生体磁気計測装置用の磁力計
【課題】 心磁計を構成する磁気センサは、SQUID磁気センサであったため、極低温の維持に冷却装置等を要し、大型化、高価格化の原因となっていた。
【解決手段】 生体磁場計測装置に用いる磁力計として、フラックスゲート型磁気センサ６と、磁気センサ６へ励磁信号を通電すると共に磁気センサ６の検出コイルからの出力信号が入力されて磁界計測信号を出力する磁力計回路７とにより構成し、磁力計回路７は、前記励磁コイルに通電する励磁電流の増加に伴いコアが飽和する領域において、該励磁コイルに印加する励磁電圧波形を正弦波とし、尚且つそのピークであり、電圧変化の微分が零である領域を該飽和領域に合わせるように該励磁電流の変動を抑制する電流変動抑制回路を有する。
【解決手段】 生体磁場計測装置に用いる磁力計として、フラックスゲート型磁気センサ６と、磁気センサ６へ励磁信号を通電すると共に磁気センサ６の検出コイルからの出力信号が入力されて磁界計測信号を出力する磁力計回路７とにより構成し、磁力計回路７は、前記励磁コイルに通電する励磁電流の増加に伴いコアが飽和する領域において、該励磁コイルに印加する励磁電圧波形を正弦波とし、尚且つそのピークであり、電圧変化の微分が零である領域を該飽和領域に合わせるように該励磁電流の変動を抑制する電流変動抑制回路を有する。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、人体などの生体の各部から発生する磁場を計測する心臓磁気計測システムなどの生体磁気計測装置に用いられる磁力計に関する。
【背景技術】
【０００２】
磁気センサである超伝導量子干渉素子（SQUID＝Superconducting Quantum Interference Device）を用いて、生体から発生する微弱な磁場の分布を測定し、その測定結果から、生体内部の活動電流の位置を推定し、その分布をイメージングする多チャンネル（多数の磁気センサをマトリックス配置したもの）の生体磁気計測装置が知られている。
【０００３】
SQUID磁気センサを使用した生体磁気計測装置は、例えば心臓の磁場分布を計測する心臓磁気計測装置（心磁計）として使用され、被験者の胸部の上方には、冷媒である液体Ｈe、液体窒素で満たされた容器が配置され、該容器はSQUID磁気センサとそのSQUID磁気センサに接続された検出コイルとを含む複数個の磁気センサを収容している。また液体Ｈｅは磁気シールドルームの外部にある自動補給装置から連続的に補給される。
【０００４】
SQUID磁気センサの出力は、被験者から発生して検出コイルにより検出される生体磁場の強度（磁束密度と考えることもできる）と特定の関係をもつ電圧を出力し、その出力がFLL（Flux Locked loop）回路に入力される。このFLL回路は、SQUIDの出力を一定に保つように、SQUIDに入力された生体磁場（生体磁気）の変化を帰還コイルを介してキャンセルする。そして、その帰還コイルに流した電流を電圧に変換することにより、生体磁場信号の変化と特定の関係にある電圧出力を得ることができる。このように帰還コイルを介して検出する方式を取っているので、微弱の磁場を高感度に検出できる（特許文献１）。
【特許文献１】特開２００４ー２０９３０３号公報
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００５】
従来の生体磁気計測装置にあっては、生体磁場を測定するために、SQUID磁気センサを使用しているが、SQUID磁気センサを使用するには大掛かりな冷却装置を用意しなければならず、生体磁気計測装置が高価なものとなる要因の一つとなっている。
【０００６】
また、SQUID磁気センサは極低温下に晒されて微弱な磁場を高感度に検出できるという機能が発揮されることから必然的に液体窒素或いは液体ヘリウムが満たされた容器内に収容されるが、被験者の胸部に接触あるいは近接するのは極低温の液体窒素あるいは液体ヘリウムの満たされた容器の外表面であることから、被験者にとっては決して気持ちの良いものではない。
【０００７】
さらに、被験者は、外部磁気の影響を排除するため、磁気シールドルーム内に入ることになるが、磁気シールドルームは高価であることから小サイズ化が要望されている。しかし、液体窒素あるいは液体ヘリウムの満たされた容器がある程度のサイズを有しているため、磁気シールドルームの更なる小サイズ化の妨げとなっていた。
【０００８】
本願発明は、このような観点に鑑みなされたもので、冷却装置を不要として常温下において微弱な生体磁場をノイズの影響を極力排除して高感度に計測できる生体磁気計測装置用の磁力計を提供しようとするものである。
【課題を解決するための手段】
【０００９】
本発明は、生体磁気計測装置用の磁力計は、磁気センサと、この磁気センサへ励磁信号を印加すると共に該磁気センサの検出コイルからの出力信号が入力されて磁界計測信号を出力する磁力計回路とにより構成され、磁気センサとしてフラックスゲート型磁気センサを用いたものである。
【００１０】
