すように素子１０ｍ、１０ｎに対して影響が異ならない大きな磁界Ｈが生じても、合成抵抗は変化せず一定である。図１０で確認したように磁界Ｈが如何なる方向であっても同様である。このような状況下で、図１１のc1に示すように素子１０ｍの位置に微小磁界Ｈｓが生じると、図１１のc2に示すように素子１０ｍの抵抗値は変化するが、離れた位置にある素子１０ｎでは微小磁界Ｈｓの影響がほとんど無く、図１１のc3に示すように抵抗値がほとんど変化しない。このようにして、磁界Ｈ、すなわち、自然界に存在する大きな磁界や、検出対象外の人体の部位（例えば心臓）から広範に放射される磁界をキャンセルしつつ、磁界Ｈｓ、すなわち、検出対象の生体磁気信号を検知することができる。なお、上述した実施形態においては、複数の集積体同士を、固定磁性層の磁化の向きを実質的に１８０度の相対角をもって配置しているが、これに限るものではなく、固定磁性層の磁化の向きが９０度を超える相対角を持って配置されていればよい。

図５〜図７に示した構成にあっては、組立ユニット６内に保持される集積ユニット４，４，４・・・は、検出対象の生体部位表面に対して離れる方向に配置される。
このように配置することで、生体部位表面から深さ方向の磁界を検出することが可能となる。
検出対象に最も近接配置した集積ユニット４と、その集積ユニット４から遠ざかる方向に第二、第三の集積ユニット４，４，４・・・を配置していく場合、これらの集積ユニット４，４，４・・・の間隔は検出対象の深さと同等に配置する。すなわち、生体表面から３０ｍｍの深部の磁束を検出したい場合、第一の集積ユニット４と第二の集積ユニット４の距離を３０ｍｍにして配置する。さらに第三の集積ユニット４、第四の集積ユニット４と離して配置することで、集積ユニット４，４，４・・・の距離に対応した深部の磁束を検出することができる。
以上のように深さ方向に対応して集積ユニット４，４，４・・・を保持する組立ユニット６が、さらに図５〜図７にも示すように、生体表面に沿ってグリッド状に多数配置される。これにより、検出対象の磁界を３次元的に捕えることができる。各集積ユニット４，４，４・・・の出力電極３が演算装置１００に接続されて、集積ユニット４，４，４・・・の出力信号が演算装置１００に入力される。演算装置１００は、入力された信号をデジタルデータに変換するとともに、演算によって生体磁気の信号源の３次元的な位置（頭蓋に沿う方向及び頭部の深さ方向における位置）や生体磁気の強度等を表すデータを生成する。例えば、演算装置１００は、３次元の磁界分布を表わす生体磁気データを生成し、これをディスプレイ等の出力装置に対してグラフィック化して表示出力する。以上の構成により、生体磁気計測システム２００が実現される。

図７に示す構成は脳磁界の検出に適用する例であるが、検出対象の生体部位はこれに限られない。また、図５〜図７に示す構成は、生体に臨む最先端の集積ユニット４を生体表面に密着させる非侵襲の構成を想定したものである。これに拘わらず、集積ユニット４が内蔵される先端を極細径の針状に形成して生体に対して侵襲的に挿入してもよいし、あるいは生体に穿刺してもよい。

なお、図１に示した集積体においてトンネル磁気抵抗素子１０，１０，１０・・・に並列に接続されたコンデンサＣａは、出力電極３から高周波の環境ノイズをカットオフするためのものである。これについては以下の構成条件が有効である。
すなわち、コンデンサＣａと並列のトンネル磁気抵抗素子１０，１０，１０・・・の磁界のかからない状態での抵抗の合計値をＲ〔Ω〕、コンデンサＣａの容量をＣ〔Ｆ〕とするとき、４．０×１０^−５＜Ｃ・Ｒ〔Ω・Ｆ〕＜４．０×１０^−４を満たすことを構成条件とする。

