磁気センサおよびそれを用いる生体磁気計測装置
【課題】生体内に生じた微弱電流などによる微弱な磁束を計測する磁気センサにおいて、入力初段で環境磁場を効率良く低減してＳＮ比を向上する。
【解決手段】強磁性体を有する相互に等しい一対の磁気検出素子３０１ａ，３０２ａを用い、それらを検出磁束Ｂと平行に、さらに磁化容易軸３０１１ａ，３０２１ａが前記検出磁束Ｂと直交し、かつ互いの磁化容易軸３０１１ａ，３０２１ａが直交するように、前記検出磁束Ｂの方向に互いに間隔を開けて配置する。したがって、地磁気などの広範に均等に到来する環境磁場（外部磁束）ＢＮに対してはほぼ等しい磁束（図では各５本）が入力するのに対して、生体からの信号磁束ＢＳは、生体に近い方の素子３０１ａに磁束（図では９本）を吸収され、透磁路の出口で発散する。したがって、素子３０１ａ，３０２ａの出力の差動を取ることで、環境磁場を効率良く低減してＳＮ比を向上することができる。
【解決手段】強磁性体を有する相互に等しい一対の磁気検出素子３０１ａ，３０２ａを用い、それらを検出磁束Ｂと平行に、さらに磁化容易軸３０１１ａ，３０２１ａが前記検出磁束Ｂと直交し、かつ互いの磁化容易軸３０１１ａ，３０２１ａが直交するように、前記検出磁束Ｂの方向に互いに間隔を開けて配置する。したがって、地磁気などの広範に均等に到来する環境磁場（外部磁束）ＢＮに対してはほぼ等しい磁束（図では各５本）が入力するのに対して、生体からの信号磁束ＢＳは、生体に近い方の素子３０１ａに磁束（図では９本）を吸収され、透磁路の出口で発散する。したがって、素子３０１ａ，３０２ａの出力の差動を取ることで、環境磁場を効率良く低減してＳＮ比を向上することができる。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、脳磁計測に代表される生体磁気計測などのために用いられる磁気センサおよびそれを用いる生体磁気計測装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
前記脳磁計測に代表される生体磁気計測に使用できるほど高感度な磁気センサは、ＳＱＵＩＤ（Superconducting QUantum Interference Device：超伝導磁束量子干渉計）が、現在唯一であり、１０−１５Ｔ程の感度が実用レベルで実現されて、脳磁計や脊髄磁場などを診断する装置が既に実用化されている。
【０００３】
前記ＳＱＵＩＤの概略的な測定メカニズムは、位相の異なる超伝導体を障壁層を介して接合（Josephson接合）すると、それらの超伝導体間にトンネル電流が流れ、そのトンネル電流は、接合面内を貫く磁束が磁束量子の整数倍のとき弱め合い、それ以外のとき強め合うというFraunhofer型の量子干渉効果を利用するものである。このような性質をJosephson効果と称し、１個以上のJosephson接合を超伝導ループでつないだデバイスを、前記ＳＱＵＩＤと称する。
【０００４】
そして、現在のところ実用化されているほとんどのＳＱＵＩＤ素子はニオブ（Ｎｂ）で作られており、ＳＱＵＩＤ素子として働かせるためにはこのニオブを上述のように超伝導状態にする必要があり、ニオブの超伝導転移温度が９．２Ｋであることから、液体ヘリウムでの冷却が必要となる。その為、実際の測定に際しては、ポットに液体ヘリウムを循環させて１０Ｋ程の低温に冷却する一方、そのポットの底にある凹面内には前記ＳＱＵＩＤ素子を多数並べて固定しておき、その凹面に被験者の頭を入れて測定に供している。
【０００５】
このようなＳＱＵＩＤセンサおよびそれを用いた脳磁計測装置として、特許文献１〜５などが提案されている。特に特許文献１で示されるように、ＳＱＵＩＤは、液体ヘリウムによる冷却のため、冷凍機等、磁気センサ以外の付帯設備が多く、装置が高価であるとともに、スペースも嵩み、しかも高価なヘリウムガスが蒸散で消耗するので、ランニングコストも大変高いといった問題がある。また、前記Josephson素子の故障時には、一旦前記液体ヘリウムの抜き取りが必要になるなど、メンテナンスの負担も大きい。
【０００６】
一方、センサ部分の構造としては、Josephson素子を用いたＳＱＵＩＤ部分に生体磁場による発生電流を導くための直径２ｃｍほどの検出コイルを、液体ヘリウムを入れるポットの底面に配置する構造となるので、検出素子をアレイ状にした場合はポットも含めて非常に大きな検出部が形成される。このような大きな構成のため、検出素子数を多くしようとしても、脳や心臓の周りには、せいぜい２００〜３００個程度しか並べることができず、生体磁場検出の空間分解能を高めることはできないという問題がある。
【０００７】
また、前記ポットは、被検者の頭に柔軟に沿う構造ではなく、単に硬い凹面部に頭を入れるだけの構造であるので、頭皮と凹面とは密着できず、隙間を生じる。しかも、凹面に頭が密着したとしても、冷却されているセンサと頭部との断熱のために、３〜４ｃｍもの真空断熱層の厚みがあり、その分、ＳＱＵＩＤセンサは被検査部位から離れる。したがって、ＳＱＵＩＤセンサは、単体では磁気感度が高いにも関わらず、被検査部位から離れて配置されているためセンサに入る磁場が弱くなり、かつ、隣接する磁場が交錯して１つのＳＱＵＩＤに入力されるので、これによってさらに、位置分解能が大きく低下するという問題がある。さらにまた、計測毎に姿勢が変わったり、計測中に体動があると、脳とＳＱＵＩＤセンサとの位置関係が変わってしまい、大きな計測誤差の発生要因となるので、被験者に静止を要求するという問題もある。
【０００８】
一方、常温で微弱な磁気計測のできるＭＩ（磁気インピーダンス）素子を用いた心磁界計測の例が、非特許文献１で示されている。このような手法を用いると、センサの冷却が不要となるので、ＳＱＵＩＤのような制約がなくなり、直接人体にこれらの素子を密着させることが可能になる。密着することで位置ずれを回避でき、位置分解能の向上が達成され、かつ断熱層が不要になることから、近接しての測定が可能になり、隣接する磁場が交差する前のより位置分解能の高い状態でかつ強い磁場での計測も可能となる。こうして、測定装置としての分解能の向上を達成することができる。
【０００９】
なお、本件明細書で言う「常温」とは、冷媒を使わないことを意味し、全く冷却装置を持たない場合だけでなく、ペルチェ素子などを使った簡素な空冷装置を使った場合を含み、検出素子の使用環境が室温であることを意味する。したがって、いわゆる高温超伝導領域（−１９６℃前後）は含まないものとする。また、本件明細書で言う「高感度」とは、１ｐＴ（１０−１２Ｔ）以下の微弱な磁気を検出する能力を有すること、または生体磁気の計測を可能とする感度を有していることを意味する。
【先行技術文献】
【特許文献】
【００１０】
【特許文献１】特開２０００−１９３３６４号公報
【特許文献２】特開２００４−６５６０５号公報
【特許文献３】特開２００７−１７２４８号公報
【特許文献４】特開平２−４０５７８号公報
【特許文献５】特開平３−１８３９号公報
【非特許文献】
【００１１】
【非特許文献１】”A Measurement of Magnetocardiogram(MCG) by Planar Type Sensor using CoNbZr FILM”Y.Ohtomo,S.Yabukami,K.Kato,T.Ozwa and I,Arai(Journal of Magnetics Society of Japan Vol.33,No.3,2009)
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【００１２】
しかしながら、前記ＳＱＵＩＤが用いられる脳磁計や心磁計などの微弱な生体磁気（地磁気の百万〜１億分の１の磁場）の検出において、特に検出素子入力の初段検出部にこのような環境磁場を低減する工夫が重要かつ必要であり、このような工夫無くして実用的な生体磁気計測は不可能である。検出素子が高感度であるほど、入力初段の検出部でのノイズ除去が高いＳＮ比を確保する上で非常に重要である。
【００１３】
本発明の目的は、入力初段で環境磁場を効率良く低減してＳＮ比を向上することができる磁気センサおよびそれを用いる生体磁気計測装置を提供することである。
【課題を解決するための手段】
【００１４】
本発明の磁気センサは、強磁性体を用い、相互に等しい一対の磁気検出素子と、出力端とを有する磁気センサであって、前記一対の磁気検出素子は、その磁化容易軸の方向が検出磁束に対して直交し、かつ互いの磁化容易軸が直交するように、前記検出磁束の方向に互いに間隔を開けて配置され、前記出力端は、前記一対の磁気検出素子の検出結果の差分を得ることを特徴とする。
【００１５】
上記の構成によれば、生体内に生じた微弱電流などによる微弱な磁束を計測する磁気センサにおいて、常温域で計測が可能な、たとえばＴＭＲ（トンネル磁気抵抗）素子、ＧＭＲ（巨大磁気抵抗）素子、或いはＭＩ（磁気インピーダンス）素子などの強磁性体を用いる磁気検出素子を、２つを一対で使用する。そして、その２つの磁気検出素子が、検出磁束の方向（生体の場合、生体表面から遠ざかる方向）に互いに間隔を開けて積層され、前記検出磁束に対して磁化容易軸の方向が略直交しており、かつ互いの磁化容易軸が直交するように配置される。すなわち、生体の場合、該生体の内部で発生された検出磁束は、生体表面に対して略垂直に外部に放射され、前記磁気検出素子の磁化容易軸は、前記生体表面と平行に設けられることになる。ただし、前記２つの磁気検出素子の磁化容易軸は、前記生体表面と平行な面内で、互いに直交するように設けられる。一方、該磁気センサの出力は、前記２つの磁気検出素子の検出結果の差分とする。
【００１６】
ここで、前記生体等、微弱な磁束の発生源が発生する検出磁束は、その表面から比較的近い位置で磁束のループを形成し、表面から比較的近い方の磁気検出素子は通過しても、前記ループによって比較的遠い方の磁気検出素子を通過する磁束の割合が少なくなる。これに対して、地磁気や環境磁場などの生体外の環境などによる比較的大きな磁束（ノイズ）は、前記２つの磁気検出素子を、ほぼ共通に通過する。したがって、出力端で前記２つの磁気検出素子の検出結果の差分を取ることで、入力初段で環境磁場（ノイズ）を効率良く低減してＳＮ比を向上することができる。こうして、強磁性体を用いた常温磁気検出素子から成る該磁気センサでは、低コストかつ高感度に、微弱な磁束を測定することができる。
【００１７】
また、本発明の磁気センサでは、前記磁気検出素子は、トンネル磁気抵抗素子であることを特徴とする。
【００１８】
上記の構成によれば、液化ガスによる冷却を行わず、常温域で微弱な磁気計測が可能な磁気検出素子としてトンネル磁気抵抗素子を用いることで、より高感度化することができる。
【００１９】
さらにまた、本発明の磁気センサでは、前記磁気検出素子は、磁気インピーダンス素子であることを特徴とする。
【００２０】
上記の構成によれば、常温域で微弱な磁気計測が可能な磁気検出素子として磁気インピーダンス素子を用いることで、構造を簡略化することができる。
【００２１】
また、本発明の磁気センサでは、前記一対の磁気検出素子における検出磁束方向の間隔は、０．５〜２０ｍｍであることを特徴とする。
【００２２】
上記の構成によれば、前記磁気検出素子がトンネル磁気抵抗素子または磁気インピーダンス素子である場合、磁束は強磁性体の中を通るので、ＳＱＵＩＤのような真空中を通る場合に比べて、減衰は１／２０００程度となる。したがって、２つの磁気検出素子が近接し過ぎると、該２つの磁気検出素子を通過する検出磁束も略等しくなる。
【００２３】
そこで前記２つの磁気検出素子の検出磁束方向の間隔を前記０．５〜２０ｍｍとすることで、検出磁束に対して良好な感度を得ることができる。
【００２４】
さらにまた、本発明の磁気センサは、相互に等しい一対の磁気検出素子と、出力端とを有する磁気センサであって、各磁気検出素子は、圧電素子と、前記圧電素子によって検出磁束中で振動されて起電力を得る導体とを備える圧電センサ式のセンサから成り、前記一対の磁気検出素子は、前記検出磁束の方向に互いに間隔を開けて配置され、前記出力端は、前記一対の磁気検出素子の検出結果の差分を得ることを特徴とする。
【００２５】
上記の構成によれば、生体内に生じた微弱電流などによる微弱な磁束を計測する磁気センサにおいて、常温域で計測が可能な圧電振動方式の磁気検出素子を、２つを一対で使用する。前記圧電振動方式の磁気検出素子は、圧電素子によって導体を検出磁束中で振動させて起電力を得るものである。そして、その２つの磁気検出素子が、検出磁束の方向（生体の場合、生体表面から遠ざかる方向）に互いに間隔を開けて積層される。すなわち、生体の場合、該生体の内部で発生された検出磁束は、生体表面に対して略垂直に外部に放射され、前記導体は、前記生体表面と平行に設けられることになる。そして、該磁気センサの出力は、前記２つの磁気検出素子の検出結果の差分とする。
【００２６】
ここで、前記生体等、微弱な磁束の発生源が発生する検出磁束は、その表面から比較的近い位置で磁束のループを形成し、表面から比較的近い方の磁気検出素子は通過しても、前記ループによって比較的遠い方の磁気検出素子を通過する磁束の割合が少なくなる。これに対して、地磁気や環境磁場などの生体外の環境などによる比較的大きな磁束（ノイズ）は、前記２つの磁気検出素子を、ほぼ共通に通過する。したがって、出力端で前記２つの磁気検出素子の検出結果の差分を取ることで、入力初段で環境磁場（ノイズ）を効率良く低減してＳＮ比を向上することができる。こうして、常温域で微弱な磁気計測が可能な磁気検出素子として圧電センサ式のセンサを用いることで、構造を簡略化することができる。
【００２７】
また、本発明の磁気センサでは、前記検出磁束は、生体内に生じた微弱電流によるものであることを特徴とする。
【００２８】
上記の構成によれば、従来の生体内の微弱電流の測定装置であるＳＱＵＩＤのような液化ガスによる冷却が不要で、かつ磁気検出素子が直接磁束を検出するので、ピックアップコイルが不要となり、コストやスペースを大幅に削減することができるとともに、メンテナンス作業も格段に軽減することができる。また、前記ＳＱＵＩＤで必要な断熱部材が不要になり、センサと生体との距離を近付け、該ＳＱＵＩＤで見られるような位置ずれの発生を抑えることができるとともに、磁束の交差も最小限に抑えられ、さらにセンサが小型で多数のセンサを設けることが可能になるので、位置分解能を向上することもできる。さらにまた、前記ＳＱＵＩＤのような部屋全体を磁気シールドするのではなく、被測定部周辺のみをシールドすればよく、磁気シールドのコストも格段に削減することができるとともに、測定に係る自由度を向上することができる。