フラックスゲート型磁気センサは、高透磁率の磁性体からなるコア、例えばリング状に形成されたリングコアに励磁コイルと検出コイルとを巻回した構成で、ホール素子、磁気抵抗素子などの磁気センサに比べて分解能が高く、温度安定性が優れているといった特徴を有していることが知られている。
【００１１】
また、フラックスゲート型磁気センサは、従来、直流磁界の計測に用いられているために生体磁気計測に用いるという発想が無かったが、ノイズ特性が1/ｆで減衰することに着目し、特に心臓磁場の周波数帯域でのノイズレベルを定量的に評価することにより、生体磁気計測を可能とする。
【００１２】
さらに、従来のフラックスゲート型磁気センサの感度は、せいぜい１０−１０テスラ（Ｔ）で、ノイズレベルでは100pTrms/rtHzオーダーであり、SQUID磁気センサの感度は心臓磁場の１０−１０Ｔよりもさらに小さい１０−１３（Ｔ）での計測を可能としていることが知られている。
【００１３】
したがって、従来のフラックスゲート型磁気センサでは、ノイズが大きすぎて生体からの磁界、例えば心臓からの磁界を検出することができない。
【００１４】
本発明は、フラックスゲート型磁気センサのノイズの低減化を図り、結果としてSQUID磁気センサと同等の感度を得ることによって、常温で微弱な生体磁場を計測できるようにしたものである。
【００１５】
具体的には、フラックスゲート型磁気センサを構成する例えばリングコアに巻回された励磁コイルに励磁電圧を印加すると、図５に示すようにＢ−Ｈ特性としてヒステリシスカーブが得られる。
【００１６】
フラックスゲート型磁気センサは、交番磁界を磁気検出部材であるコアに与え、その磁束密度の変化が計測磁界により非対称となる成分を検出することにより、磁界を計測する。
【００１７】
磁気検出部材中の磁石単位である磁区の大きさは一様ではなく、その磁軸の反転が不均一なため、飽和のしかたにも不均一が生じる。
【００１８】
飽和域では、各磁区の飽和がまちまちで磁気検出部材（コア）の透磁率変化にムラが生じるが、磁束密度は電流と透磁率の積に比例するため、この透磁率変化のムラが磁束密度の変化に揺らぎを生じさせ、磁力計出力のノイズ発生の要因となると考えられる。
【００１９】
一方、磁気検出部材（コア）が飽和するまでの間、励磁電流は上昇を続け、飽和した時点でコアの透磁率が低下してインダクタンスが低下し、インピーダンスが低下するため、更に電流が大きくなる。
【００２０】
ところで、従来の励磁回路では、この電流の上昇が飽和域で急激に行われるため、磁束密度の変動を冗長させ、出力ノイズを悪化させていると推定される。
【００２１】
そこで、本発明では、飽和域での励磁電流の上昇を緩やかにし、各磁区が飽和し終えるまで電流の上昇を遅らせることにより磁束密度変化の揺らぎを抑制し、従来１Ｈｚにおいて、100pTrms/rtHz程であるフラックスゲート型磁気センサの出力ノイズレベルを２〜３pTrms/rtHzまで低減できた。
【００２２】
一方、心臓磁界は、幾つかの波形で構成されており、それらのピークは10pT〜100pT程度である。フラックスゲート型磁気センサのノイズ特性は1/fノイズが支配的で、周波数の平方根に比例して減少し、心臓磁界の周波数域である１０Ｈｚ以上では、１pTrms/rtHz以下となるため、適切な周波数濾過を行うことで各波形成分を識別し、心臓磁界の計測が可能となる。
【００２３】
本発明の目的を実現する生体磁場計測装置用の磁力計の第１の構成は、請求項１に記載のように、生体である被験体内から発せられる磁場を計測する生体磁場計測装置に用いられ、該被験体の計測部位の近傍に位置し、磁性材料からなるコアに励磁コイルと検出コイルとを巻回したフラックスゲート型磁気センサと、該磁気センサへ励磁信号を通電すると共に該磁気センサの検出コイルからの出力信号が入力されて磁界計測信号を出力する磁力計回路とからなることを特徴とする。
【００２４】
第２の構成は、請求項２に記載のように、上記した第１の構成において、前記磁力計回路は、前記励磁コイルに通電する励磁電流の増加に伴いコアが飽和する領域において、該励磁コイルに印加する励磁電圧波形を正弦波とし、尚且つそのピークであり、電圧変化の微分が零である領域を該飽和領域に合わせるように該励磁電流の変動を抑制する電流変動抑制回路を有することを特徴とする。
【００２５】
第３の構成は、請求項３に記載のように、上記したいずれかの構成において、前記フラックスゲート型磁気センサの計測周波数領域を被験体の計測部位の磁界周波数域に設定したことを特徴とする。
【００２６】
第４の構成は、請求項４に記載のように、上記したいずれかの構成において、前記フラックスゲート型磁気センサは、複数個がマトリックス状に配置されていることを特徴とする。
【発明の効果】
【００２７】
本発明の生体磁気計測装置用の磁力計によれば、常温で動作するフラックスゲート型磁気センサによる心臓磁界計測が可能となり、極低温までの冷却に必要としていた冷却装置、冷却剤を不要とし、結果として生体磁気計測装置の小型化が図れるだけでなく、低価格化を実現することができる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００２８】