コンデンサＣａを接続した場合、カットオフ周波数は次式１で定義される。
ｆ＝1/（2πＲＣ）・・・（式１）
生体系の磁気信号の最大値は、４００〔Ｈｚ〕〜２〔ｋＨｚ〕程度に存在する。この上限以上の周波数帯域はノイズとして除去することが好ましいが、カットオフ周波数を上記上限値２［ｋＨｚ］又はその近傍に設定すると、必要な信号が歪んでしまう恐れがある。そこで、本実施形態においては、ノイズを十分抑制することができ、かつ、信号歪みの発生を確実に回避できるカットオフ周波数の上限値を４［ｋＨｑｚ］としている。
これを式１よりＣ・Ｒに置き換えると、次式２のとおりとなる。
４．０×１０^−５＜Ｃ・Ｒ〔Ω・Ｆ〕＜４．０×１０^−４・・・（式２）
トンネル磁気抵抗素子の抵抗値Ｒを１〔ｋΩ〕と設定する場合、式２を満たすコンデンサの容量値Ｃは０．０４〔μＦ〕から０．４〔μＦ〕となる。
Ｃ・Ｒ〔Ω・Ｆ〕＝４．０×１０^−５としたときと、Ｃ・Ｒ〔Ω・Ｆ〕＝４．０×１０^−４としたときの定電圧源２０（電極１に接続）に対するグランド電極２−出力電極３間の周波数対電圧減衰特性は図１２のグラフに示す通りとなる。図１２に示すグラフにおいて縦軸は定電圧源２０に対する減衰率である。
図１２に示すグラフにおいて比較的低周波帯のフラットな最高値から３〔ｄＢ〕落ちた周波数をカットオフ周波数とすると、Ｃ・Ｒ〔Ω・Ｆ〕＝４．０×１０^−５としたときのカットオフ周波数は４〔ｋＨｚ〕であり、Ｃ・Ｒ〔Ω・Ｆ〕＝４．０×１０^−４としたときのカットオフ周波数は４００〔Ｈｚ〕である。なお、図１２のグラフは、一例として、固定抵抗Ｒｃの抵抗値を１〔ｋΩ〕、トンネル磁気抵抗素子１０，１０，１０・・・の抵抗値Ｒを１〔ｋΩ〕とした時、コンデンサＣａの容量Ｃの値を変化させて作成したものである。

以上説明した並列接続のコンデンサを含めた簡素な構成によって、１０〔ｋＨｚ〕で１０〔ｄＢ〕から３０〔ｄＢ〕、１００〔ｋＨｚ〕では３０〔ｄＢ〕から５０〔ｄＢ〕もの減衰が達成でき、トンネル磁気抵抗素子の出力から高周波の環境ノイズを低減させることができる。なお、少なくともトンネル磁気抵抗素子１０及びコンデンサＣａは、同一の基板に実装することが好ましい。同基板としては、ガラスエポキシ基板、ポリイミド基板、セラミック基板、ガラス基板のうちのいずれか一を選択して適用し、基板上の配線としては、磁性体が含まれない導電材料により構成された配線を適用する。例えば、同配線としては、Ｃｕ層に、Ａｕメッキを施したものを適用し、Ｎｉなどの磁性体層を設けない。生体磁気の検出信号への影響を避けるためである。