【００２９】
さらにまた、本発明の磁気センサでは、積層される前記一対の磁気検出素子の内、生体側の磁気検出素子の生体側に、強磁性体から成り、前記検出磁束に対して磁化容易軸の方向が平行であり、かつ生体側に拡径して形成される磁束集束ホーンをさらに備えることを特徴とする。
【００３０】
上記の構成によれば、前記磁気検出素子がトンネル磁気抵抗素子や磁気インピーダンス素子である場合、該磁気検出素子は板状に形成され、前記生体からの検出磁束に対して、前述のように磁化容易軸の方向を直交させると、前記の板を生体上に立設させることになり、磁束は板の厚み部分からしか取り込めなくなる。また、前記磁気検出素子が圧電センサである場合は、駆動用の大面積の圧電素子に比べて磁束検出用の導体の面積は非常に小さい。このため、生体側に磁束集束ホーンを設けることで、生体表面からの磁束を飛躍的に多く取り込むことができる。
【００３１】
また、本発明の生体磁気計測装置は、生体に被着される複数の前記の磁気センサと、前記各磁気センサの測定結果から、前記生体内に生じた微弱電流に関する情報を収集する計測装置本体と、前記生体に被着された磁気センサ上を覆い、外部磁場からシールドする被覆部材とを含むことを特徴とする。
【発明の効果】
【００３２】
本発明の磁気センサおよびそれを用いる生体磁気計測装置は、入力初段で環境磁場（ノイズ）を効率良く低減してＳＮ比を向上することができる。
【図面の簡単な説明】
【００３３】
【図１】本発明の実施の一形態に係る生体磁気計測装置の使用状態を模式的に示す図である。
【図２】本発明の実施の他の形態に係る生体磁気計測装置の使用状態を模式的に示す正面図である。
【図３】前記生体磁気計測装置の電気的構成を示すブロック図である。
【図４】図３におけるインタフェイスの電気的構成を示すブロック図である。
【図５】センサプラットフォームボードの電気的構成を示すブロック図である。
【図６】被験者の頭部のＭＲＩ画像に位置マーカによるマーキング位置を重ね合わせて示す図である。
【図７】被験者の頭部の外形状を把握するための位置マーカの図である。
【図８】前記頭部の外形状を示す各位置マーカと、測定された電流の発生源（患部位置）ならびに向きおよび大きさを示すベクトルとを合成した脳磁図を示す図である。
【図９】本発明に係る磁気センサ素子の概念を模式的に示す斜視図である。
【図１０】トンネル磁気抵抗素子における磁化容易軸の回転について説明するための図である。
【図１１】図９で示す磁気センサ素子が、トンネル磁気抵抗素子または磁気インピーダンス素子の場合の磁気センサ素子の１素子の具体的構成を示す斜視図である。
【図１２】図１１で示す磁気センサ素子を実際の磁気センサに適用した場合の構造を示す図である。
【図１３】図１１で示す磁気センサ素子を実際の磁気センサに適用した場合の他の構造を示す図である。
【図１４】磁気検出素子としてトンネル磁気抵抗素子を用いた場合における信号処理回路の具体的な一構成例のブロック図である。
【図１５】磁気検出素子として磁気インピーダンス素子を用いた場合における信号処理回路の具体的な一構成例のブロック図である。
【図１６】図１５の等価回路である。
【図１７】圧電振動方式のセンサの原理を説明するための斜視図である。
【図１８】図９で示す磁気センサ素子が、圧電振動方式のセンサである場合の磁気センサ素子の１素子の具体的構成を示す斜視図である。
【図１９】図１８で示す磁気センサ素子を実際の磁気センサに適用した場合の構造を示す図である。
【図２０】図１８で示す磁気センサ素子を実際の磁気センサに適用した場合の他の構造を示す図である。
【図２１】磁気検出素子として圧電振動方式の素子を用いた場合における信号処理回路の具体的な一構成例のブロック図である。
【図２２】本発明の実施のさらに他の形態に係る生体磁気計測装置の使用状態を模式的に示す断面図である。
【図２３】本発明の実施のさらに他の形態に係る生体磁気計測装置の使用状態を模式的に示す断面図である。
【発明を実施するための形態】
【００３４】
（実施の形態１，２）
図１は、本発明の実施の一形態に係る生体磁気計測装置１の使用状態を模式的に示す図である。本実施の形態の生体磁気計測装置１は、被験者２の頭部２１から発せられる磁気を計測して脳磁図を得るものとする。詳しくは、この生体磁気計測装置１は、脳の神経細胞が興奮したときに流れる電流から生じる磁場を測定し、たとえばてんかんの発作がどこで起っているか、脳の手術でどこまで（細胞が死んでいて）切除してよいかなどを判定するために用いられる。
【００３５】
この生体磁気計測装置１では、被験者２の頭部２１には、センサユニット３が被せられる。センサユニット３は、非磁性の材料で、いわゆる目出し帽（頭巾、バラクダ）型に形成される支持体３１に、多数のセンサプラットフォームボード３２が並べて搭載されて成る。これにより、前記支持体３１の表裏何れかの面上に、多数のセンサプラットフォームボード３２が、所定の間隔で分布することとなる。そして、支持体３１の内面を頭部２１の表面に沿って押し当てるようにして、センサユニット３が被験者２の頭部２１に被せられることで、前記頭部２１の表面から等間隔に（密着或いは支持体３１の厚みを介して）、前記センサプラットフォームボード３２のセンサ面が沿うことになる。前記センサプラットフォームボード３２は、液化ガスによる冷却を必要とせず、常温域で、微弱な磁気計測が可能な、後述の各種の磁気センサ素子の集合体である。
【００３６】
前記支持体３１における被験者２の目２２部分の開口３３は、被験者２の心的影響等を考慮したもので、測定部位などの事情によっては、特に設けられなくてもよい。その場合、前頭部、後頭部および側頭部のほか、顔面部から発せられる脳磁気を計測することも可能となる。
【００３７】
図２は、本発明の実施の他の形態に係る生体磁気計測装置１’の使用状態を模式的に示す正面図である。本実施の形態の生体磁気計測装置１’は、被験者２の胸部２６や腹部２７から発せられる磁気を計測するものである。被測定部が胸部２６の場合には、心臓２８の筋電位（収縮のパルス）を測定し、たとえばその測定結果をＣＴやＭＲＩなどと重ねることで、心臓２８の動作に異常が無いか確認することができる。また、被測定部が腹部２７の場合には、安静時の妊婦の胎児の心臓から発生する磁場などを計測でき、胎児の心臓の動きが分り、出産前検査などに用いることができ、或いは、脊髄の損傷を確認することができる。
【００３８】
そのため、センサユニット３’は、腹巻き状の支持体３１’の表裏何れかの面上に、多数のセンサプラットフォームボード３２が、所定の間隔で配置されて構成される。椅子に座った状態や立った状態など、被験者２の上体を起こして測定を行う場合は、支持体３１‘に、肩紐状の固定具３４が設けられ、ずり落ちないように構成して、生体との密着を高めることも好ましい。
【００３９】
図３は、上述のように構成される生体磁気計測装置１，１’の電気的構成を示すブロック図である。これらの生体磁気計測装置１，１’は、前記センサユニット３，３’と、演算装置５と、インタフェイス６とを備えて構成される。演算装置５は、パーソナルコンピュータなどから成り、センサユニット３，３’と、インタフェイス６を介して接続される。センサユニット３，３’とインタフェイス６との間は、ケーブル７で接続されており、ケーブル７の届く範囲でセンサユニット３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。ケーブル７は、電源線７１と、信号線７２とを備えている。
【００４０】
図４は、インタフェイス６の電気的構成を示すブロック図である。インタフェイス６は、ＰＣＩ・バス・コントローラ６１と、コマンド変換・バッファ・コントローラ６２と、ＳＲＡＭ６３と、シリアルインタフェイスドライバ６４とを備えて構成される。ＰＣＩ・バス・コントローラ６１は、演算装置５とコマンド変換・バッファ・コントローラ６２との間の通信を行う。コマンド変換・バッファ・コントローラ６２は、演算装置５からのコマンドを各センサユニット３へ送信するとともに、各センサユニット３からシリアル信号で送信されてきた計測結果を適宜展開し、ＳＲＡＭ６３に書込んでゆくとともに、演算装置５からの読出し要求に応えて、ＳＲＡＭ６３の記憶内容を読出して演算装置５へ送信する。シリアルインタフェイスドライバ６４は、コマンド変換・バッファ・コントローラ６２と、各センサプラットフォームボード３２との間の通信を行う。
【００４１】
図５は、各センサプラットフォームボード３２の電気的構成を示すブロック図である。センサプラットフォームボード３２には、アレイ状に配列された数ｍｍ角の磁気センサ素子を複数個含む磁気センサアレイモジュール３２１，３２１，・・・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。そして、このセンサプラットフォームボード３２にはまた、コントローラ３２２と、ＲＡＭ３２３と、増幅・変換回路３２４，３２４，・・・とを備える。増幅・変換回路３２４は、磁気センサアレイモジュール３２１毎に設けられ、磁気センサアレイモジュール３２１と１対１で接続されている。増幅・変換回路３２４は、磁気センサアレイモジュール３２１からの出力信号の増幅などを行う後述の信号処理回路３２４ａと、前記信号処理回路３２４ａの出力をデジタル信号に変換してコントローラ３２２に入力するＡ／Ｄ変換器３２４ｂとを有する。ＲＡＭ３２３は、コントローラ３２２に入力された情報やコントローラ３２２が演算した情報を記憶する記憶装置である。
【００４２】
コントローラ３２２は、演算装置５からのコマンドを受信して計測を開始し、磁気センサアレイモジュール３２１を稼動し、その出力信号を順次増幅・変換回路３２４を介して取込み、ＲＡＭ３２３に記憶してゆく。その後、コントローラ３２２は、適宜のタイミングで（演算装置５からのポーリングに応答したり、各コントローラ３２２に予め定められている時刻に）、択一的に前記磁気センサアレイモジュール３２１の出力信号を、所定のフォーマットによるシリアル通信で、信号線７２を介して演算装置５に送出する。
【００４３】
計測装置本体である演算装置５は、前記各磁気センサアレイモジュール３２１の出力信号から、前記生体内に生じた微弱電流に関する情報、たとえば発生位置から、流れた位置や大きさなどの情報を収集する。その後、ＣＴやＭＲＩ等により得られた被験者２の頭部２１や胸部２６の立体トモグラフ情報に対して、各磁気センサアレイモジュール３２１の生体（被験者２の頭部２１や胸部２６）上での被着位置と脳磁や心磁の強度の計測結果とを重ねることにより、被験者２の脳や心臓２８における磁場信号分布を明確に対応付けることができる。その重ね合わせには、複数の位置マーカを用いることが、高い位置精度を得るには必要である。
【００４４】
具体的には、各磁気センサアレイモジュール３２１の前記被着位置は、磁気センサアレイモジュール３２毎に演算装置５で認識されていることが必要であるが、人為的に各磁気センサアレイモジュール３２１を予め定められた被着位置に被着するか、または、生体上に各磁気センサアレイモジュール３２１を被着した上でその被着位置を計測して演算装置５に入力すればよい。
【００４５】
その磁気センサアレイモジュール３２１の生体（頭部２１や胸部２６）上での位置計測には、３次元計測装置を用いることが好ましい。そして、その３次元測定結果と、ＣＴ画像やＭＲＩ画像との対応付けを行うために、アライメント用の前記マーカが生体（頭部２１や胸部２６）における診断の邪魔にならない箇所に２〜３個取付けられ、その場所が前記光学式３次元計測装置やＣＴ、ＭＲＩなどで予め測定される。図６には、前記頭部２１のＭＲＩ画像に前記位置マーカによるマーキング位置ＭＫを、重ね合わせて示す。
【００４６】
一方、この位置マーカは、前記センサユニット３，３’でも認識される必要があり、具体的な位置マーカとして、小さなコイルのシールを用いることができる。そして、磁気計測中にマーキングの時だけこのコイルに通電して微弱な磁場を発生することで、その磁場発生位置がセンサユニット３，３’で計測されてマーキングされ、前記３次元測定結果と、ＣＴ画像などとの重ね合わせの指標にすることができる。
【００４７】
さらに、前記磁気計測の際には、前記位置マーカと同様のコイルから成る位置マーカが、頭部２１や胸部２６の外形状の把握が可能になる十数〜数十個程度、要所に取付けられて、該生体磁気計測装置１で磁気計測が行われ、その計測開始または終了時に演算装置５などによって前記各位置マーカに順次通電され、磁場発生位置を捉えることで、前記外形状を把握することができる。これにより、脳磁図や心磁図が描けるようになる。図７は、前記被験者２の頭部２１の外形状を把握するための位置マーカの図である。以上の非常に簡単なステップで、断層３次元画像と、脳磁図や心磁図との重ねあわせが可能になり、高位置精度で脳機能や心機能の解析が可能になる。
【００４８】
ここで、ＭＲＩ画像やＣＴ画像の重ね合わせは、位相限定相関法（ＰＯＣ）を３次元に拡張することで行うことができる。すなわち、画像中に骨が含まれるボクセルを基準点とし、その基準点を３次元ブロックマッチングによってサブボクセル精度で対応付けを行うことで、高速高精度な位置合わせを行うことができる。このような手法は、「３次元位相限定相関法に基づく高精度ボリュームレジストレーション」、田島裕一郎他 ＦＩＴ ２００９ 頁:95-102 特殊号:講演論文集 第２分冊に詳しく示されている。
【００４９】
一方、本実施の形態では、マーキングの手順を拘束するものではなく、各磁気センサアレイモジュール３２１の位置と断層写真の位置とを画像計測するなど、他の方法で重ね合わせる場合においても適用可能である。たとえば、他の実施の形態として、前記３次元計測装置を用いない場合には、透視効果の高いＣＴスキャンなどで、磁気センサアレイモジュール３２１の位置と生体（頭部２１や胸部２６）の位置とを同時に計測することで、前記位置計測を行うことができる。そのような実施の形態では、ＣＴスキャン情報に磁気センサアレイモジュール３２１もしくはセンサプラットフォームボード３２の情報が得られるので、センサと生体との位置計測と、以下の生体磁気計測とを連続的に行うことで、正確な３次元情報として情報をリンクできる。