図１は本発明による生体磁気計測装置用の磁力計の概略構成を示すブロック図、図２はその詳細を示すブロック図である。
【００２９】
図１において、フラックスゲート型磁気センサ６は、例えば図３に示すようにマトリックス状（本実施の形態では８×８）に配置されてセンサ取り付けベース板１７に取付けられ、例えばベッドに仰向けに寝た姿勢の被験者Ｂの胸の上に直接或いは若干の隙間を有して位置する。
【００３０】
このフラックスゲート型磁気センサ（以下ＦＧセンサと略す）６は、フラックスゲート型磁力計回路（以下磁力計回路と略す）７からの励磁信号が入力され、また検出信号を磁力計回路７に出力する。
【００３１】
図３に示すように、人体である被験者Ｂの心臓の各部位には活動電流（心臓電流）が流れ、心臓磁界が形成される。この心臓磁界中にＦＧセンサ６が位置する。
【００３２】
ＦＧセンサ６は、図２に示すように、磁気検出部材としての例えばリング状に形成されたコア８に励磁コイル（不図示）と検出コイル９とが巻回されて構成されている。この検出コイル９は、計測磁界を反映して磁気検出材料中に発生する磁束の非対称性成分を電気信号として検出する。
【００３３】
図２において、励磁・位相信号発生回路１５から励磁周波数基準信号が励磁回路１３に出力され、また励磁・位相信号発生回路１５から位相周波数基準信号が位相検波器１１に出力される。コア８の不図示の励磁コイルには、励磁回路１３により励磁信号が印加され、このコア８に交番磁界が発生する。
【００３４】
ＦＧセンサ６が計測磁界である心臓磁界中に位置することにより、心臓磁界を反映した磁束の非対称成分の電気信号が検出コイル９から磁力計回路７に出力され、この磁力計回路７のアンプ１６で増幅されて２次高調波増幅回路１０に出力される。
【００３５】
２次高調波出力回路１０では、検出コイル９で検出した磁束の非対称成分により誘起した２次高調波を増幅し、計測磁界が交流の電気信号として抽出される。この２次高調波出力回路１０で抽出された２次高調波の電気信号は、位相検波器１１により検波されて直流電圧信号に変換される。
【００３６】
位相検波器１１から出力される直流電圧信号は、フィードバック回路１２により電流信号に変換されて検出コイル９に供給される。検出コイル９は、このフィードバックされた電流信号により計測磁界を打ち消す方向のフィードバック磁界をコア８に与える。その結果、計測磁界は電気信号に変換され、帰還されるフィードバックループが構成される。
【００３７】
このフィードバックループは、計測磁界とフィードバック磁界の差を増幅してこれを打ち消すように働くので、フィードバック磁界は計測磁界と等しく、これを作る電流は計測磁界に比例する。この電流は位相検波器１１の出力側に与えられ、位相検波器１１が出力する直流電圧は計測磁界と対応する。これを磁力計の出力として取り出すことにより、磁界が計測される。以上の動作原理でフラックスゲート磁力計は磁界を計測する。なお、位相検波器１１からの計測磁界と対応する直流電圧は心磁波周波数帯を濾過するバンドパスフィルタ（ＢＰＦ）１４を通して磁界計測信号として生体磁界計測装置の処理回路（不図示）へ出力され、心磁計測波形データとして不図示の表示装置、記録装置などにより表示される。
【００３８】
図２に示す励磁回路１３は、図４に示す回路ブロックにより構成されている。
【００３９】
図４において、励磁回路１３は、電力増幅器１により励磁基準周波数信号を励磁電力まで増幅し、電力増幅器１の出力に含まれる直流成分を直流成分除去コンデンサ２により除去する。直流成分除去コンデンサ２により直流成分が除去された励磁電流を電流制限抵抗３により電力増幅器１の出力内に維持する。
【００４０】
従来の励磁回路では、電流制限抵抗３からの励磁電流を直接コア８の励磁コイルに通電するが、本実施の形態では電流変動抑制回路５を通してコア８の励磁コイルに通電している。
【００４１】
電流変動抑制回路５は、図５、図６（ａ）に示すように、飽和域での励磁電流の上昇を緩やかにし、各磁区が飽和し終えるまで電流の上昇を遅らせることにより磁束密度変化の揺らぎを抑制する作用を有するものである。電流変動抑制回路５は正弦波を生成する、例えばＬＣ共振回路により構成されている。
【００４２】
前述したように、ＦＧセンサ６は、交番磁界を磁気検出部材であるコアに与え、その磁束密度の変化が計測磁界により非対称となる成分を検出することにより、磁界を計測する。そして、磁気検出部材中の磁石単位である磁区の大きさは一様ではなく、その磁軸の反転が不均一なため、飽和のしかたにも不均一が生じる。
【００４３】
飽和域では、各磁区の飽和がまちまちで磁気検出部材（コア）の透磁率変化にムラが生じるが、磁束密度は電流と透磁率の積に比例するため、この透磁率変化のムラが磁束密度の変化に揺らぎを生じさせ、磁力計出力のノイズ発生の要因となると考えられる。
【００４４】
一方、磁気検出部材（コア）が飽和するまでの間、励磁電流は上昇を続け、飽和した時点でコアの透磁率が低下してインダクタンスの低下し、インピーダンスが低下するため、更に電流が大きくなる。