また、検出信号を増幅するために、固定抵抗Ｒｃの抵抗値は０．４Ｒ以上２．５Ｒ以下の抵抗値とすることが好ましい。
トンネル磁気抵抗素子は、磁場の影響を受けてその抵抗値を変化させる。図１３のbに示す回路において、トンネル磁気抵抗素子ＴＭＲの抵抗値が変化すると出力Ｖが変化するため、この出力Ｖによってトンネル磁気抵抗素子ＴＭＲの置かれる磁場の変化を検出することができる。図１３のbに示す回路においてトンネル磁気抵抗素子ＴＭＲの抵抗値が０．０１％変化した時の出力Ｖの変化ΔＶの固定抵抗Ｒｃの抵抗値に対する特性を図１３のaに示した。初期のトンネル磁気抵抗素子ＴＭＲの抵抗値を１０００〔Ω〕とし抵抗値が０．０１％変化するときの変化前と変化後の出力差がΔＶである。固定抵抗Ｒｃの抵抗値が１０００〔Ω〕であるときに、出力差ΔＶはほぼ最大値をとる。このとき、固定抵抗Ｒｃの抵抗値は、初期のトンネル磁気抵抗素子ＴＭＲの抵抗値の１倍である。固定抵抗Ｒｃの抵抗値が、４００〔Ω〕から２５００〔Ω〕、すなわち、初期のトンネル磁気抵抗素子ＴＭＲの抵抗値の０．４倍から２．５倍の範囲で出力差ΔＶが最大値の約８０％を超えており、トンネル磁気抵抗素子ＴＭＲの微小な抵抗値の変化を大きな出力差ΔＶで伝えていることがわかる。
したがって、集積体におけるトンネル磁気抵抗素子１０，１０，１０・・・の磁界のかからない状態での抵抗値Ｒに対して、固定抵抗Ｒｃの抵抗値は０．４Ｒ以上２．５Ｒ以下の抵抗値とすることが好ましい。これにより生体磁気の検出信号を大きな変化で取り出すことができる。

生体信号は周波数帯域が低いため、以上のように直列に配置した固定抵抗Ｒｃと並列に配置したコンデンサＣａによって高周波の信号をカットオフし、更に生体と同等の周波数を持つ検出対象外の磁場由来の信号を上述したように２つ以上のトンネル磁気抵抗素子（図９の１０Ａと１０Ｂ、図１０及び図１１の１０ｍと１０ｎ）で相殺させることによって高精度な生体磁気計測システムが実現できる。
トンネル磁気抵抗素子は微細なセンサであるため、小型化が可能であり、上述したように多数のユニットを使用して生体に対して２次元的さらには３次元的に高密度に配置することができ、空間分解能が向上しその意味でも高精度化が図られる。

［変形例］
上記の生体磁気計測システム２００は、図１４に示すように、上述の集積体にさらに増幅回路及びローパスフィルター回路（ＬＰＦ）からなるプリアンプ部３０を有する構成としてもよい（これを図１４において集積体４０として図示する）。即ち、集積体４０は、図１４に示すように、ＴＭＲモジュール１と、固定抵抗Ｒｃと、定電圧源２０と、プリアンプ部３０と、コンデンサＣａとを備えることとしてもよい。ＴＭＲモジュール１は、図１で説明した、直並列に接続された複数のトンネル磁気抵抗素子１０，１０，１０・・・により構成される。
集積体４０においては、図１４に示すようにＴＭＲモジュール１と、コンデンサＣａとが並列に接続される。定電圧源２０が固定抵抗Ｒｃを介してＴＭＲモジュール１及びコンデンサＣａの一端側に接続される。ＴＭＲモジュール１及びコンデンサＣａの両端の接続電気導線（Line-ａ、Line-ｂ）がプリアンプ部３０の入力に接続される。このような集積体４０が複数設けられ、各集積体４０，４０，４０・・・のプリアンプ部３０の出力が演算装置１００の入力に接続されて、生体磁気計測システム２００が構成される。一方、各集積体４０，４０，４０，・・・のＴＭＲモジュール１，１，１，・・・が生体（例えば人体の頭部や胸部など）に対して配置され、生体からの磁気信号を検出する。各ＴＭＲモジュール１に対応するプリアンプ部３０の出力信号が演算装置１００に入力され、演算装置１００は、生体磁気の信号源の位置、強さ等を同出力信号に基づき演算して推定する。