【００５０】
こうしてマーカ位置が計測されると、実際の生体磁気計測が開始され、先ず、生体磁気計測装置１，１’全体に電源が投入され、各磁気センサアレイモジュール３２１にも電流が印加される。これによって、被験者２の頭部２１や胸部２６から発生される磁束の影響を受けて、前記磁気センサアレイモジュール３２１中の各磁気センサ素子から出力信号が導出される。
【００５１】
次に、オペレータにより、演算装置５に計測実行コマンドが入力される。すると、演算装置５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３２に送出する。各センサプラットフォームボード３２にあっては、計測実行コマンドをコントローラ３２２が受信する。コントローラ３２２は、増幅・変換回路３２４を介して、デジタル化された各磁気センサアレイモジュール３２１からの出力信号を受け、これを各磁気センサアレイモジュール３２１のアドレス情報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５に送出する。
【００５２】
演算装置５は、各コントローラ３２２からの生体磁気計測情報を解析して、被検者２の頭部２１や胸部２６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や心磁図を演算し、画像情報化して表示装置５１に出力する。また、演算装置５は、生体磁気計測情報の画像と、前述の被検者２の頭部２１や胸部２６のＭＲＩ画像や外形の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５１に表示出力する。図８には、前記頭部２１の外形状を示す各位置マーカと、測定された電流の発生源（患部位置）ならびに向きおよび大きさを示すベクトルとを合成した脳磁図を示す。
【００５３】
前記計測実行コマンドは、コマンドが入力される度に演算装置５が計測を実行するものであってもよいが、計測開始コマンドと計測終了コマンドとから構成されるものでもよい。その場合、演算装置５は、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や心磁図を表示装置５１に表示することが有効である。また、生体磁気計測情報や、脳磁図や心磁図の情報、表示のために生成された画像情報は、演算装置５から読出可能に記録しておき、表示装置５１に表示や再生を可能にしておくことが好ましい。
【００５４】
上述のように構成される生体磁気計測装置１，１’において、本実施の形態では、前記磁気センサアレイモジュール３２１中の各磁気センサ素子が、前述のように、液化ガスによる冷却を必要とせず、常温域で微弱な磁気計測が可能な素子であり、以下のように構成される。図９は、本実施の形態の磁気センサ素子３０の概念を模式的に示す斜視図である。本実施の形態の磁気センサ素子３０は、相互に等しい一対の磁気検出素子３０１，３０２を有し、前記一対の磁気検出素子３０１，３０２が、検出磁束Ｂの方向に互いに間隔を開けて配置されるとともに、前記一対の磁気検出素子３０１，３０２の検出結果の差分が出力とされる。
【００５５】
（実施例１，２）
前記の磁気センサ素子３０には、先ずトンネル磁気抵抗（ＴＭＲ）素子または磁気インピーダンス（ＭＩ）素子を用いることができる。その検出原理においては、強磁性体を用いており、外部磁場を材料内に収束させて磁束密度を高め、以下に詳述するように、その強磁性体の磁化容易軸が回転するという現象を基本としている。前述の非特許文献１は、前記磁気インピーダンス素子の生体の磁気計測への適用例であるが、上述のような本発明の特徴は備えていない。
【００５６】
先ず、前記磁化容易軸の回転について説明する。スパッタなどで、図１０で示されるように、数μｍ以下の厚みに成膜されたアモルファス金属（ＣｏＮｂＺｒ）などの強磁性体１０１（図１０では、成膜に用いた基板を引き剥がしている）が、磁界１０４の中で加熱冷却されると、磁気モーメントを揃えて磁化容易軸１０２，１０３を設定することができる。検出すべき外部磁界Ｂに対して、この磁化容易軸１０２，１０３が直交する方向に配置されると、外部磁界Ｂに沿う方向へ磁化容易軸が参照符号１０２’，１０３’のように回転する。
【００５７】
この現象によって、磁気インピーダンス方式の素子では、高周波電流Ｉにおいて発生する磁界の透磁率変化による回路インピーダンスの変化から、外部磁界Ｂを検出している。図１０は、強磁性体１０１の中に高周波電流Ｉを流す方式を示しているが、高周波回路を別にして強磁性体薄膜を回路上に絶縁して貼り付ける方式もある。この場合も同様に、外部磁界Ｂによる強磁性体１０１の磁化容易軸１０２，１０３の回転により、誘導起電流が変化して高周波電流が変動することで、微弱な外部磁界Ｂが検出される。また、インピーダンス変化の検出は、直接インピーダンスを測定するのではなく、高周波電流Ｉの位相ズレをヘテロダイン検出することで行われており、これによって検出感度を向上することができる。どちらの場合の素子も、その磁化容易軸１０２，１０３が外部磁界Ｂに対して直交する向きに配置されて外部磁界Ｂを検出することで、最も感度が高くなる。
【００５８】
また、トンネル磁気抵抗方式の素子は、磁化容易軸をもった強磁性体に酸化マグネシウムやアルミナなどの数ｎｍの厚みの絶縁層を介して、磁化方向を固定した強磁性体が積層されて構成されており、両強磁性体間に電圧をかけることで、磁化固定軸と磁化容易軸との成す角度に応じて絶縁層を通るトンネル電流が大きく変動して流れ、この電流によって微小な外部磁界Ｂを検出している。前記の磁化容易軸と磁化固定軸との成す角度において、両方向が一致したときが最もトンネル電流が大きく、反対向きとなったときが最もトンネル電流が小さくなり、この１８０度の回転角でほぼ正弦波的にトンネル電流は変化する。したがって、磁化固定軸に対して磁化容易軸の向きが直交する場合が、最もトンネル電流の変化として感度良く捉えることができる。これらの磁気インピーダンス素子およびトンネル磁気抵抗素子は、板状の形態をした強磁性体の断面が透過磁束の開口部となる。
【００５９】
しかしながら、これらの強磁性体を用いた常温磁気検出素子は、小型で感度が高いとはいえ、ＳＱＵＩＤ程の検出感度には達しておらず、これを単独で直接生体磁気などの微弱な磁気検出に使うことはできない。そのため、地磁気や環境磁場などのノイズを低減することが、検出感度を相対的に高める上で特に重要となり、ノイズ低減の工夫が実使用においては不可避である。そこで本実施の形態の常温高感度磁気検出素子における、外部ノイズ磁界の除去方法を以下に詳述する。
【００６０】
前述の図９は、本発明の概念を示す模式図であり、図１１は、前記トンネル磁気抵抗素子または磁気インピーダンス素子の場合の磁気センサ素子の１素子の構成を示す斜視図である。前述のように、相互に等しい一対の磁気検出素子３０１，３０２には、強磁性体を有する磁気検出素子３０１ａ，３０２ａを用い、該一対の磁気検出素子３０１ａ，３０２ａは、検出磁束Ｂと平行に、さらにその磁化容易軸３０１１ａ，３０２１ａの方向が前記検出磁束Ｂと直交し、かつ互いの磁化容易軸３０１１ａ，３０２１ａが直交するように、前記検出磁束Ｂの方向に互いに間隔を開けて配置される。さらにまた、前記磁化容易軸３０１１ａ，３０２１ａに対して、磁化固定軸３０１２ａ，３０２２ａは、検出磁束Ｂを最も感度良く検出するために、直交して、すなわち該磁化固定軸３０１２ａ，３０２２ａが検出磁束Ｂと平行に設けられる。図１１では、磁化固定軸３０１２ａ，３０２２ａの方向は、互いに逆向きとなっているが、同じ方向でもよい。
【００６１】
こうして、磁気検出素子３０１ａ，３０２ａが検出磁束Ｂと略平行に、かつその磁化固定軸３０１２ａ，３０２２ａも検出磁束Ｂと略平行に配置されることで、外部からのノイズとして、地磁気などの広範に均等に到来する環境磁場（外部磁束）ＢＮがあると、両磁気検出素子３０１ａ，３０２ａの磁化固定された強磁性体にはそれぞれほぼ等しい数の磁束（図では各５本）が入力する。ここで、前述のように磁化固定軸３０１２ａ，３０２２ａの方向は一致しているが向きは逆となっていることで、誘導起電流やトンネル電流の変化量はそれぞれの検出素子間で逆向きかつ同じ大きさとなる。したがって、センサ出力端に２つの磁気検出素子３０１ａ，３０２ａを直列に接続して出力を加算すれば、その抵抗平均値はほぼ一定となり、出力電流はほとんど変わらない。なお、磁化固定軸３０１２ａ，３０２２ａの向きを同じにした場合、両磁気検出素子３０１ａ，３０２ａの外部ノイズ磁場ＢＮによる電流変化が同じ向きに現れるので、この場合は両磁気検出素子３０１ａ，３０２ａの出力電流の差動をとって検出電流とすれば、ゼロとなって外部ノイズ磁場ＢＮの影響をキャンセルすることができる。
【００６２】
これに対して、検出すべき信号磁束ＢＳは、生体に近い方の磁気検出素子３０１ａに磁束（図では９本）を吸収され、透磁路の出口で発散する。その直後にある生体から遠い方の磁気検出素子３０２ａには、発散した磁束の一部のみ（図では１本）が吸収されるだけなので、両磁気検出素子３０１ａ，３０２ａ間の出力電流には大きな差を生じる。したがって、これらの加算をとっても差動をとっても、信号電流として検出することができる。
【００６３】
そして、磁気検出素子３０１ａ，３０２ａ間では、磁束の入力面（磁化固定軸３０１２ａ，３０２２ａ）を直交する配置とすることで、磁気感度を最大にすることができる。すなわち、生体から遠い方の磁気検出素子３０２ａにおいて、近い方の磁気検出素子３０１ａに重ならない部分では、磁路を形成する部材が無いために生体からの微弱な磁束ＢＳが届かず、前記磁気検出素子３０１ａとの差分が顕著に現れるためである。
【００６４】
また、２つの磁気検出素子３０１ａ，３０２ａにおける検出磁束Ｂ方向の間隔は、０．５〜２０ｍｍであることが好ましい。これは、該磁気検出素子３０１ａ，３０２ａがトンネル磁気抵抗素子または磁気インピーダンス素子である場合、磁束Ｂは強磁性体の中を通るので、ＳＱＵＩＤのような真空中を通る場合に比べて、減衰が１／２０００程度に少なくなり、該２つの磁気検出素子３０１ａ，３０２ａが近接し過ぎると、該２つの磁気検出素子３０１ａ，３０２ａを通過する検出磁束が略等しくなるためである。そこで前記のように２つの磁気検出素子３０１ａ，３０２ａの検出磁束Ｂ方向の間隔を前記０．５〜２０ｍｍとすることで、検出磁束Ｂに対して、さらに良好な感度を得ることができる。
【００６５】
こうして、液化ガスによる冷却を行わず、常温域で微弱な磁気計測が可能な前記磁気検出素子３０１ａ，３０２ａとして、トンネル磁気抵抗素子を用いることで、より高感度化することができ、また磁気インピーダンス素子を用いることで、構造を簡略化することができる。
【００６６】
そして、前記トンネル磁気抵抗素子または磁気インピーダンス素子を用いる磁気検出素子３０１ａ，３０２ａは、実際の前記磁気センサ３０への適用にあたって、図１２で示すように、ゴムなどの生体に密着し、非磁性の材料から成る柔軟な支持体３１に、相互に直交するように積層して埋め込まれる。そして、数ｍｍ角の一対の磁気検出素子３０１ａ，３０２ａが、適宜複数対組み合わせられて、前記磁気センサアレイモジュール３２１を構成する。したがって、各磁気検出素子３０１ａ，３０２ａと頭皮との位置関係は、柔軟な支持体３１によって密着されているので、体動によって動くことはなく、一度マーキング検出するだけで、得られた脳磁診断情報などをＭＲＩなどによる頭部立体トモグラフ画像に精度良く重ねることができる。また、被験者２１が、センサユニット３を装着すると、柔軟な支持体３１で覆われ、その沈み込みにより、センサプラットフォームボード３２が頭部２１に密着される。
【００６７】
好ましくは、図１３で示すように、積層される前記一対の磁気検出素子３０１ａ，３０２ａの内、生体側の磁気検出素子３０１ａの生体側に、強磁性体から成り、前記検出磁束Ｂに対して磁化容易軸３０３ａの方向が平行であり、かつ生体側に拡径して形成される磁束集束ホーン３０３をさらに備えることである。
【００６８】
このように構成することで、前記磁気検出素子３０１ａ，３０２ａがトンネル磁気抵抗素子や磁気インピーダンス素子である場合、該磁気検出素子３０１ａ，３０２ａは板状に形成され、前記生体からの検出磁束Ｂに対して、前述のように磁化容易軸３０１１ａ，３０２１ａの方向を直交させると、前記の板を生体上に立設させることになり、磁束Ｂは板の厚み部分からしか取り込めなくなるのに対して、生体側に前記磁束集束ホーン３０３を設けることで、生体表面からの磁束ＢＳを飛躍的に多く取り込むことができる。
【００６９】
図１４は、常温域で微弱な磁気計測が可能な前記磁気検出素子３０１ａ，３０２ａとして、トンネル磁気抵抗素子を用いた場合における前記信号処理回路３２４ａの具体的な一構成例である信号処理回路３２４ａ１のブロック図である。磁気検出素子３０１ａ，３０２ａとしてトンネル磁気抵抗素子を用いる場合には、信号処理回路３２４ａ１は、各トンネル磁気抵抗素子（３０１ａ，３０２ａ）のトンネル電流をオペアンプＯＰ１，ＯＰ２でそれぞれ電圧変換し、各オペアンプＯＰ１，ＯＰ２の出力をオペアンプＯＰ３によって差動増幅して、センサ出力端である該オペアンプＯＰ３の出力端から、差動電圧出力を得ることができる。
【００７０】
これによって、前述のように、地磁気などの遠方からの環境磁界ＢＮは同相のトンネル電流変化となるので、キャンセルされて出力に表れないのに対して、信号磁界ＢＳは２つのトンネル磁気抵抗素子（３０１ａ，３０２ａ）で透過量が異なるので、両素子の出力の差動を取ることで、出力信号に残すことができる。こうして、前記信号処理回路３２４ａ１は、ノイズ磁界ＢＮをキャンセルした高いＳＮ比を有する信号電圧を得ることができる。
【００７１】