【００４５】
ところで、従来の励磁回路では、この電流の上昇が飽和域で急激に行われるため、磁束密度の変動を冗長させ、出力ノイズを悪化させていると推定される。
【００４６】
これに対し、本実施の形態では、励磁回路１３に電流変動抑制回路５を設けることで飽和域での励磁電流の上昇を緩やかにし、各磁区が飽和し終えるまで電流の上昇を遅らせることにより磁束密度変化の揺らぎを抑制したものである。
【００４７】
すなわち、本発明の生体磁気計測用の磁力計は、常温で作動するＦＧセンサ６に対する励磁を飽和域での飽和電流の急増を抑制する方式であり、コアを駆動する励磁電圧波形を正弦波とし、尚且つそのピークであり、電圧変化の微分が零である領域を飽和領域に合わせることにより、飽和領域での電流増加率を減少させる方式であると表現することもできる。電流変動抑制回路５は、言い換えれば、正弦波を生成し、なおかつそのピーク位置を調整できる回路である。
【００４８】
図６は励磁電流の波形図で、図６（ａ）は図４に示す本実施の形態の電流変動抑制回路５を備えた励磁回路による波形図、（ｂ）は電流変動抑制回路５を備えていない従来の励磁回路による波形図である。なお、図６において、横軸は時間、縦軸は励磁電流で、図６中、符号Ａで示す領域は図５で示すＡの領域に対応する。
【００４９】
図６（ａ）に示すように、本実施の形態の電流変動抑制回路５を備えた励磁回路１３により、コアの励磁コイルに通電する励磁電圧波形を正弦波とし、尚且つそのピークであり、電圧変化の微分が零である領域を飽和領域に合わせることにより、飽和領域における励磁電流の電流増加率は、30ｍＡ/μsecであった。これに対し、図６（ｂ）に示す従来の励磁回路による飽和領域における励磁電流の電流増加率は60ｍＡ/μsecであった。すなわち、飽和領域での電流増加率を半分に減少させることができた。
【００５０】
また、電流変動抑制回路５を備えた励磁回路１３をノイズレベル測定系にセットして測定したノイズレベル特性の波形を図７に示す。
【００５１】
図７は、横軸が周波数（Ｈｚ）、縦軸が感度（ｄＢ）を示し、また磁力計感度は60pT/mVである。図７の波形図において１Ｈｚでは39.1μVrms/rtHzであった。この値は、39.1（μVrms/rtHz）×60（pT/mV）＝2.3pTrms/rtHzとなり、フラックスゲート型磁気センサ６の出力ノイズレベルを２〜３pTrms/rtHzまで低減できた。
【００５２】
一方、心臓磁界は、幾つかの波形で構成されており、それらのピークは10pT〜100pT程度である。フラックスゲート型磁気センサのノイズ特性は1/fノイズが支配的で、周波数の平方根に比例して減少し、心臓磁界の周波数域である１０Ｈｚ以上では、１pTrms/rtHz以下となるため、適切な周波数濾過を行うことで各波形成分を識別し、心臓磁界の計測が可能となる。図８は本実施の形態の磁力計を用いて測定した心磁計測波形である。なお、図８において、Ｑ，Ｒ，Ｓ波は、心臓の心室が電気的に興奮する時に起こり、Ｔ波は心臓の心室が電気的興奮の覚めるときに起こる。
【図面の簡単な説明】
【００５３】
【図１】本発明の実施の形態における磁力計の概略構成を示すブロック図。
【図２】図１の磁力計の詳細な構成を示すブロック図。
【図３】図１の磁力計を用いて人体の心臓磁界の計測を説明する図。
【図４】図２の励磁回路の詳細を示すブロック図。
【図５】フラックスゲート型磁気センサのＢ−Ｈ特性線図。
【図６】励磁電流の波形図で、（ａ）は図４の励磁回路による波形図、（ｂ）は従来の励磁回路による波形図。
【図７】図１の磁力計の出力ノイズレベルの特性図。
【図８】図１の磁力計を用いた生体磁気計測装置（心磁計）による心磁計測波形図。
【符号の説明】
【００５４】
Ｂ 人体
１ 電力増幅器
２ 直流成分除去コンデンサ
３ 電流制限抵抗
４ コア
５ 電流変動抑制回路
６ フラックスゲート型磁気センサ
７ フラックスゲート型磁力計回路
８ コア
９ 検出コイル
１０ ２次高調波増幅回路
１１ 位相検波器
１２ フィードバック回路
１３ 励磁回路
１４ バンドパスフィルタ（ＢＰＦ）
１５ 励磁・位相信号発生回路
１６ アンプ
【技術分野】
【０００１】
本発明は、人体などの生体の各部から発生する磁場を計測する心臓磁気計測システムなどの生体磁気計測装置に用いられる磁力計に関する。
【背景技術】
【０００２】
磁気センサである超伝導量子干渉素子（SQUID＝Superconducting Quantum Interference Device）を用いて、生体から発生する微弱な磁場の分布を測定し、その測定結果から、生体内部の活動電流の位置を推定し、その分布をイメージングする多チャンネル（多数の磁気センサをマトリックス配置したもの）の生体磁気計測装置が知られている。
【０００３】
SQUID磁気センサを使用した生体磁気計測装置は、例えば心臓の磁場分布を計測する心臓磁気計測装置（心磁計）として使用され、被験者の胸部の上方には、冷媒である液体Ｈe、液体窒素で満たされた容器が配置され、該容器はSQUID磁気センサとそのSQUID磁気センサに接続された検出コイルとを含む複数個の磁気センサを収容している。また液体Ｈｅは磁気シールドルームの外部にある自動補給装置から連続的に補給される。