少なくともＴＭＲモジュール１及びコンデンサＣａは、上述のように同一の基板に実装される。同基板としては、ガラスエポキシ基板、ポリイミド基板、セラミック基板、ガラス基板のうちのいずれか一を選択して適用し、基板上の配線としては、磁性体が含まれない導電材料により構成された配線を適用する。例えば、同配線としては、Ｃｕ層に、Ａｕメッキを施したものを適用し、Ｎｉなどの磁性体層を設けない。生体磁気の検出信号への影響を避けるためである。

ＴＭＲモジュール１は、トンネル磁気抵抗素子１０を一つの抵抗として示すと、例えば図１５Ａ〜図１５Ｃに示すような態様の、互いに直列又は／及び並列に接続された複数のトンネル磁気抵抗素子１０により構成される。
図１５Ａに示すＴＭＲモジュール１は、トンネル磁気抵抗素子１０を直列に接続した構成同士を並列に接続した構成である。図１５Ｂに示すＴＭＲモジュール１は、トンネル磁気抵抗素子１０を直列に接続した構成同士を並列に接続し、これによりできた構成同士をさらに直列に接続した構成である。図１５Ｃに示すＴＭＲモジュール１は、トンネル磁気抵抗素子１０を並列に接続した構成同士を直列に接続した構成である。接続の仕方は問わないが、トンネル磁気抵抗素子１０を並列に接続することによりＴＭＲモジュール１全体としては、ショットノイズ、量子化ノイズが低減され、トンネル磁気抵抗素子を直列に接続することによりＴＭＲモジュール１全体としては、熱ノイズ、量子化ノイズが低減される。

ＴＭＲモジュール１を構成する一つのトンネル磁気抵抗素子１０の構造は、すでに述べたとおりである。即ち、トンネル磁気抵抗素子１０は、磁化の向きが固定された固定磁性層１１（又は１２）、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１２（又は１１）、及び、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１３を有し、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１３の抵抗を変化させる作用を奏する（図１６参照）。

さらに高周波の環境ノイズの低減対策として、ＴＭＲモジュール１の磁界のかからない状態での抵抗値をＲ〔Ω〕、コンデンサＣａの容量をＣ〔Ｆ〕とするとき、４．０×１０^−５＜Ｃ・Ｒ〔Ω・Ｆ〕＜４．０×１０^−４を満たすことを構成条件とする。
図１４におけるＴＭＲモジュール１の磁界のかからない状態での抵抗値をＲとした場合、ＴＭＲモジュール１の両端におけるカットオフ周波数（ここでは、入力信号の周波数を変化させたときの、ＴＭＲモジュール１からの出力が十分小さくなったみなすことができる周波数）は上述の式１（ｆ＝１／（２πＲＣ））で定義される。上述のように、生体系の磁気信号の最大値は、４００〔Ｈｚ〕〜２〔ｋＨｚ〕程度に存在するので、ノイズを十分抑制することができ、かつ、信号歪みの発生を確実に回避できるようにカットオフ周波数を４００〔Ｈｚ〕〜４［ｋＨｚ］とし、これを式１よりＣ・Ｒに置き換えると、上記式２（４．０×１０^−５＜Ｃ・Ｒ〔Ω・Ｆ〕＜４．０×１０^−４）となる。Ｃ・Ｒ〔Ω・Ｆ〕＝４．０×１０^−５としたときと、Ｃ・Ｒ〔Ω・Ｆ〕＝４．０×１０^−４としたときの定電圧源２０に対するＴＭＲモジュール１の両端部の周波数対電圧減衰特性のシミュレーション結果は、図１２に示すグラフと同様となる。
よって、上記構成要件を満たすことにより、上記説明した並列接続のコンデンサＣａを含めた簡素な構成によって、例えば、１０〔ｋＨｚ〕で１０〔ｄＢ〕から３０〔ｄＢ〕、１００〔ｋＨｚ〕では３０〔ｄＢ〕から５０〔ｄＢ〕もの減衰が達成でき、トンネル磁気抵抗素子の出力から高周波の環境ノイズを低減させることができる。
したがって、接続電気導線（Line-a、Line-b）に載る振幅も激減され、接続電気導線（Line-a、Line-b）から周囲に対する電磁結合にノイズ逓減効果とともに、その後の初段増幅回路のゲインを上げることが可能となることでダイナミックレンジが上がりプリアンプ系での信号精度向上が図られるとともに、ローパスフィルタ（ＬＰＦ）によるノイズの逓減効果も上がる。