また、図１５は、常温域で微弱な磁気計測が可能な前記磁気検出素子３０１ａ，３０２ａとして、磁気インピーダンス素子を用いた場合における前記信号処理回路３２４ａの具体的な一構成例である信号処理回路３２４ａ２のブロック図である。また、図１６には、この図１５の等価回路を示す。磁気検出素子３０１ａ，３０２ａとして磁気インピーダンス素子を用いる場合には、信号処理回路３２４ａ２の高周波発振器ＯＳ１からの高周波が、上下の各磁気インピーダンス素子（３０１ａ，３０２ａ）の回路に、同位相・同振幅で入力される。各磁気インピーダンス素子（３０１ａ，３０２ａ）は、近接平行回路であることと、強磁性材料がシールドするので、該回路からの電磁放射は少ない。そして、図１６のブリッジ回路で示すように、両素子間でのインピーダンスＲｘ１，Ｒｘ２に差があるときに、電圧差と位相差とが発生し、該信号処理回路３２４ａ２の出力として、検出回路Ｍ１で検出し、その出力端から出力することができる。
【００７２】
以上のように、本実施例の磁気センサである磁気検出素子３０１ａ，３０２ａは、生体内に生じた微弱電流による微弱な磁束を計測するために、特に液化ガスによる冷却を行わず、常温域で計測が可能で、強磁性体を用いるトンネル磁気抵抗素子または磁気インピーダンス素子を、２つを一対で使用する。そして、その２つの磁気検出素子３０１ａ，３０２ａは、検出磁束Ｂの方向に互いに間隔を開けて積層され、その積層状態は、前記検出磁束Ｂに対して磁化容易軸３０１１ａ，３０２１ａの方向が略直交に、かつ互いの磁化容易軸３０１１ａ，３０２１ａが直交するように配置される。さらに、該磁気センサの出力として、前記２つの磁気検出素子３０１ａ，３０２ａの検出結果の差分を用いる。
【００７３】
したがって、前記生体が発生する微弱な検出磁束ＢＳは、生体の表面から比較的近い位置で磁束のループを形成し、表面から比較的近い方の磁気検出素子３０１ａは通過しても、前記ループによって比較的遠い方の磁気検出素子３０２ａを通過する磁束の割合が少なくなる。これに対して、地磁気や環境磁場などの生体外の環境などによる比較的大きな磁束（ノイズ）ＢＮは、前記２つの磁気検出素子３０１ａ，３０２ａを、ほぼ共通に通過する。これによって、該磁気センサの出力として、前記のように２つの磁気検出素子３０１ａ，３０２ａの検出結果の差分を用いることで、入力初段で環境磁場（ノイズ）ＢＮを効率良く低減してＳＮ比を向上することができる。こうして、強磁性体を用いた常温磁気検出素子３０１ａ，３０２ａから成る該磁気センサ３，３’では、低コストかつ高感度に、微弱な磁束を測定することができる。
【００７４】
また、該磁気センサ３，３’では、従来の生体内の微弱電流の測定装置であるＳＱＵＩＤのような液化ガスによる冷却が不要で、かつ磁気検出素子３０１ａ，３０２ａが直接磁束Ｂを検出するので、ピックアップコイルが不要となり、コストやスペースを大幅に削減することができるとともに、メンテナンスの負担も格段に軽減することができる。また、該磁気センサ３，３’では、前記ＳＱＵＩＤで必要な断熱部材が不要になり、センサと生体との距離を近付け、ＳＱＵＩＤで見られるような位置ずれの発生を抑えることができるとともに、磁束の交差も最小限に抑えられ、さらにセンサが小型で多数のセンサを設けることが可能になるので、位置分解能を向上することもできる。さらにまた、該磁気センサ３，３’では、前記ＳＱＵＩＤのような部屋全体の大掛かりな磁気シールドが不要になり、磁気シールドのコストも格段に削減することができるとともに、測定に係る自由度を向上することができる。
【００７５】
（実施例３）
一方、常温域で微弱な磁気計測が可能な前記磁気検出素子３０１，３０２として用いられる圧電振動方式のセンサは、図１７に示すように、板状のＰＺＴなどの圧電材料１１１を伸縮振動させ、検出電極１１２を外部磁界Ｂとは垂直方向Ｖに往復移動させることにより、フレミングの法則から誘導起電圧Ｖｏｕｔを発生させ、その振幅から外部磁界Ｂの大きさを検出するものである。ＰＺＴの分極方向と外部磁界Ｂの方向とを、板面に垂直方向（図中、θ＝０）とすると、磁束を横切る開口面積を最大にできるので、前記誘導起電圧Ｖｏｕｔの発生効率を高めることができる。
【００７６】
具体的に圧電振動方式の素子の場合は、前述の図９の模式図に類似して、図１８に示すように、相互に等しい一対の磁気検出素子３０１ｂ，３０２ｂを有し、前記一対の磁気検出素子３０１ｂ，３０２ｂが検出磁束Ｂ方向に互いに間隔を開けて配置される。そして、前記検出電極１１２の両開口部を外部磁束ＢＮが透過することで、同じ大きさの誘導起電圧が発生するのに対して、信号磁束ＢＳは、発生源が開口部から近いため被検体に近い下方の磁気検出素子３０１ｂの開口を通過後、急速に閉じようとして外側へ広がるので、上方の磁気検出素子３０２ｂの開口を通る磁束は急激に減少する。したがって前述と同様に、上下の開口で発生するそれぞれの誘導起電圧の差分を用いることで、外部磁束ＢＮによる電圧成分は除去され、高いＳＮ比を有する信号起電圧を得ることができる。さらに、検出電極１１２が強磁性体材料であるか、強磁性体材料を貼り付けてある場合は、下からの信号磁束ＢＳが上の磁気検出素子３０２ｂの検出電極１１２に引っ張られやすいので、該検出電極１１２の長手方向の向きを図１１と同様に直交配置にすると、該磁気センサ３，３’のＳＮ比をより向上させることができる。
【００７７】
そして、このような圧電振動方式の磁気検出素子３０１ｂ，３０２ｂを、実際の前記磁気センサ３，３’に適用する場合、前記図１２と同様に図１９で示すように、ゴムなどの生体に密着し、非磁性の材料から成る柔軟な支持体３１，３１’に、該磁気検出素子３０１ｂ，３０２ｂが積層して埋め込まれる。そして、数ｍｍ角の一対の該磁気検出素子３０１ｂ，３０２ｂが、適宜複数対組み合わせられて、前記磁気センサアレイモジュール３２１を構成する。図１９では、一対の磁気検出素子３０１ｂ，３０２ｂを直交配置している。
【００７８】
また好ましくは、図１３と同様に図２０で示すように、積層される前記一対の磁気検出素子３０１ｂ，３０２ｂの内、生体側の磁気検出素子３０１ｂの生体側に、強磁性体から成り、前記検出磁束Ｂに対して磁化容易軸３０３ａの方向が平行であり、かつ生体側に拡径して形成される磁束集束ホーン３０３がさらに設けられる。特に、磁気検出素子３０１，３０２がこの圧電振動方式の磁気検出素子３０１ｂ，３０２ｂである場合は、駆動用の大面積の圧電素子１１１に比べて、磁束検出用の検出電極１１２の面積は非常に小さいので、この磁束集束ホーン３０３を設けることが好適である。
【００７９】
図２１は、前記図１８で示す圧電振動方式の磁気検出素子３０１ｂ，３０２ｂを用いた場合における前記信号処理回路３２４ａの具体的な一構成例である信号処理回路３２４ａ３のブロック図である。圧電振動方式では、図１８で示すように、２枚の磁気検出素子３０１ｂ，３０２ｂの検出電極１１２を上下に重ね、信号処理回路３２４ａ３の高周波発振器ＯＳ２から、それぞれの圧電素子１１１に振動駆動電圧を加えて、同位相・同振幅で振動させる。検出磁場Ｂは下方より入り、ここで前記検出電極１１２の配線を上方の磁気検出素子３０２ｂと下方の磁気検出素子３０１ｂとで異符号同志に結線しておくことで、それぞれの誘導起電圧の同相成分がキャンセルされ、差動成分のみが両端電圧として出力される。その出力をＯＰアンプなどで受けて、演算回路またはデジタル数値で差動を取ってもよいが、このように異符号端子で結線することにより、該信号処理回路３２４ａ３の出力として、電圧計Ｍ２によって、極めて簡素に差動出力を得ることができ、その出力端から出力することができる。キャンセルされた同相電圧は、地磁気などの環境磁界ＢＮによるノイズ成分であり、残った差動電圧は信号磁界ＢＳによるものである。勿論、個々の磁気検出素子３０１ｂ，３０２ｂの出力を前記ＯＰアンプで受けて、オフセットやバイアス調整、ゲインマッチングを行ってもよいが、素子数と消費電力、ならびにコストが増える。前述のように、２つの検出電極１１２の配置は、長手方向を直交に配置すると、検出信号のみ同相性が低下するので、さらにＳＮ比を大きく取ることができる。
【００８０】
こうして、液化ガスによる冷却を行わず、常温域で微弱な磁気計測が可能な磁気検出素子３０１，３０２として、圧電振動方式の磁気検出素子３０１ｂ，３０２ｂを用いることで、構造を簡略化することができる。
【００８１】
具体的に本実施の形態とＳＱＵＩＤとの比較として、ＳＱＵＩＤでは、磁気検出素子となるピックアップコイルが、２０ｍｍ×２０ｍｍ×高さ２００ｍｍの形状を有するので、被験者２の頭部２１の周囲には、２００〜４００個程しか設けることができない。これに対して、本実施の形態では、磁気検出素子３０１，３０２が直接磁束を検出するので、ピックアップコイルが不要となり、上下に並べても５ｍｍ×５ｍｍ×高さ４０ｍｍと小さく、かつ液体ヘリウムなどの冷媒による冷却を必要としないので、検査部位に密着する柔軟な材料（支持部材３１，３１’）に、直接１２００個程度の磁気検出素子を並べることができる。
【００８２】
これにより、検査部位に密着する側の磁気検出素子３０１は、従来より磁束発生源との距離がほぼ１／３以下になるので、信号磁束ＢＳの強度では９倍高くなって、該信号磁束ＢＳを明瞭に捕捉することができる。しかも、従来のピックアップコイルでは上側の磁気検出素子の磁束発生源からの距離が下側の磁気検出素子に比べて３倍程度であったのが、本実施の形態では、素子の大きさが小さいにも拘わらず約５倍と大きくできるので、上下の磁気検出素子３０２，３０１間での信号磁束ＢＳの検出強度の比は、従来の１／９から１／２５と大きくなる。一方、地磁気や環境磁場などの遠方からの外部磁束ＢＮは、本実施の形態の磁気検出素子３０１，３０２では間隔が従来の１／４〜１／５程度と近いので、その空間的な姿勢によらず、ほとんど均等に透過し、両磁気検出素子３０１，３０２間でほぼ同じ大きさの信号レベルを発生することができる。
【００８３】
以上の本実施の形態による効果から、上下の両磁気検出素子３０１，３０２間の出力の差動を取ることで、信号磁束ＢＳのＳＮ比は従来のピックアップコイルによる場合よりも１０倍以上に向上することができる。また、磁気センサ３，３’の大きさを小さく維持したまま、柔軟な材料に１０００個を越える数を配置できることで、検査部位に密着して高分解能・高感度・高ＳＮ比を実現することができ、脳磁計測における格段に詳細な診断情報と診断の確実性・信頼性をもたらすことが可能となる。前記磁気センサ素子３０の適用範囲は、脳磁計に限ったものではなく、心磁計や脊髄磁場診断などにおいても全く同様の効果を生むものであり、限定されない。
【００８４】
なお、磁気検出素子３０１，３０２の熱雑音を低減するために簡易冷却が必要な場合は、これらの磁気検出素子３０１，３０２の平面部にペルチェ素子を直接貼り付けて冷却を行うようにしてもよく、或いは熱伝導性が良い銅やアルミ合金などを介して冷却を行うようにしてもよい。
【００８５】
（実施の形態３）
図２２および図２３は、本発明の実施のさらに他の形態に係る生体磁気計測装置１ａ，１ａ’の使用状態を模式的に示す断面図である。これらの生体磁気計測装置１ａ，１ａ’は、前述の生体磁気計測装置１，１’に類似しており、それぞれ脳磁図および心磁図を得ることができる。本実施の形態の生体磁気計測装置１ａ，１ａ’では、上述のようにしてセンサユニット３，３’を被験者２の頭部２１や胸部２６に装着した上に、磁気シールドを行う被覆部材４，４’を装着し、計測を実行する。なお、この被覆部材４，４’に併用して、被験者２を囲むように、磁気シールド室を形成してもよい。ただし、その場合の磁気シールド室は、前述のＳＱＵＩＤに用いられるような大掛かりなものではなく、簡易なものでよい。
【００８６】
前記被覆部材４は、前頭部、後頭部および側頭部に加えて、頬、鼻、口、目、顎または頸の少なくとも１つを覆うこととする。図２２の例では、前記被覆部材４は、それらの総てを覆う、いわゆるフルフェイスのヘルメット（頭部を衝撃などから保護するために被る防護帽）の形状を呈しているものとする。なお、目や口については、前述の支持体３１の開口３３に対応する。
【００８７】
一方、センサユニット３’に対応して、被覆部材４’は、前記胸部２６や胴部２７に適した円筒形状に形成される。残余の演算装置５などの構成は、前述の生体磁気計測装置１，１’と同様であり、その説明を省略する。特に被覆部材４’では、磁気センサである前記センサプラットフォームボード３２が内張りされている。そして、この被覆部材４’は、磁気シールドを行う外側の筒状体から成り、その内側に充填される緩衝用の内装体が前記支持体３１’となる。また、このセンサユニット３’は、２つの部材３ａ’，３ｂ’から構成されており、たとえば図２３で示すように、楕円の軸直角断面の長径線で、すなわち被験者２の前後に分割可能となっている。分割された２つの部材３ａ’，３ｂ’は、一端側がヒンジなどで連結され、他端側がフックなどで締着され、或いは両端共フックなどで締着されてもよい。
【００８８】
したがって、必要に応じてこれらの被覆部材４，４’を着用することで、外乱磁束ＢＮをより確実に遮断し、測定精度を向上することができる。また、被測定部が頭部２１である場合に、前記被覆部材４が、いわゆるヘルメットの形状を呈していることで、被験者２は被覆部材４を被るだけで、磁気シールドを行うことができ、被覆部材４の装着が容易である。
【００８９】
前記被覆部材４，４’としては、一般に用いられているパーマロイのシールドが好適である。その場合、前記パーマロイの薄層が鋳物で成型され、水素雰囲気下で焼き鈍ますことで歪みの除かれたものが複数層積層されて該被覆部材４，４’が形成される。このため、該被覆部材４，４’は、左右に半割れや上下に分離した状態などで成型されたパーツが、接着や他の支持体によって、前記ヘルメット形状などに組上げられて構成される。
【００９０】
本発明を表現するために、上述において図面を参照しながら実施形態を通して本発明を適切且つ充分に説明したが、当業者であれば上述の実施形態を変更および／または改良することは容易に為し得ることであると認識すべきである。したがって、当業者が実施する変更形態または改良形態が、請求の範囲に記載された請求項の権利範囲を著しく逸脱するレベルのものでない限り、当該変更形態または当該改良形態は、当該請求項の権利範囲に包括されると解釈される。
【符号の説明】
【００９１】
１，１’；１ａ，１ａ’ 生体磁気計測装置
２ 被験者
２１ 頭部
２２ 目
２６ 胸部