【０００４】
SQUID磁気センサの出力は、被験者から発生して検出コイルにより検出される生体磁場の強度（磁束密度と考えることもできる）と特定の関係をもつ電圧を出力し、その出力がFLL（Flux Locked loop）回路に入力される。このFLL回路は、SQUIDの出力を一定に保つように、SQUIDに入力された生体磁場（生体磁気）の変化を帰還コイルを介してキャンセルする。そして、その帰還コイルに流した電流を電圧に変換することにより、生体磁場信号の変化と特定の関係にある電圧出力を得ることができる。このように帰還コイルを介して検出する方式を取っているので、微弱の磁場を高感度に検出できる（特許文献１）。
【特許文献１】特開２００４ー２０９３０３号公報
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００５】
従来の生体磁気計測装置にあっては、生体磁場を測定するために、SQUID磁気センサを使用しているが、SQUID磁気センサを使用するには大掛かりな冷却装置を用意しなければならず、生体磁気計測装置が高価なものとなる要因の一つとなっている。
【０００６】
また、SQUID磁気センサは極低温下に晒されて微弱な磁場を高感度に検出できるという機能が発揮されることから必然的に液体窒素或いは液体ヘリウムが満たされた容器内に収容されるが、被験者の胸部に接触あるいは近接するのは極低温の液体窒素あるいは液体ヘリウムの満たされた容器の外表面であることから、被験者にとっては決して気持ちの良いものではない。
【０００７】
さらに、被験者は、外部磁気の影響を排除するため、磁気シールドルーム内に入ることになるが、磁気シールドルームは高価であることから小サイズ化が要望されている。しかし、液体窒素あるいは液体ヘリウムの満たされた容器がある程度のサイズを有しているため、磁気シールドルームの更なる小サイズ化の妨げとなっていた。
【０００８】
本願発明は、このような観点に鑑みなされたもので、冷却装置を不要として常温下において微弱な生体磁場をノイズの影響を極力排除して高感度に計測できる生体磁気計測装置用の磁力計を提供しようとするものである。
【課題を解決するための手段】
【０００９】
本発明は、生体磁気計測装置用の磁力計は、磁気センサと、この磁気センサへ励磁信号を印加すると共に該磁気センサの検出コイルからの出力信号が入力されて磁界計測信号を出力する磁力計回路とにより構成され、磁気センサとしてフラックスゲート型磁気センサを用いたものである。
【００１０】
フラックスゲート型磁気センサは、高透磁率の磁性体からなるコア、例えばリング状に形成されたリングコアに励磁コイルと検出コイルとを巻回した構成で、ホール素子、磁気抵抗素子などの磁気センサに比べて分解能が高く、温度安定性が優れているといった特徴を有していることが知られている。
【００１１】
また、フラックスゲート型磁気センサは、従来、直流磁界の計測に用いられているために生体磁気計測に用いるという発想が無かったが、ノイズ特性が1/ｆで減衰することに着目し、特に心臓磁場の周波数帯域でのノイズレベルを定量的に評価することにより、生体磁気計測を可能とする。
【００１２】
さらに、従来のフラックスゲート型磁気センサの感度は、せいぜい１０−１０テスラ（Ｔ）で、ノイズレベルでは100pTrms/rtHzオーダーであり、SQUID磁気センサの感度は心臓磁場の１０−１０Ｔよりもさらに小さい１０−１３（Ｔ）での計測を可能としていることが知られている。
【００１３】
したがって、従来のフラックスゲート型磁気センサでは、ノイズが大きすぎて生体からの磁界、例えば心臓からの磁界を検出することができない。
【００１４】
本発明は、フラックスゲート型磁気センサのノイズの低減化を図り、結果としてSQUID磁気センサと同等の感度を得ることによって、常温で微弱な生体磁場を計測できるようにしたものである。
【００１５】
具体的には、フラックスゲート型磁気センサを構成する例えばリングコアに巻回された励磁コイルに励磁電圧を印加すると、図５に示すようにＢ−Ｈ特性としてヒステリシスカーブが得られる。
【００１６】
フラックスゲート型磁気センサは、交番磁界を磁気検出部材であるコアに与え、その磁束密度の変化が計測磁界により非対称となる成分を検出することにより、磁界を計測する。
【００１７】
磁気検出部材中の磁石単位である磁区の大きさは一様ではなく、その磁軸の反転が不均一なため、飽和のしかたにも不均一が生じる。
【００１８】
飽和域では、各磁区の飽和がまちまちで磁気検出部材（コア）の透磁率変化にムラが生じるが、磁束密度は電流と透磁率の積に比例するため、この透磁率変化のムラが磁束密度の変化に揺らぎを生じさせ、磁力計出力のノイズ発生の要因となると考えられる。
【００１９】
一方、磁気検出部材（コア）が飽和するまでの間、励磁電流は上昇を続け、飽和した時点でコアの透磁率が低下してインダクタンスが低下し、インピーダンスが低下するため、更に電流が大きくなる。