即ち、図１４に示す集積体４０は、生体磁気信号を検知するトンネル磁気抵抗素子を含むトンネル磁気抵抗モジュールと、該トンネル磁気抵抗モジュールの出力を一時的に受けて後段の回路に出力するコンデンサとを備え、前記トンネル磁気抵抗モジュール及び前記コンデンサは同一の基板に実装されており、前記トンネル磁気抵抗モジュールの磁界のかからない状態での抵抗値をＲ〔Ω〕、前記コンデンサの容量をＣ〔Ｆ〕とするとき、４．０×１０^−５＜Ｃ・Ｒ〔Ω・Ｆ〕＜４．０×１０^−４を満たすことが好ましい。４．０×１０^−５＜Ｃ・Ｒ〔Ω・Ｆ〕＜４．０×１０^−４の条件を満たすことにより、生体磁気信号の周波数帯を超える高周波信号がカットされるので、トンネル磁気抵抗素子の出力から高周波の環境ノイズ成分を低減させ、増幅回路系への混入を入り口で可及的に除去することができ、高周波の環境ノイズ成分と生体磁気信号とを分離するという効果がある。また、ダイナミックレンジを広げ、検出性能を向上することが可能となる。

さらに、ＴＭＲモジュール１の検出信号を増幅するために、固定抵抗Ｒｃの抵抗値は０．４Ｒ以上２．５Ｒ以下の抵抗値とすることが好ましい（ＲはＴＭＲモジュール１の磁界のかからない状態での抵抗値）。トンネル磁気抵抗素子１０の抵抗値に伴って変化する出力Ｖは、上記実施の形態において図１３のａに示すグラフを用いて説明したように、固定抵抗Ｒｃの抵抗値は０．４Ｒ以上２．５Ｒ以下のとき、出力差ΔＶが最大値の約８０％を超えており、トンネル磁気抵抗素子ＴＭＲの微小な抵抗値の変化を大きな出力差ΔＶで伝えるからである。

なお、本実施の形態の変形例としては、図１４に示したものに限らず、図１７から図２１に示した回路構成でも同様の作用効果を得ることができる。図１７から図２１に示した回路構成にあっては、コンデンサとしてはＣａ１〜Ｃａ４が適用される。なお、電極５０は接地される。
図１７に示すように、ＴＭＲモジュール１及びコンデンサを２組（Ｃａ１、Ｃａ２）接続し、後段のＴＭＲモジュール１及びコンデンサＣａ１の直前のプリアンプ部３０への接続線と固定抵抗Ｒｃとの間に、並列接続されたＴＭＲモジュール１とコンデンサＣａ２を接続してもよい。
図１８〜図２１に示す回路のように、複数のＴＭＲモジュール１を配置する（図１９〜図２１）か、ＴＭＲモジュール１と抵抗とを配置する（図１８）ことによって、差動増幅型の回路を構成するようにしてもよい。特に、図１９〜図２０の回路は、ホイートストンブリッジのような回路を構成しているので、簡単な回路構成で正確に信号の変化を検出することができる。図１９のように一つのＴＭＲモジュール１と３つの抵抗Ｒｃ１〜Ｒｃ３とでブリッジを構成すると、ＴＭＲモジュール１の数が少ないため、回路を作製しやすくなるメリットがある。
図２１に示した回路は、４つのＴＭＲモジュール１でブリッジを構成し、中間点を接続するようにコンデンサＣａ１を配している。このようにしても、プリアンプ部３０に入力される前に、ＴＭＲモジュール１の出力をコンデンサＣａ１によって高周波帯域の環境ノイズを抑制することができる。