２７ 腹部
２８ 心臓
３，３’ センサユニット
３０ 磁気センサ素子
３０１，３０２；３０１ａ，３０２ａ，３０１ｂ，３０２ｂ 磁気検出素子
３０１１ａ，３０２１ａ 磁化容易軸
３０１２ａ，３０２２ａ 磁化固定軸
３０３ 磁束集束ホーン
３０３ａ 磁化容易軸
３１，３１’ 支持体
３２ センサプラットフォームボード
３２１ 磁気センサアレイモジュール
３２２ コントローラ
３２３ ＲＡＭ
３２４ 増幅・変換回路
３２４ａ；３２４ａ１，３２４ａ２，３２４ａ３ 信号処理回路
３２４ｂ Ａ／Ｄ変換器
３３ 開口
４，４’ 被覆部材
５ 演算装置
５１ 表示装置
６ インタフェイス
６１ ＰＣＩ・バス・コントローラ
６２ コマンド変換・バッファ・コントローラ
６３ ＳＲＡＭ
６４ シリアルインタフェイスドライバ
７ ケーブル
７１ 電源線
７２ 信号線
１０１ 強磁性体
１０２，１０３ 磁化容易軸
１１１ 圧電材料
１１２ 検出電極
１１３ 駆動電極
Ｂ 検出磁束
ＢＮ 外部磁束
ＢＳ 信号磁束
【技術分野】
【０００１】
本発明は、脳磁計測に代表される生体磁気計測などのために用いられる磁気センサおよびそれを用いる生体磁気計測装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
前記脳磁計測に代表される生体磁気計測に使用できるほど高感度な磁気センサは、ＳＱＵＩＤ（Superconducting QUantum Interference Device：超伝導磁束量子干渉計）が、現在唯一であり、１０−１５Ｔ程の感度が実用レベルで実現されて、脳磁計や脊髄磁場などを診断する装置が既に実用化されている。
【０００３】
前記ＳＱＵＩＤの概略的な測定メカニズムは、位相の異なる超伝導体を障壁層を介して接合（Josephson接合）すると、それらの超伝導体間にトンネル電流が流れ、そのトンネル電流は、接合面内を貫く磁束が磁束量子の整数倍のとき弱め合い、それ以外のとき強め合うというFraunhofer型の量子干渉効果を利用するものである。このような性質をJosephson効果と称し、１個以上のJosephson接合を超伝導ループでつないだデバイスを、前記ＳＱＵＩＤと称する。
【０００４】
そして、現在のところ実用化されているほとんどのＳＱＵＩＤ素子はニオブ（Ｎｂ）で作られており、ＳＱＵＩＤ素子として働かせるためにはこのニオブを上述のように超伝導状態にする必要があり、ニオブの超伝導転移温度が９．２Ｋであることから、液体ヘリウムでの冷却が必要となる。その為、実際の測定に際しては、ポットに液体ヘリウムを循環させて１０Ｋ程の低温に冷却する一方、そのポットの底にある凹面内には前記ＳＱＵＩＤ素子を多数並べて固定しておき、その凹面に被験者の頭を入れて測定に供している。
【０００５】
このようなＳＱＵＩＤセンサおよびそれを用いた脳磁計測装置として、特許文献１〜５などが提案されている。特に特許文献１で示されるように、ＳＱＵＩＤは、液体ヘリウムによる冷却のため、冷凍機等、磁気センサ以外の付帯設備が多く、装置が高価であるとともに、スペースも嵩み、しかも高価なヘリウムガスが蒸散で消耗するので、ランニングコストも大変高いといった問題がある。また、前記Josephson素子の故障時には、一旦前記液体ヘリウムの抜き取りが必要になるなど、メンテナンスの負担も大きい。
【０００６】
一方、センサ部分の構造としては、Josephson素子を用いたＳＱＵＩＤ部分に生体磁場による発生電流を導くための直径２ｃｍほどの検出コイルを、液体ヘリウムを入れるポットの底面に配置する構造となるので、検出素子をアレイ状にした場合はポットも含めて非常に大きな検出部が形成される。このような大きな構成のため、検出素子数を多くしようとしても、脳や心臓の周りには、せいぜい２００〜３００個程度しか並べることができず、生体磁場検出の空間分解能を高めることはできないという問題がある。
【０００７】
また、前記ポットは、被検者の頭に柔軟に沿う構造ではなく、単に硬い凹面部に頭を入れるだけの構造であるので、頭皮と凹面とは密着できず、隙間を生じる。しかも、凹面に頭が密着したとしても、冷却されているセンサと頭部との断熱のために、３〜４ｃｍもの真空断熱層の厚みがあり、その分、ＳＱＵＩＤセンサは被検査部位から離れる。したがって、ＳＱＵＩＤセンサは、単体では磁気感度が高いにも関わらず、被検査部位から離れて配置されているためセンサに入る磁場が弱くなり、かつ、隣接する磁場が交錯して１つのＳＱＵＩＤに入力されるので、これによってさらに、位置分解能が大きく低下するという問題がある。さらにまた、計測毎に姿勢が変わったり、計測中に体動があると、脳とＳＱＵＩＤセンサとの位置関係が変わってしまい、大きな計測誤差の発生要因となるので、被験者に静止を要求するという問題もある。
【０００８】
一方、常温で微弱な磁気計測のできるＭＩ（磁気インピーダンス）素子を用いた心磁界計測の例が、非特許文献１で示されている。このような手法を用いると、センサの冷却が不要となるので、ＳＱＵＩＤのような制約がなくなり、直接人体にこれらの素子を密着させることが可能になる。密着することで位置ずれを回避でき、位置分解能の向上が達成され、かつ断熱層が不要になることから、近接しての測定が可能になり、隣接する磁場が交差する前のより位置分解能の高い状態でかつ強い磁場での計測も可能となる。こうして、測定装置としての分解能の向上を達成することができる。
【０００９】
なお、本件明細書で言う「常温」とは、冷媒を使わないことを意味し、全く冷却装置を持たない場合だけでなく、ペルチェ素子などを使った簡素な空冷装置を使った場合を含み、検出素子の使用環境が室温であることを意味する。したがって、いわゆる高温超伝導領域（−１９６℃前後）は含まないものとする。また、本件明細書で言う「高感度」とは、１ｐＴ（１０−１２Ｔ）以下の微弱な磁気を検出する能力を有すること、または生体磁気の計測を可能とする感度を有していることを意味する。
【先行技術文献】
【特許文献】
【００１０】
【特許文献１】特開２０００−１９３３６４号公報
【特許文献２】特開２００４−６５６０５号公報
【特許文献３】特開２００７−１７２４８号公報
【特許文献４】特開平２−４０５７８号公報
【特許文献５】特開平３−１８３９号公報
【非特許文献】
【００１１】
【非特許文献１】”A Measurement of Magnetocardiogram(MCG) by Planar Type Sensor using CoNbZr FILM”Y.Ohtomo,S.Yabukami,K.Kato,T.Ozwa and I,Arai(Journal of Magnetics Society of Japan Vol.33,No.3,2009)
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【００１２】
しかしながら、前記ＳＱＵＩＤが用いられる脳磁計や心磁計などの微弱な生体磁気（地磁気の百万〜１億分の１の磁場）の検出において、特に検出素子入力の初段検出部にこのような環境磁場を低減する工夫が重要かつ必要であり、このような工夫無くして実用的な生体磁気計測は不可能である。検出素子が高感度であるほど、入力初段の検出部でのノイズ除去が高いＳＮ比を確保する上で非常に重要である。
【００１３】
本発明の目的は、入力初段で環境磁場を効率良く低減してＳＮ比を向上することができる磁気センサおよびそれを用いる生体磁気計測装置を提供することである。
【課題を解決するための手段】
【００１４】
本発明の磁気センサは、強磁性体を用い、相互に等しい一対の磁気検出素子と、出力端とを有する磁気センサであって、前記一対の磁気検出素子は、その磁化容易軸の方向が検出磁束に対して直交し、かつ互いの磁化容易軸が直交するように、前記検出磁束の方向に互いに間隔を開けて配置され、前記出力端は、前記一対の磁気検出素子の検出結果の差分を得ることを特徴とする。
【００１５】
上記の構成によれば、生体内に生じた微弱電流などによる微弱な磁束を計測する磁気センサにおいて、常温域で計測が可能な、たとえばＴＭＲ（トンネル磁気抵抗）素子、ＧＭＲ（巨大磁気抵抗）素子、或いはＭＩ（磁気インピーダンス）素子などの強磁性体を用いる磁気検出素子を、２つを一対で使用する。そして、その２つの磁気検出素子が、検出磁束の方向（生体の場合、生体表面から遠ざかる方向）に互いに間隔を開けて積層され、前記検出磁束に対して磁化容易軸の方向が略直交しており、かつ互いの磁化容易軸が直交するように配置される。すなわち、生体の場合、該生体の内部で発生された検出磁束は、生体表面に対して略垂直に外部に放射され、前記磁気検出素子の磁化容易軸は、前記生体表面と平行に設けられることになる。ただし、前記２つの磁気検出素子の磁化容易軸は、前記生体表面と平行な面内で、互いに直交するように設けられる。一方、該磁気センサの出力は、前記２つの磁気検出素子の検出結果の差分とする。
【００１６】
ここで、前記生体等、微弱な磁束の発生源が発生する検出磁束は、その表面から比較的近い位置で磁束のループを形成し、表面から比較的近い方の磁気検出素子は通過しても、前記ループによって比較的遠い方の磁気検出素子を通過する磁束の割合が少なくなる。これに対して、地磁気や環境磁場などの生体外の環境などによる比較的大きな磁束（ノイズ）は、前記２つの磁気検出素子を、ほぼ共通に通過する。したがって、出力端で前記２つの磁気検出素子の検出結果の差分を取ることで、入力初段で環境磁場（ノイズ）を効率良く低減してＳＮ比を向上することができる。こうして、強磁性体を用いた常温磁気検出素子から成る該磁気センサでは、低コストかつ高感度に、微弱な磁束を測定することができる。
【００１７】
また、本発明の磁気センサでは、前記磁気検出素子は、トンネル磁気抵抗素子であることを特徴とする。
【００１８】
上記の構成によれば、液化ガスによる冷却を行わず、常温域で微弱な磁気計測が可能な磁気検出素子としてトンネル磁気抵抗素子を用いることで、より高感度化することができる。
【００１９】
さらにまた、本発明の磁気センサでは、前記磁気検出素子は、磁気インピーダンス素子であることを特徴とする。
【００２０】
上記の構成によれば、常温域で微弱な磁気計測が可能な磁気検出素子として磁気インピーダンス素子を用いることで、構造を簡略化することができる。
【００２１】
また、本発明の磁気センサでは、前記一対の磁気検出素子における検出磁束方向の間隔は、０．５〜２０ｍｍであることを特徴とする。
【００２２】
上記の構成によれば、前記磁気検出素子がトンネル磁気抵抗素子または磁気インピーダンス素子である場合、磁束は強磁性体の中を通るので、ＳＱＵＩＤのような真空中を通る場合に比べて、減衰は１／２０００程度となる。したがって、２つの磁気検出素子が近接し過ぎると、該２つの磁気検出素子を通過する検出磁束も略等しくなる。
【００２３】
そこで前記２つの磁気検出素子の検出磁束方向の間隔を前記０．５〜２０ｍｍとすることで、検出磁束に対して良好な感度を得ることができる。
【００２４】
さらにまた、本発明の磁気センサは、相互に等しい一対の磁気検出素子と、出力端とを有する磁気センサであって、各磁気検出素子は、圧電素子と、前記圧電素子によって検出磁束中で振動されて起電力を得る導体とを備える圧電センサ式のセンサから成り、前記一対の磁気検出素子は、前記検出磁束の方向に互いに間隔を開けて配置され、前記出力端は、前記一対の磁気検出素子の検出結果の差分を得ることを特徴とする。
【００２５】
上記の構成によれば、生体内に生じた微弱電流などによる微弱な磁束を計測する磁気センサにおいて、常温域で計測が可能な圧電振動方式の磁気検出素子を、２つを一対で使用する。前記圧電振動方式の磁気検出素子は、圧電素子によって導体を検出磁束中で振動させて起電力を得るものである。そして、その２つの磁気検出素子が、検出磁束の方向（生体の場合、生体表面から遠ざかる方向）に互いに間隔を開けて積層される。すなわち、生体の場合、該生体の内部で発生された検出磁束は、生体表面に対して略垂直に外部に放射され、前記導体は、前記生体表面と平行に設けられることになる。そして、該磁気センサの出力は、前記２つの磁気検出素子の検出結果の差分とする。
【００２６】
ここで、前記生体等、微弱な磁束の発生源が発生する検出磁束は、その表面から比較的近い位置で磁束のループを形成し、表面から比較的近い方の磁気検出素子は通過しても、前記ループによって比較的遠い方の磁気検出素子を通過する磁束の割合が少なくなる。これに対して、地磁気や環境磁場などの生体外の環境などによる比較的大きな磁束（ノイズ）は、前記２つの磁気検出素子を、ほぼ共通に通過する。したがって、出力端で前記２つの磁気検出素子の検出結果の差分を取ることで、入力初段で環境磁場（ノイズ）を効率良く低減してＳＮ比を向上することができる。こうして、常温域で微弱な磁気計測が可能な磁気検出素子として圧電センサ式のセンサを用いることで、構造を簡略化することができる。
【００２７】
また、本発明の磁気センサでは、前記検出磁束は、生体内に生じた微弱電流によるものであることを特徴とする。
【００２８】
上記の構成によれば、従来の生体内の微弱電流の測定装置であるＳＱＵＩＤのような液化ガスによる冷却が不要で、かつ磁気検出素子が直接磁束を検出するので、ピックアップコイルが不要となり、コストやスペースを大幅に削減することができるとともに、メンテナンス作業も格段に軽減することができる。また、前記ＳＱＵＩＤで必要な断熱部材が不要になり、センサと生体との距離を近付け、該ＳＱＵＩＤで見られるような位置ずれの発生を抑えることができるとともに、磁束の交差も最小限に抑えられ、さらにセンサが小型で多数のセンサを設けることが可能になるので、位置分解能を向上することもできる。さらにまた、前記ＳＱＵＩＤのような部屋全体を磁気シールドするのではなく、被測定部周辺のみをシールドすればよく、磁気シールドのコストも格段に削減することができるとともに、測定に係る自由度を向上することができる。
【００２９】
さらにまた、本発明の磁気センサでは、積層される前記一対の磁気検出素子の内、生体側の磁気検出素子の生体側に、強磁性体から成り、前記検出磁束に対して磁化容易軸の方向が平行であり、かつ生体側に拡径して形成される磁束集束ホーンをさらに備えることを特徴とする。
【００３０】