【００２０】
ところで、従来の励磁回路では、この電流の上昇が飽和域で急激に行われるため、磁束密度の変動を冗長させ、出力ノイズを悪化させていると推定される。
【００２１】
そこで、本発明では、飽和域での励磁電流の上昇を緩やかにし、各磁区が飽和し終えるまで電流の上昇を遅らせることにより磁束密度変化の揺らぎを抑制し、従来１Ｈｚにおいて、100pTrms/rtHz程であるフラックスゲート型磁気センサの出力ノイズレベルを２〜３pTrms/rtHzまで低減できた。
【００２２】
一方、心臓磁界は、幾つかの波形で構成されており、それらのピークは10pT〜100pT程度である。フラックスゲート型磁気センサのノイズ特性は1/fノイズが支配的で、周波数の平方根に比例して減少し、心臓磁界の周波数域である１０Ｈｚ以上では、１pTrms/rtHz以下となるため、適切な周波数濾過を行うことで各波形成分を識別し、心臓磁界の計測が可能となる。
【００２３】
本発明の目的を実現する生体磁場計測装置用の磁力計の第１の構成は、請求項１に記載のように、生体である被験体内から発せられる磁場を計測する生体磁場計測装置に用いられ、該被験体の計測部位の近傍に位置し、磁性材料からなるコアに励磁コイルと検出コイルとを巻回したフラックスゲート型磁気センサと、該磁気センサへ励磁信号を通電すると共に該磁気センサの検出コイルからの出力信号が入力されて磁界計測信号を出力する磁力計回路とからなることを特徴とする。
【００２４】
第２の構成は、請求項２に記載のように、上記した第１の構成において、前記磁力計回路は、前記励磁コイルに通電する励磁電流の増加に伴いコアが飽和する領域において、該励磁コイルに印加する励磁電圧波形を正弦波とし、尚且つそのピークであり、電圧変化の微分が零である領域を該飽和領域に合わせるように該励磁電流の変動を抑制する電流変動抑制回路を有することを特徴とする。
【００２５】
第３の構成は、請求項３に記載のように、上記したいずれかの構成において、前記フラックスゲート型磁気センサの計測周波数領域を被験体の計測部位の磁界周波数域に設定したことを特徴とする。
【００２６】
第４の構成は、請求項４に記載のように、上記したいずれかの構成において、前記フラックスゲート型磁気センサは、複数個がマトリックス状に配置されていることを特徴とする。
【発明の効果】
【００２７】
本発明の生体磁気計測装置用の磁力計によれば、常温で動作するフラックスゲート型磁気センサによる心臓磁界計測が可能となり、極低温までの冷却に必要としていた冷却装置、冷却剤を不要とし、結果として生体磁気計測装置の小型化が図れるだけでなく、低価格化を実現することができる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００２８】
図１は本発明による生体磁気計測装置用の磁力計の概略構成を示すブロック図、図２はその詳細を示すブロック図である。
【００２９】
図１において、フラックスゲート型磁気センサ６は、例えば図３に示すようにマトリックス状（本実施の形態では８×８）に配置されてセンサ取り付けベース板１７に取付けられ、例えばベッドに仰向けに寝た姿勢の被験者Ｂの胸の上に直接或いは若干の隙間を有して位置する。
【００３０】
このフラックスゲート型磁気センサ（以下ＦＧセンサと略す）６は、フラックスゲート型磁力計回路（以下磁力計回路と略す）７からの励磁信号が入力され、また検出信号を磁力計回路７に出力する。
【００３１】
図３に示すように、人体である被験者Ｂの心臓の各部位には活動電流（心臓電流）が流れ、心臓磁界が形成される。この心臓磁界中にＦＧセンサ６が位置する。
【００３２】
ＦＧセンサ６は、図２に示すように、磁気検出部材としての例えばリング状に形成されたコア８に励磁コイル（不図示）と検出コイル９とが巻回されて構成されている。この検出コイル９は、計測磁界を反映して磁気検出材料中に発生する磁束の非対称性成分を電気信号として検出する。
【００３３】
図２において、励磁・位相信号発生回路１５から励磁周波数基準信号が励磁回路１３に出力され、また励磁・位相信号発生回路１５から位相周波数基準信号が位相検波器１１に出力される。コア８の不図示の励磁コイルには、励磁回路１３により励磁信号が印加され、このコア８に交番磁界が発生する。
【００３４】
ＦＧセンサ６が計測磁界である心臓磁界中に位置することにより、心臓磁界を反映した磁束の非対称成分の電気信号が検出コイル９から磁力計回路７に出力され、この磁力計回路７のアンプ１６で増幅されて２次高調波増幅回路１０に出力される。
【００３５】
２次高調波出力回路１０では、検出コイル９で検出した磁束の非対称成分により誘起した２次高調波を増幅し、計測磁界が交流の電気信号として抽出される。この２次高調波出力回路１０で抽出された２次高調波の電気信号は、位相検波器１１により検波されて直流電圧信号に変換される。
【００３６】
位相検波器１１から出力される直流電圧信号は、フィードバック回路１２により電流信号に変換されて検出コイル９に供給される。検出コイル９は、このフィードバックされた電流信号により計測磁界を打ち消す方向のフィードバック磁界をコア８に与える。その結果、計測磁界は電気信号に変換され、帰還されるフィードバックループが構成される。