なお、明細書、請求の範囲、図面及び要約を含む２０１１年５月２０日に出願された日本特許出願Ｎｏ．２０１１−１１３０５５号及び２０１１年６月２日に出願された日本特許出願Ｎｏ．２０１１−１２３９９０号の全ての開示は、そのまま本出願の一部に組み込まれる。

医療の分野において生体の磁気を計測する磁気センサ及び生体磁気計測システムとして利用可能性がある。

４ 集積ユニット
６ 組立ユニット
７ 保持グリッド
１０ トンネル磁気抵抗素子
１１ 固定磁性層
１２ フリー磁性層
２０ コンデンサ
３０ 固定抵抗

Claims (10)

1. 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前記固定磁性層から前記フリー磁性層に流れる電流を変化させるトンネル磁気抵抗素子を含む集積体が複数組み合わされた磁気センサであって、
   前記集積体は、前記固定磁性層の磁化の向き及び磁場のかからない状態での前記フリー磁性層の磁化の向きをそれぞれ実質的に一致させた配置で直並列に接続された複数の前記トンネル磁気抵抗素子と、当該直並列に接続された複数の前記トンネル磁気抵抗素子に並列に接続されたコンデンサと、前記直並列に接続された複数の前記トンネル磁気抵抗素子及び前記コンデンサに対して直列に接続された固定抵抗とから構成され、
   複数の前記集積体同士が前記固定磁性層の磁化の向きを９０度を超える相対角をもって配置されて直列及び／又は並列で接続された磁気センサ。
2. 前記相対角が実質的に１８０度である請求項１に記載の磁気センサ。
3. 前記複数の集積体が所定の間隔を隔てて配置された請求項１又は請求項２に記載の磁気センサ。
4. 前記トンネル磁気抵抗素子は、磁場のかからない状態での前記フリー磁性層の磁化の向きと、前記固定磁性層の磁化の向きとが異なる請求項１から請求項３のうちいずれか一に記載の磁気センサ。
5. 前記集積体における前記固定抵抗は、当該集積体において当該固定抵抗に対して直列に接続された複数の前記トンネル磁気抵抗素子の磁界のかからない状態での抵抗値をＲ〔Ω〕とするとき、０．４Ｒ以上２．５Ｒ以下である請求項１から請求項４のうちいずれか一に記載の磁気センサ。
6. 複数の前記トンネル磁気抵抗素子と、前記固定抵抗とが直列にして定電圧源に接続され、前記トンネル磁気抵抗素子と前記固定抵抗との間から検出信号の出力線が取り出されている請求項１から請求項５のうちいずれか一に記載の磁気センサ。
7. 複数の前記トンネル磁気抵抗素子及び前記コンデンサは同一の基板に実装されており、複数の前記トンネル磁気抵抗素子の磁界のかからない状態での抵抗値をＲ〔Ω〕、前記コンデンサの容量をＣ〔Ｆ〕とするとき、４．０×１０^−５＜Ｃ・Ｒ〔Ω・Ｆ〕＜４．０×１０^−４を満たす請求項１から請求項６のうちいずれか一に記載の磁気センサ。
8. 前記基板は、ガラスエポキシ基板、ポリイミド基板、セラミック基板、ガラス基板のうちのいずれかであることを特徴とする請求項７に記載の磁気センサ。
9. 前記基板の配線に磁性体が含まれないことを特徴とする請求項７又は８に記載の磁気センサ。
10. 請求項１から請求項９のうちいずれか一に記載の磁気センサを複数備え、当該複数の磁気センサの検出信号に基づき生体磁気情報を生成する演算装置を備える生体磁気計測システム。

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