上記の構成によれば、前記磁気検出素子がトンネル磁気抵抗素子や磁気インピーダンス素子である場合、該磁気検出素子は板状に形成され、前記生体からの検出磁束に対して、前述のように磁化容易軸の方向を直交させると、前記の板を生体上に立設させることになり、磁束は板の厚み部分からしか取り込めなくなる。また、前記磁気検出素子が圧電センサである場合は、駆動用の大面積の圧電素子に比べて磁束検出用の導体の面積は非常に小さい。このため、生体側に磁束集束ホーンを設けることで、生体表面からの磁束を飛躍的に多く取り込むことができる。
【００３１】
また、本発明の生体磁気計測装置は、生体に被着される複数の前記の磁気センサと、前記各磁気センサの測定結果から、前記生体内に生じた微弱電流に関する情報を収集する計測装置本体と、前記生体に被着された磁気センサ上を覆い、外部磁場からシールドする被覆部材とを含むことを特徴とする。
【発明の効果】
【００３２】
本発明の磁気センサおよびそれを用いる生体磁気計測装置は、入力初段で環境磁場（ノイズ）を効率良く低減してＳＮ比を向上することができる。
【図面の簡単な説明】
【００３３】
【図１】本発明の実施の一形態に係る生体磁気計測装置の使用状態を模式的に示す図である。
【図２】本発明の実施の他の形態に係る生体磁気計測装置の使用状態を模式的に示す正面図である。
【図３】前記生体磁気計測装置の電気的構成を示すブロック図である。
【図４】図３におけるインタフェイスの電気的構成を示すブロック図である。
【図５】センサプラットフォームボードの電気的構成を示すブロック図である。
【図６】被験者の頭部のＭＲＩ画像に位置マーカによるマーキング位置を重ね合わせて示す図である。
【図７】被験者の頭部の外形状を把握するための位置マーカの図である。
【図８】前記頭部の外形状を示す各位置マーカと、測定された電流の発生源（患部位置）ならびに向きおよび大きさを示すベクトルとを合成した脳磁図を示す図である。
【図９】本発明に係る磁気センサ素子の概念を模式的に示す斜視図である。
【図１０】トンネル磁気抵抗素子における磁化容易軸の回転について説明するための図である。
【図１１】図９で示す磁気センサ素子が、トンネル磁気抵抗素子または磁気インピーダンス素子の場合の磁気センサ素子の１素子の具体的構成を示す斜視図である。
【図１２】図１１で示す磁気センサ素子を実際の磁気センサに適用した場合の構造を示す図である。
【図１３】図１１で示す磁気センサ素子を実際の磁気センサに適用した場合の他の構造を示す図である。
【図１４】磁気検出素子としてトンネル磁気抵抗素子を用いた場合における信号処理回路の具体的な一構成例のブロック図である。
【図１５】磁気検出素子として磁気インピーダンス素子を用いた場合における信号処理回路の具体的な一構成例のブロック図である。
【図１６】図１５の等価回路である。
【図１７】圧電振動方式のセンサの原理を説明するための斜視図である。
【図１８】図９で示す磁気センサ素子が、圧電振動方式のセンサである場合の磁気センサ素子の１素子の具体的構成を示す斜視図である。
【図１９】図１８で示す磁気センサ素子を実際の磁気センサに適用した場合の構造を示す図である。
【図２０】図１８で示す磁気センサ素子を実際の磁気センサに適用した場合の他の構造を示す図である。
【図２１】磁気検出素子として圧電振動方式の素子を用いた場合における信号処理回路の具体的な一構成例のブロック図である。
【図２２】本発明の実施のさらに他の形態に係る生体磁気計測装置の使用状態を模式的に示す断面図である。
【図２３】本発明の実施のさらに他の形態に係る生体磁気計測装置の使用状態を模式的に示す断面図である。
【発明を実施するための形態】
【００３４】
（実施の形態１，２）
図１は、本発明の実施の一形態に係る生体磁気計測装置１の使用状態を模式的に示す図である。本実施の形態の生体磁気計測装置１は、被験者２の頭部２１から発せられる磁気を計測して脳磁図を得るものとする。詳しくは、この生体磁気計測装置１は、脳の神経細胞が興奮したときに流れる電流から生じる磁場を測定し、たとえばてんかんの発作がどこで起っているか、脳の手術でどこまで（細胞が死んでいて）切除してよいかなどを判定するために用いられる。
【００３５】
この生体磁気計測装置１では、被験者２の頭部２１には、センサユニット３が被せられる。センサユニット３は、非磁性の材料で、いわゆる目出し帽（頭巾、バラクダ）型に形成される支持体３１に、多数のセンサプラットフォームボード３２が並べて搭載されて成る。これにより、前記支持体３１の表裏何れかの面上に、多数のセンサプラットフォームボード３２が、所定の間隔で分布することとなる。そして、支持体３１の内面を頭部２１の表面に沿って押し当てるようにして、センサユニット３が被験者２の頭部２１に被せられることで、前記頭部２１の表面から等間隔に（密着或いは支持体３１の厚みを介して）、前記センサプラットフォームボード３２のセンサ面が沿うことになる。前記センサプラットフォームボード３２は、液化ガスによる冷却を必要とせず、常温域で、微弱な磁気計測が可能な、後述の各種の磁気センサ素子の集合体である。
【００３６】
前記支持体３１における被験者２の目２２部分の開口３３は、被験者２の心的影響等を考慮したもので、測定部位などの事情によっては、特に設けられなくてもよい。その場合、前頭部、後頭部および側頭部のほか、顔面部から発せられる脳磁気を計測することも可能となる。
【００３７】
図２は、本発明の実施の他の形態に係る生体磁気計測装置１’の使用状態を模式的に示す正面図である。本実施の形態の生体磁気計測装置１’は、被験者２の胸部２６や腹部２７から発せられる磁気を計測するものである。被測定部が胸部２６の場合には、心臓２８の筋電位（収縮のパルス）を測定し、たとえばその測定結果をＣＴやＭＲＩなどと重ねることで、心臓２８の動作に異常が無いか確認することができる。また、被測定部が腹部２７の場合には、安静時の妊婦の胎児の心臓から発生する磁場などを計測でき、胎児の心臓の動きが分り、出産前検査などに用いることができ、或いは、脊髄の損傷を確認することができる。
【００３８】
そのため、センサユニット３’は、腹巻き状の支持体３１’の表裏何れかの面上に、多数のセンサプラットフォームボード３２が、所定の間隔で配置されて構成される。椅子に座った状態や立った状態など、被験者２の上体を起こして測定を行う場合は、支持体３１‘に、肩紐状の固定具３４が設けられ、ずり落ちないように構成して、生体との密着を高めることも好ましい。
【００３９】
図３は、上述のように構成される生体磁気計測装置１，１’の電気的構成を示すブロック図である。これらの生体磁気計測装置１，１’は、前記センサユニット３，３’と、演算装置５と、インタフェイス６とを備えて構成される。演算装置５は、パーソナルコンピュータなどから成り、センサユニット３，３’と、インタフェイス６を介して接続される。センサユニット３，３’とインタフェイス６との間は、ケーブル７で接続されており、ケーブル７の届く範囲でセンサユニット３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。ケーブル７は、電源線７１と、信号線７２とを備えている。
【００４０】
図４は、インタフェイス６の電気的構成を示すブロック図である。インタフェイス６は、ＰＣＩ・バス・コントローラ６１と、コマンド変換・バッファ・コントローラ６２と、ＳＲＡＭ６３と、シリアルインタフェイスドライバ６４とを備えて構成される。ＰＣＩ・バス・コントローラ６１は、演算装置５とコマンド変換・バッファ・コントローラ６２との間の通信を行う。コマンド変換・バッファ・コントローラ６２は、演算装置５からのコマンドを各センサユニット３へ送信するとともに、各センサユニット３からシリアル信号で送信されてきた計測結果を適宜展開し、ＳＲＡＭ６３に書込んでゆくとともに、演算装置５からの読出し要求に応えて、ＳＲＡＭ６３の記憶内容を読出して演算装置５へ送信する。シリアルインタフェイスドライバ６４は、コマンド変換・バッファ・コントローラ６２と、各センサプラットフォームボード３２との間の通信を行う。
【００４１】
図５は、各センサプラットフォームボード３２の電気的構成を示すブロック図である。センサプラットフォームボード３２には、アレイ状に配列された数ｍｍ角の磁気センサ素子を複数個含む磁気センサアレイモジュール３２１，３２１，・・・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。そして、このセンサプラットフォームボード３２にはまた、コントローラ３２２と、ＲＡＭ３２３と、増幅・変換回路３２４，３２４，・・・とを備える。増幅・変換回路３２４は、磁気センサアレイモジュール３２１毎に設けられ、磁気センサアレイモジュール３２１と１対１で接続されている。増幅・変換回路３２４は、磁気センサアレイモジュール３２１からの出力信号の増幅などを行う後述の信号処理回路３２４ａと、前記信号処理回路３２４ａの出力をデジタル信号に変換してコントローラ３２２に入力するＡ／Ｄ変換器３２４ｂとを有する。ＲＡＭ３２３は、コントローラ３２２に入力された情報やコントローラ３２２が演算した情報を記憶する記憶装置である。
【００４２】
コントローラ３２２は、演算装置５からのコマンドを受信して計測を開始し、磁気センサアレイモジュール３２１を稼動し、その出力信号を順次増幅・変換回路３２４を介して取込み、ＲＡＭ３２３に記憶してゆく。その後、コントローラ３２２は、適宜のタイミングで（演算装置５からのポーリングに応答したり、各コントローラ３２２に予め定められている時刻に）、択一的に前記磁気センサアレイモジュール３２１の出力信号を、所定のフォーマットによるシリアル通信で、信号線７２を介して演算装置５に送出する。
【００４３】
計測装置本体である演算装置５は、前記各磁気センサアレイモジュール３２１の出力信号から、前記生体内に生じた微弱電流に関する情報、たとえば発生位置から、流れた位置や大きさなどの情報を収集する。その後、ＣＴやＭＲＩ等により得られた被験者２の頭部２１や胸部２６の立体トモグラフ情報に対して、各磁気センサアレイモジュール３２１の生体（被験者２の頭部２１や胸部２６）上での被着位置と脳磁や心磁の強度の計測結果とを重ねることにより、被験者２の脳や心臓２８における磁場信号分布を明確に対応付けることができる。その重ね合わせには、複数の位置マーカを用いることが、高い位置精度を得るには必要である。
【００４４】
具体的には、各磁気センサアレイモジュール３２１の前記被着位置は、磁気センサアレイモジュール３２毎に演算装置５で認識されていることが必要であるが、人為的に各磁気センサアレイモジュール３２１を予め定められた被着位置に被着するか、または、生体上に各磁気センサアレイモジュール３２１を被着した上でその被着位置を計測して演算装置５に入力すればよい。
【００４５】
その磁気センサアレイモジュール３２１の生体（頭部２１や胸部２６）上での位置計測には、３次元計測装置を用いることが好ましい。そして、その３次元測定結果と、ＣＴ画像やＭＲＩ画像との対応付けを行うために、アライメント用の前記マーカが生体（頭部２１や胸部２６）における診断の邪魔にならない箇所に２〜３個取付けられ、その場所が前記光学式３次元計測装置やＣＴ、ＭＲＩなどで予め測定される。図６には、前記頭部２１のＭＲＩ画像に前記位置マーカによるマーキング位置ＭＫを、重ね合わせて示す。
【００４６】
一方、この位置マーカは、前記センサユニット３，３’でも認識される必要があり、具体的な位置マーカとして、小さなコイルのシールを用いることができる。そして、磁気計測中にマーキングの時だけこのコイルに通電して微弱な磁場を発生することで、その磁場発生位置がセンサユニット３，３’で計測されてマーキングされ、前記３次元測定結果と、ＣＴ画像などとの重ね合わせの指標にすることができる。
【００４７】
さらに、前記磁気計測の際には、前記位置マーカと同様のコイルから成る位置マーカが、頭部２１や胸部２６の外形状の把握が可能になる十数〜数十個程度、要所に取付けられて、該生体磁気計測装置１で磁気計測が行われ、その計測開始または終了時に演算装置５などによって前記各位置マーカに順次通電され、磁場発生位置を捉えることで、前記外形状を把握することができる。これにより、脳磁図や心磁図が描けるようになる。図７は、前記被験者２の頭部２１の外形状を把握するための位置マーカの図である。以上の非常に簡単なステップで、断層３次元画像と、脳磁図や心磁図との重ねあわせが可能になり、高位置精度で脳機能や心機能の解析が可能になる。
【００４８】
ここで、ＭＲＩ画像やＣＴ画像の重ね合わせは、位相限定相関法（ＰＯＣ）を３次元に拡張することで行うことができる。すなわち、画像中に骨が含まれるボクセルを基準点とし、その基準点を３次元ブロックマッチングによってサブボクセル精度で対応付けを行うことで、高速高精度な位置合わせを行うことができる。このような手法は、「３次元位相限定相関法に基づく高精度ボリュームレジストレーション」、田島裕一郎他 ＦＩＴ ２００９ 頁:95-102 特殊号:講演論文集 第２分冊に詳しく示されている。
【００４９】
一方、本実施の形態では、マーキングの手順を拘束するものではなく、各磁気センサアレイモジュール３２１の位置と断層写真の位置とを画像計測するなど、他の方法で重ね合わせる場合においても適用可能である。たとえば、他の実施の形態として、前記３次元計測装置を用いない場合には、透視効果の高いＣＴスキャンなどで、磁気センサアレイモジュール３２１の位置と生体（頭部２１や胸部２６）の位置とを同時に計測することで、前記位置計測を行うことができる。そのような実施の形態では、ＣＴスキャン情報に磁気センサアレイモジュール３２１もしくはセンサプラットフォームボード３２の情報が得られるので、センサと生体との位置計測と、以下の生体磁気計測とを連続的に行うことで、正確な３次元情報として情報をリンクできる。
【００５０】
こうしてマーカ位置が計測されると、実際の生体磁気計測が開始され、先ず、生体磁気計測装置１，１’全体に電源が投入され、各磁気センサアレイモジュール３２１にも電流が印加される。これによって、被験者２の頭部２１や胸部２６から発生される磁束の影響を受けて、前記磁気センサアレイモジュール３２１中の各磁気センサ素子から出力信号が導出される。