【００３７】
このフィードバックループは、計測磁界とフィードバック磁界の差を増幅してこれを打ち消すように働くので、フィードバック磁界は計測磁界と等しく、これを作る電流は計測磁界に比例する。この電流は位相検波器１１の出力側に与えられ、位相検波器１１が出力する直流電圧は計測磁界と対応する。これを磁力計の出力として取り出すことにより、磁界が計測される。以上の動作原理でフラックスゲート磁力計は磁界を計測する。なお、位相検波器１１からの計測磁界と対応する直流電圧は心磁波周波数帯を濾過するバンドパスフィルタ（ＢＰＦ）１４を通して磁界計測信号として生体磁界計測装置の処理回路（不図示）へ出力され、心磁計測波形データとして不図示の表示装置、記録装置などにより表示される。
【００３８】
図２に示す励磁回路１３は、図４に示す回路ブロックにより構成されている。
【００３９】
図４において、励磁回路１３は、電力増幅器１により励磁基準周波数信号を励磁電力まで増幅し、電力増幅器１の出力に含まれる直流成分を直流成分除去コンデンサ２により除去する。直流成分除去コンデンサ２により直流成分が除去された励磁電流を電流制限抵抗３により電力増幅器１の出力内に維持する。
【００４０】
従来の励磁回路では、電流制限抵抗３からの励磁電流を直接コア８の励磁コイルに通電するが、本実施の形態では電流変動抑制回路５を通してコア８の励磁コイルに通電している。
【００４１】
電流変動抑制回路５は、図５、図６（ａ）に示すように、飽和域での励磁電流の上昇を緩やかにし、各磁区が飽和し終えるまで電流の上昇を遅らせることにより磁束密度変化の揺らぎを抑制する作用を有するものである。電流変動抑制回路５は正弦波を生成する、例えばＬＣ共振回路により構成されている。
【００４２】
前述したように、ＦＧセンサ６は、交番磁界を磁気検出部材であるコアに与え、その磁束密度の変化が計測磁界により非対称となる成分を検出することにより、磁界を計測する。そして、磁気検出部材中の磁石単位である磁区の大きさは一様ではなく、その磁軸の反転が不均一なため、飽和のしかたにも不均一が生じる。
【００４３】
飽和域では、各磁区の飽和がまちまちで磁気検出部材（コア）の透磁率変化にムラが生じるが、磁束密度は電流と透磁率の積に比例するため、この透磁率変化のムラが磁束密度の変化に揺らぎを生じさせ、磁力計出力のノイズ発生の要因となると考えられる。
【００４４】
一方、磁気検出部材（コア）が飽和するまでの間、励磁電流は上昇を続け、飽和した時点でコアの透磁率が低下してインダクタンスの低下し、インピーダンスが低下するため、更に電流が大きくなる。
【００４５】
ところで、従来の励磁回路では、この電流の上昇が飽和域で急激に行われるため、磁束密度の変動を冗長させ、出力ノイズを悪化させていると推定される。
【００４６】
これに対し、本実施の形態では、励磁回路１３に電流変動抑制回路５を設けることで飽和域での励磁電流の上昇を緩やかにし、各磁区が飽和し終えるまで電流の上昇を遅らせることにより磁束密度変化の揺らぎを抑制したものである。
【００４７】
すなわち、本発明の生体磁気計測用の磁力計は、常温で作動するＦＧセンサ６に対する励磁を飽和域での飽和電流の急増を抑制する方式であり、コアを駆動する励磁電圧波形を正弦波とし、尚且つそのピークであり、電圧変化の微分が零である領域を飽和領域に合わせることにより、飽和領域での電流増加率を減少させる方式であると表現することもできる。電流変動抑制回路５は、言い換えれば、正弦波を生成し、なおかつそのピーク位置を調整できる回路である。
【００４８】
図６は励磁電流の波形図で、図６（ａ）は図４に示す本実施の形態の電流変動抑制回路５を備えた励磁回路による波形図、（ｂ）は電流変動抑制回路５を備えていない従来の励磁回路による波形図である。なお、図６において、横軸は時間、縦軸は励磁電流で、図６中、符号Ａで示す領域は図５で示すＡの領域に対応する。
【００４９】
図６（ａ）に示すように、本実施の形態の電流変動抑制回路５を備えた励磁回路１３により、コアの励磁コイルに通電する励磁電圧波形を正弦波とし、尚且つそのピークであり、電圧変化の微分が零である領域を飽和領域に合わせることにより、飽和領域における励磁電流の電流増加率は、30ｍＡ/μsecであった。これに対し、図６（ｂ）に示す従来の励磁回路による飽和領域における励磁電流の電流増加率は60ｍＡ/μsecであった。すなわち、飽和領域での電流増加率を半分に減少させることができた。
【００５０】
また、電流変動抑制回路５を備えた励磁回路１３をノイズレベル測定系にセットして測定したノイズレベル特性の波形を図７に示す。
【００５１】
図７は、横軸が周波数（Ｈｚ）、縦軸が感度（ｄＢ）を示し、また磁力計感度は60pT/mVである。図７の波形図において１Ｈｚでは39.1μVrms/rtHzであった。この値は、39.1（μVrms/rtHz）×60（pT/mV）＝2.3pTrms/rtHzとなり、フラックスゲート型磁気センサ６の出力ノイズレベルを２〜３pTrms/rtHzまで低減できた。