【００５１】
次に、オペレータにより、演算装置５に計測実行コマンドが入力される。すると、演算装置５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３２に送出する。各センサプラットフォームボード３２にあっては、計測実行コマンドをコントローラ３２２が受信する。コントローラ３２２は、増幅・変換回路３２４を介して、デジタル化された各磁気センサアレイモジュール３２１からの出力信号を受け、これを各磁気センサアレイモジュール３２１のアドレス情報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５に送出する。
【００５２】
演算装置５は、各コントローラ３２２からの生体磁気計測情報を解析して、被検者２の頭部２１や胸部２６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や心磁図を演算し、画像情報化して表示装置５１に出力する。また、演算装置５は、生体磁気計測情報の画像と、前述の被検者２の頭部２１や胸部２６のＭＲＩ画像や外形の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５１に表示出力する。図８には、前記頭部２１の外形状を示す各位置マーカと、測定された電流の発生源（患部位置）ならびに向きおよび大きさを示すベクトルとを合成した脳磁図を示す。
【００５３】
前記計測実行コマンドは、コマンドが入力される度に演算装置５が計測を実行するものであってもよいが、計測開始コマンドと計測終了コマンドとから構成されるものでもよい。その場合、演算装置５は、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や心磁図を表示装置５１に表示することが有効である。また、生体磁気計測情報や、脳磁図や心磁図の情報、表示のために生成された画像情報は、演算装置５から読出可能に記録しておき、表示装置５１に表示や再生を可能にしておくことが好ましい。
【００５４】
上述のように構成される生体磁気計測装置１，１’において、本実施の形態では、前記磁気センサアレイモジュール３２１中の各磁気センサ素子が、前述のように、液化ガスによる冷却を必要とせず、常温域で微弱な磁気計測が可能な素子であり、以下のように構成される。図９は、本実施の形態の磁気センサ素子３０の概念を模式的に示す斜視図である。本実施の形態の磁気センサ素子３０は、相互に等しい一対の磁気検出素子３０１，３０２を有し、前記一対の磁気検出素子３０１，３０２が、検出磁束Ｂの方向に互いに間隔を開けて配置されるとともに、前記一対の磁気検出素子３０１，３０２の検出結果の差分が出力とされる。
【００５５】
（実施例１，２）
前記の磁気センサ素子３０には、先ずトンネル磁気抵抗（ＴＭＲ）素子または磁気インピーダンス（ＭＩ）素子を用いることができる。その検出原理においては、強磁性体を用いており、外部磁場を材料内に収束させて磁束密度を高め、以下に詳述するように、その強磁性体の磁化容易軸が回転するという現象を基本としている。前述の非特許文献１は、前記磁気インピーダンス素子の生体の磁気計測への適用例であるが、上述のような本発明の特徴は備えていない。
【００５６】
先ず、前記磁化容易軸の回転について説明する。スパッタなどで、図１０で示されるように、数μｍ以下の厚みに成膜されたアモルファス金属（ＣｏＮｂＺｒ）などの強磁性体１０１（図１０では、成膜に用いた基板を引き剥がしている）が、磁界１０４の中で加熱冷却されると、磁気モーメントを揃えて磁化容易軸１０２，１０３を設定することができる。検出すべき外部磁界Ｂに対して、この磁化容易軸１０２，１０３が直交する方向に配置されると、外部磁界Ｂに沿う方向へ磁化容易軸が参照符号１０２’，１０３’のように回転する。
【００５７】
この現象によって、磁気インピーダンス方式の素子では、高周波電流Ｉにおいて発生する磁界の透磁率変化による回路インピーダンスの変化から、外部磁界Ｂを検出している。図１０は、強磁性体１０１の中に高周波電流Ｉを流す方式を示しているが、高周波回路を別にして強磁性体薄膜を回路上に絶縁して貼り付ける方式もある。この場合も同様に、外部磁界Ｂによる強磁性体１０１の磁化容易軸１０２，１０３の回転により、誘導起電流が変化して高周波電流が変動することで、微弱な外部磁界Ｂが検出される。また、インピーダンス変化の検出は、直接インピーダンスを測定するのではなく、高周波電流Ｉの位相ズレをヘテロダイン検出することで行われており、これによって検出感度を向上することができる。どちらの場合の素子も、その磁化容易軸１０２，１０３が外部磁界Ｂに対して直交する向きに配置されて外部磁界Ｂを検出することで、最も感度が高くなる。
【００５８】
また、トンネル磁気抵抗方式の素子は、磁化容易軸をもった強磁性体に酸化マグネシウムやアルミナなどの数ｎｍの厚みの絶縁層を介して、磁化方向を固定した強磁性体が積層されて構成されており、両強磁性体間に電圧をかけることで、磁化固定軸と磁化容易軸との成す角度に応じて絶縁層を通るトンネル電流が大きく変動して流れ、この電流によって微小な外部磁界Ｂを検出している。前記の磁化容易軸と磁化固定軸との成す角度において、両方向が一致したときが最もトンネル電流が大きく、反対向きとなったときが最もトンネル電流が小さくなり、この１８０度の回転角でほぼ正弦波的にトンネル電流は変化する。したがって、磁化固定軸に対して磁化容易軸の向きが直交する場合が、最もトンネル電流の変化として感度良く捉えることができる。これらの磁気インピーダンス素子およびトンネル磁気抵抗素子は、板状の形態をした強磁性体の断面が透過磁束の開口部となる。
【００５９】
しかしながら、これらの強磁性体を用いた常温磁気検出素子は、小型で感度が高いとはいえ、ＳＱＵＩＤ程の検出感度には達しておらず、これを単独で直接生体磁気などの微弱な磁気検出に使うことはできない。そのため、地磁気や環境磁場などのノイズを低減することが、検出感度を相対的に高める上で特に重要となり、ノイズ低減の工夫が実使用においては不可避である。そこで本実施の形態の常温高感度磁気検出素子における、外部ノイズ磁界の除去方法を以下に詳述する。
【００６０】
前述の図９は、本発明の概念を示す模式図であり、図１１は、前記トンネル磁気抵抗素子または磁気インピーダンス素子の場合の磁気センサ素子の１素子の構成を示す斜視図である。前述のように、相互に等しい一対の磁気検出素子３０１，３０２には、強磁性体を有する磁気検出素子３０１ａ，３０２ａを用い、該一対の磁気検出素子３０１ａ，３０２ａは、検出磁束Ｂと平行に、さらにその磁化容易軸３０１１ａ，３０２１ａの方向が前記検出磁束Ｂと直交し、かつ互いの磁化容易軸３０１１ａ，３０２１ａが直交するように、前記検出磁束Ｂの方向に互いに間隔を開けて配置される。さらにまた、前記磁化容易軸３０１１ａ，３０２１ａに対して、磁化固定軸３０１２ａ，３０２２ａは、検出磁束Ｂを最も感度良く検出するために、直交して、すなわち該磁化固定軸３０１２ａ，３０２２ａが検出磁束Ｂと平行に設けられる。図１１では、磁化固定軸３０１２ａ，３０２２ａの方向は、互いに逆向きとなっているが、同じ方向でもよい。
【００６１】
こうして、磁気検出素子３０１ａ，３０２ａが検出磁束Ｂと略平行に、かつその磁化固定軸３０１２ａ，３０２２ａも検出磁束Ｂと略平行に配置されることで、外部からのノイズとして、地磁気などの広範に均等に到来する環境磁場（外部磁束）ＢＮがあると、両磁気検出素子３０１ａ，３０２ａの磁化固定された強磁性体にはそれぞれほぼ等しい数の磁束（図では各５本）が入力する。ここで、前述のように磁化固定軸３０１２ａ，３０２２ａの方向は一致しているが向きは逆となっていることで、誘導起電流やトンネル電流の変化量はそれぞれの検出素子間で逆向きかつ同じ大きさとなる。したがって、センサ出力端に２つの磁気検出素子３０１ａ，３０２ａを直列に接続して出力を加算すれば、その抵抗平均値はほぼ一定となり、出力電流はほとんど変わらない。なお、磁化固定軸３０１２ａ，３０２２ａの向きを同じにした場合、両磁気検出素子３０１ａ，３０２ａの外部ノイズ磁場ＢＮによる電流変化が同じ向きに現れるので、この場合は両磁気検出素子３０１ａ，３０２ａの出力電流の差動をとって検出電流とすれば、ゼロとなって外部ノイズ磁場ＢＮの影響をキャンセルすることができる。
【００６２】
これに対して、検出すべき信号磁束ＢＳは、生体に近い方の磁気検出素子３０１ａに磁束（図では９本）を吸収され、透磁路の出口で発散する。その直後にある生体から遠い方の磁気検出素子３０２ａには、発散した磁束の一部のみ（図では１本）が吸収されるだけなので、両磁気検出素子３０１ａ，３０２ａ間の出力電流には大きな差を生じる。したがって、これらの加算をとっても差動をとっても、信号電流として検出することができる。
【００６３】
そして、磁気検出素子３０１ａ，３０２ａ間では、磁束の入力面（磁化固定軸３０１２ａ，３０２２ａ）を直交する配置とすることで、磁気感度を最大にすることができる。すなわち、生体から遠い方の磁気検出素子３０２ａにおいて、近い方の磁気検出素子３０１ａに重ならない部分では、磁路を形成する部材が無いために生体からの微弱な磁束ＢＳが届かず、前記磁気検出素子３０１ａとの差分が顕著に現れるためである。
【００６４】
また、２つの磁気検出素子３０１ａ，３０２ａにおける検出磁束Ｂ方向の間隔は、０．５〜２０ｍｍであることが好ましい。これは、該磁気検出素子３０１ａ，３０２ａがトンネル磁気抵抗素子または磁気インピーダンス素子である場合、磁束Ｂは強磁性体の中を通るので、ＳＱＵＩＤのような真空中を通る場合に比べて、減衰が１／２０００程度に少なくなり、該２つの磁気検出素子３０１ａ，３０２ａが近接し過ぎると、該２つの磁気検出素子３０１ａ，３０２ａを通過する検出磁束が略等しくなるためである。そこで前記のように２つの磁気検出素子３０１ａ，３０２ａの検出磁束Ｂ方向の間隔を前記０．５〜２０ｍｍとすることで、検出磁束Ｂに対して、さらに良好な感度を得ることができる。
【００６５】
こうして、液化ガスによる冷却を行わず、常温域で微弱な磁気計測が可能な前記磁気検出素子３０１ａ，３０２ａとして、トンネル磁気抵抗素子を用いることで、より高感度化することができ、また磁気インピーダンス素子を用いることで、構造を簡略化することができる。
【００６６】
そして、前記トンネル磁気抵抗素子または磁気インピーダンス素子を用いる磁気検出素子３０１ａ，３０２ａは、実際の前記磁気センサ３０への適用にあたって、図１２で示すように、ゴムなどの生体に密着し、非磁性の材料から成る柔軟な支持体３１に、相互に直交するように積層して埋め込まれる。そして、数ｍｍ角の一対の磁気検出素子３０１ａ，３０２ａが、適宜複数対組み合わせられて、前記磁気センサアレイモジュール３２１を構成する。したがって、各磁気検出素子３０１ａ，３０２ａと頭皮との位置関係は、柔軟な支持体３１によって密着されているので、体動によって動くことはなく、一度マーキング検出するだけで、得られた脳磁診断情報などをＭＲＩなどによる頭部立体トモグラフ画像に精度良く重ねることができる。また、被験者２１が、センサユニット３を装着すると、柔軟な支持体３１で覆われ、その沈み込みにより、センサプラットフォームボード３２が頭部２１に密着される。
【００６７】
好ましくは、図１３で示すように、積層される前記一対の磁気検出素子３０１ａ，３０２ａの内、生体側の磁気検出素子３０１ａの生体側に、強磁性体から成り、前記検出磁束Ｂに対して磁化容易軸３０３ａの方向が平行であり、かつ生体側に拡径して形成される磁束集束ホーン３０３をさらに備えることである。
【００６８】
このように構成することで、前記磁気検出素子３０１ａ，３０２ａがトンネル磁気抵抗素子や磁気インピーダンス素子である場合、該磁気検出素子３０１ａ，３０２ａは板状に形成され、前記生体からの検出磁束Ｂに対して、前述のように磁化容易軸３０１１ａ，３０２１ａの方向を直交させると、前記の板を生体上に立設させることになり、磁束Ｂは板の厚み部分からしか取り込めなくなるのに対して、生体側に前記磁束集束ホーン３０３を設けることで、生体表面からの磁束ＢＳを飛躍的に多く取り込むことができる。
【００６９】
図１４は、常温域で微弱な磁気計測が可能な前記磁気検出素子３０１ａ，３０２ａとして、トンネル磁気抵抗素子を用いた場合における前記信号処理回路３２４ａの具体的な一構成例である信号処理回路３２４ａ１のブロック図である。磁気検出素子３０１ａ，３０２ａとしてトンネル磁気抵抗素子を用いる場合には、信号処理回路３２４ａ１は、各トンネル磁気抵抗素子（３０１ａ，３０２ａ）のトンネル電流をオペアンプＯＰ１，ＯＰ２でそれぞれ電圧変換し、各オペアンプＯＰ１，ＯＰ２の出力をオペアンプＯＰ３によって差動増幅して、センサ出力端である該オペアンプＯＰ３の出力端から、差動電圧出力を得ることができる。
【００７０】
これによって、前述のように、地磁気などの遠方からの環境磁界ＢＮは同相のトンネル電流変化となるので、キャンセルされて出力に表れないのに対して、信号磁界ＢＳは２つのトンネル磁気抵抗素子（３０１ａ，３０２ａ）で透過量が異なるので、両素子の出力の差動を取ることで、出力信号に残すことができる。こうして、前記信号処理回路３２４ａ１は、ノイズ磁界ＢＮをキャンセルした高いＳＮ比を有する信号電圧を得ることができる。
【００７１】
また、図１５は、常温域で微弱な磁気計測が可能な前記磁気検出素子３０１ａ，３０２ａとして、磁気インピーダンス素子を用いた場合における前記信号処理回路３２４ａの具体的な一構成例である信号処理回路３２４ａ２のブロック図である。また、図１６には、この図１５の等価回路を示す。磁気検出素子３０１ａ，３０２ａとして磁気インピーダンス素子を用いる場合には、信号処理回路３２４ａ２の高周波発振器ＯＳ１からの高周波が、上下の各磁気インピーダンス素子（３０１ａ，３０２ａ）の回路に、同位相・同振幅で入力される。各磁気インピーダンス素子（３０１ａ，３０２ａ）は、近接平行回路であることと、強磁性材料がシールドするので、該回路からの電磁放射は少ない。そして、図１６のブリッジ回路で示すように、両素子間でのインピーダンスＲｘ１，Ｒｘ２に差があるときに、電圧差と位相差とが発生し、該信号処理回路３２４ａ２の出力として、検出回路Ｍ１で検出し、その出力端から出力することができる。