【００５２】
一方、心臓磁界は、幾つかの波形で構成されており、それらのピークは10pT〜100pT程度である。フラックスゲート型磁気センサのノイズ特性は1/fノイズが支配的で、周波数の平方根に比例して減少し、心臓磁界の周波数域である１０Ｈｚ以上では、１pTrms/rtHz以下となるため、適切な周波数濾過を行うことで各波形成分を識別し、心臓磁界の計測が可能となる。図８は本実施の形態の磁力計を用いて測定した心磁計測波形である。なお、図８において、Ｑ，Ｒ，Ｓ波は、心臓の心室が電気的に興奮する時に起こり、Ｔ波は心臓の心室が電気的興奮の覚めるときに起こる。
【図面の簡単な説明】
【００５３】
【図１】本発明の実施の形態における磁力計の概略構成を示すブロック図。
【図２】図１の磁力計の詳細な構成を示すブロック図。
【図３】図１の磁力計を用いて人体の心臓磁界の計測を説明する図。
【図４】図２の励磁回路の詳細を示すブロック図。
【図５】フラックスゲート型磁気センサのＢ−Ｈ特性線図。
【図６】励磁電流の波形図で、（ａ）は図４の励磁回路による波形図、（ｂ）は従来の励磁回路による波形図。
【図７】図１の磁力計の出力ノイズレベルの特性図。
【図８】図１の磁力計を用いた生体磁気計測装置（心磁計）による心磁計測波形図。
【符号の説明】
【００５４】
Ｂ 人体
１ 電力増幅器
２ 直流成分除去コンデンサ
３ 電流制限抵抗
４ コア
５ 電流変動抑制回路
６ フラックスゲート型磁気センサ
７ フラックスゲート型磁力計回路
８ コア
９ 検出コイル
１０ ２次高調波増幅回路
１１ 位相検波器
１２ フィードバック回路
１３ 励磁回路
１４ バンドパスフィルタ（ＢＰＦ）
１５ 励磁・位相信号発生回路
１６ アンプ
【特許請求の範囲】
【請求項１】
生体である被験体内から発せられる磁場を計測する生体磁場計測装置に用いられ、該被験体の計測部位の近傍に位置し、磁性材料からなるコアに励磁コイルと検出コイルとを巻回したフラックスゲート型磁気センサと、該磁気センサへ励磁信号を通電すると共に該磁気センサの検出コイルからの出力信号が入力されて磁界計測信号を出力する磁力計回路とからなることを特徴とする生体磁場計測装置用の磁力計。
【請求項２】
前記磁力計回路は、前記励磁コイルに通電する励磁電流の増加に伴いコアが飽和する領域において、該励磁コイルに印加する励磁電圧波形を正弦波とし、尚且つそのピークであり、電圧変化の微分が零である領域を該飽和領域に合わせるように該励磁電流の変動を抑制する電流変動抑制回路を有することを特徴とする請求項１に生体磁場計測装置用の磁力計。
【請求項３】
前記フラックスゲート型磁気センサの計測周波数領域を被験体の計測部位の磁界周波数域に設定したことを特徴とする請求項１または２に記載の生体磁場計測装置用の磁力計。
【請求項４】
前記フラックスゲート型磁気センサは、複数個がマトリックス状に配置されていることを特徴とする請求項１から３のいずれかに記載の生体磁場計測装置用の磁力計。
【請求項１】
生体である被験体内から発せられる磁場を計測する生体磁場計測装置に用いられ、該被験体の計測部位の近傍に位置し、磁性材料からなるコアに励磁コイルと検出コイルとを巻回したフラックスゲート型磁気センサと、該磁気センサへ励磁信号を通電すると共に該磁気センサの検出コイルからの出力信号が入力されて磁界計測信号を出力する磁力計回路とからなることを特徴とする生体磁場計測装置用の磁力計。
【請求項２】
前記磁力計回路は、前記励磁コイルに通電する励磁電流の増加に伴いコアが飽和する領域において、該励磁コイルに印加する励磁電圧波形を正弦波とし、尚且つそのピークであり、電圧変化の微分が零である領域を該飽和領域に合わせるように該励磁電流の変動を抑制する電流変動抑制回路を有することを特徴とする請求項１に生体磁場計測装置用の磁力計。
【請求項３】
前記フラックスゲート型磁気センサの計測周波数領域を被験体の計測部位の磁界周波数域に設定したことを特徴とする請求項１または２に記載の生体磁場計測装置用の磁力計。
【請求項４】
前記フラックスゲート型磁気センサは、複数個がマトリックス状に配置されていることを特徴とする請求項１から３のいずれかに記載の生体磁場計測装置用の磁力計。
【図１】
【図２】
【図３】
【図４】
【図５】
【図６】
【図７】
【図８】
【図２】
【図３】
【図４】
【図５】
【図６】
【図７】
【図８】
【公開番号】特開２００６−２９６８２９（Ｐ２００６−２９６８２９Ａ）
【公開日】平成１８年１１月２日（２００６．１１．２）
【国際特許分類】
【出願番号】特願２００５−１２４７８６（Ｐ２００５−１２４７８６）
【出願日】平成１７年４月２２日（２００５．４．２２）
【出願人】（０００２４４１１０）明星電気株式会社 (22)
【Ｆターム（参考）】
【公開日】平成１８年１１月２日（２００６．１１．２）
【国際特許分類】
【出願日】平成１７年４月２２日（２００５．４．２２）
【出願人】（０００２４４１１０）明星電気株式会社 (22)
【Ｆターム（参考）】
[ Back to top ]