【００７２】
以上のように、本実施例の磁気センサである磁気検出素子３０１ａ，３０２ａは、生体内に生じた微弱電流による微弱な磁束を計測するために、特に液化ガスによる冷却を行わず、常温域で計測が可能で、強磁性体を用いるトンネル磁気抵抗素子または磁気インピーダンス素子を、２つを一対で使用する。そして、その２つの磁気検出素子３０１ａ，３０２ａは、検出磁束Ｂの方向に互いに間隔を開けて積層され、その積層状態は、前記検出磁束Ｂに対して磁化容易軸３０１１ａ，３０２１ａの方向が略直交に、かつ互いの磁化容易軸３０１１ａ，３０２１ａが直交するように配置される。さらに、該磁気センサの出力として、前記２つの磁気検出素子３０１ａ，３０２ａの検出結果の差分を用いる。
【００７３】
したがって、前記生体が発生する微弱な検出磁束ＢＳは、生体の表面から比較的近い位置で磁束のループを形成し、表面から比較的近い方の磁気検出素子３０１ａは通過しても、前記ループによって比較的遠い方の磁気検出素子３０２ａを通過する磁束の割合が少なくなる。これに対して、地磁気や環境磁場などの生体外の環境などによる比較的大きな磁束（ノイズ）ＢＮは、前記２つの磁気検出素子３０１ａ，３０２ａを、ほぼ共通に通過する。これによって、該磁気センサの出力として、前記のように２つの磁気検出素子３０１ａ，３０２ａの検出結果の差分を用いることで、入力初段で環境磁場（ノイズ）ＢＮを効率良く低減してＳＮ比を向上することができる。こうして、強磁性体を用いた常温磁気検出素子３０１ａ，３０２ａから成る該磁気センサ３，３’では、低コストかつ高感度に、微弱な磁束を測定することができる。
【００７４】
また、該磁気センサ３，３’では、従来の生体内の微弱電流の測定装置であるＳＱＵＩＤのような液化ガスによる冷却が不要で、かつ磁気検出素子３０１ａ，３０２ａが直接磁束Ｂを検出するので、ピックアップコイルが不要となり、コストやスペースを大幅に削減することができるとともに、メンテナンスの負担も格段に軽減することができる。また、該磁気センサ３，３’では、前記ＳＱＵＩＤで必要な断熱部材が不要になり、センサと生体との距離を近付け、ＳＱＵＩＤで見られるような位置ずれの発生を抑えることができるとともに、磁束の交差も最小限に抑えられ、さらにセンサが小型で多数のセンサを設けることが可能になるので、位置分解能を向上することもできる。さらにまた、該磁気センサ３，３’では、前記ＳＱＵＩＤのような部屋全体の大掛かりな磁気シールドが不要になり、磁気シールドのコストも格段に削減することができるとともに、測定に係る自由度を向上することができる。
【００７５】
（実施例３）
一方、常温域で微弱な磁気計測が可能な前記磁気検出素子３０１，３０２として用いられる圧電振動方式のセンサは、図１７に示すように、板状のＰＺＴなどの圧電材料１１１を伸縮振動させ、検出電極１１２を外部磁界Ｂとは垂直方向Ｖに往復移動させることにより、フレミングの法則から誘導起電圧Ｖｏｕｔを発生させ、その振幅から外部磁界Ｂの大きさを検出するものである。ＰＺＴの分極方向と外部磁界Ｂの方向とを、板面に垂直方向（図中、θ＝０）とすると、磁束を横切る開口面積を最大にできるので、前記誘導起電圧Ｖｏｕｔの発生効率を高めることができる。
【００７６】
具体的に圧電振動方式の素子の場合は、前述の図９の模式図に類似して、図１８に示すように、相互に等しい一対の磁気検出素子３０１ｂ，３０２ｂを有し、前記一対の磁気検出素子３０１ｂ，３０２ｂが検出磁束Ｂ方向に互いに間隔を開けて配置される。そして、前記検出電極１１２の両開口部を外部磁束ＢＮが透過することで、同じ大きさの誘導起電圧が発生するのに対して、信号磁束ＢＳは、発生源が開口部から近いため被検体に近い下方の磁気検出素子３０１ｂの開口を通過後、急速に閉じようとして外側へ広がるので、上方の磁気検出素子３０２ｂの開口を通る磁束は急激に減少する。したがって前述と同様に、上下の開口で発生するそれぞれの誘導起電圧の差分を用いることで、外部磁束ＢＮによる電圧成分は除去され、高いＳＮ比を有する信号起電圧を得ることができる。さらに、検出電極１１２が強磁性体材料であるか、強磁性体材料を貼り付けてある場合は、下からの信号磁束ＢＳが上の磁気検出素子３０２ｂの検出電極１１２に引っ張られやすいので、該検出電極１１２の長手方向の向きを図１１と同様に直交配置にすると、該磁気センサ３，３’のＳＮ比をより向上させることができる。
【００７７】
そして、このような圧電振動方式の磁気検出素子３０１ｂ，３０２ｂを、実際の前記磁気センサ３，３’に適用する場合、前記図１２と同様に図１９で示すように、ゴムなどの生体に密着し、非磁性の材料から成る柔軟な支持体３１，３１’に、該磁気検出素子３０１ｂ，３０２ｂが積層して埋め込まれる。そして、数ｍｍ角の一対の該磁気検出素子３０１ｂ，３０２ｂが、適宜複数対組み合わせられて、前記磁気センサアレイモジュール３２１を構成する。図１９では、一対の磁気検出素子３０１ｂ，３０２ｂを直交配置している。
【００７８】
また好ましくは、図１３と同様に図２０で示すように、積層される前記一対の磁気検出素子３０１ｂ，３０２ｂの内、生体側の磁気検出素子３０１ｂの生体側に、強磁性体から成り、前記検出磁束Ｂに対して磁化容易軸３０３ａの方向が平行であり、かつ生体側に拡径して形成される磁束集束ホーン３０３がさらに設けられる。特に、磁気検出素子３０１，３０２がこの圧電振動方式の磁気検出素子３０１ｂ，３０２ｂである場合は、駆動用の大面積の圧電素子１１１に比べて、磁束検出用の検出電極１１２の面積は非常に小さいので、この磁束集束ホーン３０３を設けることが好適である。
【００７９】
図２１は、前記図１８で示す圧電振動方式の磁気検出素子３０１ｂ，３０２ｂを用いた場合における前記信号処理回路３２４ａの具体的な一構成例である信号処理回路３２４ａ３のブロック図である。圧電振動方式では、図１８で示すように、２枚の磁気検出素子３０１ｂ，３０２ｂの検出電極１１２を上下に重ね、信号処理回路３２４ａ３の高周波発振器ＯＳ２から、それぞれの圧電素子１１１に振動駆動電圧を加えて、同位相・同振幅で振動させる。検出磁場Ｂは下方より入り、ここで前記検出電極１１２の配線を上方の磁気検出素子３０２ｂと下方の磁気検出素子３０１ｂとで異符号同志に結線しておくことで、それぞれの誘導起電圧の同相成分がキャンセルされ、差動成分のみが両端電圧として出力される。その出力をＯＰアンプなどで受けて、演算回路またはデジタル数値で差動を取ってもよいが、このように異符号端子で結線することにより、該信号処理回路３２４ａ３の出力として、電圧計Ｍ２によって、極めて簡素に差動出力を得ることができ、その出力端から出力することができる。キャンセルされた同相電圧は、地磁気などの環境磁界ＢＮによるノイズ成分であり、残った差動電圧は信号磁界ＢＳによるものである。勿論、個々の磁気検出素子３０１ｂ，３０２ｂの出力を前記ＯＰアンプで受けて、オフセットやバイアス調整、ゲインマッチングを行ってもよいが、素子数と消費電力、ならびにコストが増える。前述のように、２つの検出電極１１２の配置は、長手方向を直交に配置すると、検出信号のみ同相性が低下するので、さらにＳＮ比を大きく取ることができる。
【００８０】
こうして、液化ガスによる冷却を行わず、常温域で微弱な磁気計測が可能な磁気検出素子３０１，３０２として、圧電振動方式の磁気検出素子３０１ｂ，３０２ｂを用いることで、構造を簡略化することができる。
【００８１】
具体的に本実施の形態とＳＱＵＩＤとの比較として、ＳＱＵＩＤでは、磁気検出素子となるピックアップコイルが、２０ｍｍ×２０ｍｍ×高さ２００ｍｍの形状を有するので、被験者２の頭部２１の周囲には、２００〜４００個程しか設けることができない。これに対して、本実施の形態では、磁気検出素子３０１，３０２が直接磁束を検出するので、ピックアップコイルが不要となり、上下に並べても５ｍｍ×５ｍｍ×高さ４０ｍｍと小さく、かつ液体ヘリウムなどの冷媒による冷却を必要としないので、検査部位に密着する柔軟な材料（支持部材３１，３１’）に、直接１２００個程度の磁気検出素子を並べることができる。
【００８２】
これにより、検査部位に密着する側の磁気検出素子３０１は、従来より磁束発生源との距離がほぼ１／３以下になるので、信号磁束ＢＳの強度では９倍高くなって、該信号磁束ＢＳを明瞭に捕捉することができる。しかも、従来のピックアップコイルでは上側の磁気検出素子の磁束発生源からの距離が下側の磁気検出素子に比べて３倍程度であったのが、本実施の形態では、素子の大きさが小さいにも拘わらず約５倍と大きくできるので、上下の磁気検出素子３０２，３０１間での信号磁束ＢＳの検出強度の比は、従来の１／９から１／２５と大きくなる。一方、地磁気や環境磁場などの遠方からの外部磁束ＢＮは、本実施の形態の磁気検出素子３０１，３０２では間隔が従来の１／４〜１／５程度と近いので、その空間的な姿勢によらず、ほとんど均等に透過し、両磁気検出素子３０１，３０２間でほぼ同じ大きさの信号レベルを発生することができる。
【００８３】
以上の本実施の形態による効果から、上下の両磁気検出素子３０１，３０２間の出力の差動を取ることで、信号磁束ＢＳのＳＮ比は従来のピックアップコイルによる場合よりも１０倍以上に向上することができる。また、磁気センサ３，３’の大きさを小さく維持したまま、柔軟な材料に１０００個を越える数を配置できることで、検査部位に密着して高分解能・高感度・高ＳＮ比を実現することができ、脳磁計測における格段に詳細な診断情報と診断の確実性・信頼性をもたらすことが可能となる。前記磁気センサ素子３０の適用範囲は、脳磁計に限ったものではなく、心磁計や脊髄磁場診断などにおいても全く同様の効果を生むものであり、限定されない。
【００８４】
なお、磁気検出素子３０１，３０２の熱雑音を低減するために簡易冷却が必要な場合は、これらの磁気検出素子３０１，３０２の平面部にペルチェ素子を直接貼り付けて冷却を行うようにしてもよく、或いは熱伝導性が良い銅やアルミ合金などを介して冷却を行うようにしてもよい。
【００８５】
（実施の形態３）
図２２および図２３は、本発明の実施のさらに他の形態に係る生体磁気計測装置１ａ，１ａ’の使用状態を模式的に示す断面図である。これらの生体磁気計測装置１ａ，１ａ’は、前述の生体磁気計測装置１，１’に類似しており、それぞれ脳磁図および心磁図を得ることができる。本実施の形態の生体磁気計測装置１ａ，１ａ’では、上述のようにしてセンサユニット３，３’を被験者２の頭部２１や胸部２６に装着した上に、磁気シールドを行う被覆部材４，４’を装着し、計測を実行する。なお、この被覆部材４，４’に併用して、被験者２を囲むように、磁気シールド室を形成してもよい。ただし、その場合の磁気シールド室は、前述のＳＱＵＩＤに用いられるような大掛かりなものではなく、簡易なものでよい。
【００８６】
前記被覆部材４は、前頭部、後頭部および側頭部に加えて、頬、鼻、口、目、顎または頸の少なくとも１つを覆うこととする。図２２の例では、前記被覆部材４は、それらの総てを覆う、いわゆるフルフェイスのヘルメット（頭部を衝撃などから保護するために被る防護帽）の形状を呈しているものとする。なお、目や口については、前述の支持体３１の開口３３に対応する。
【００８７】
一方、センサユニット３’に対応して、被覆部材４’は、前記胸部２６や胴部２７に適した円筒形状に形成される。残余の演算装置５などの構成は、前述の生体磁気計測装置１，１’と同様であり、その説明を省略する。特に被覆部材４’では、磁気センサである前記センサプラットフォームボード３２が内張りされている。そして、この被覆部材４’は、磁気シールドを行う外側の筒状体から成り、その内側に充填される緩衝用の内装体が前記支持体３１’となる。また、このセンサユニット３’は、２つの部材３ａ’，３ｂ’から構成されており、たとえば図２３で示すように、楕円の軸直角断面の長径線で、すなわち被験者２の前後に分割可能となっている。分割された２つの部材３ａ’，３ｂ’は、一端側がヒンジなどで連結され、他端側がフックなどで締着され、或いは両端共フックなどで締着されてもよい。
【００８８】
したがって、必要に応じてこれらの被覆部材４，４’を着用することで、外乱磁束ＢＮをより確実に遮断し、測定精度を向上することができる。また、被測定部が頭部２１である場合に、前記被覆部材４が、いわゆるヘルメットの形状を呈していることで、被験者２は被覆部材４を被るだけで、磁気シールドを行うことができ、被覆部材４の装着が容易である。
【００８９】
前記被覆部材４，４’としては、一般に用いられているパーマロイのシールドが好適である。その場合、前記パーマロイの薄層が鋳物で成型され、水素雰囲気下で焼き鈍ますことで歪みの除かれたものが複数層積層されて該被覆部材４，４’が形成される。このため、該被覆部材４，４’は、左右に半割れや上下に分離した状態などで成型されたパーツが、接着や他の支持体によって、前記ヘルメット形状などに組上げられて構成される。
【００９０】
本発明を表現するために、上述において図面を参照しながら実施形態を通して本発明を適切且つ充分に説明したが、当業者であれば上述の実施形態を変更および／または改良することは容易に為し得ることであると認識すべきである。したがって、当業者が実施する変更形態または改良形態が、請求の範囲に記載された請求項の権利範囲を著しく逸脱するレベルのものでない限り、当該変更形態または当該改良形態は、当該請求項の権利範囲に包括されると解釈される。
【符号の説明】
【００９１】
１，１’；１ａ，１ａ’ 生体磁気計測装置
２ 被験者
２１ 頭部
２２ 目
２６ 胸部
２７ 腹部
２８ 心臓
３，３’ センサユニット
３０ 磁気センサ素子
３０１，３０２；３０１ａ，３０２ａ，３０１ｂ，３０２ｂ 磁気検出素子
３０１１ａ，３０２１ａ 磁化容易軸
３０１２ａ，３０２２ａ 磁化固定軸
３０３ 磁束集束ホーン
３０３ａ 磁化容易軸
３１，３１’ 支持体
３２ センサプラットフォームボード
３２１ 磁気センサアレイモジュール
３２２ コントローラ
３２３ ＲＡＭ
３２４ 増幅・変換回路
３２４ａ；３２４ａ１，３２４ａ２，３２４ａ３ 信号処理回路
３２４ｂ Ａ／Ｄ変換器
３３ 開口
４，４’ 被覆部材
５ 演算装置
５１ 表示装置
６ インタフェイス
６１ ＰＣＩ・バス・コントローラ
６２ コマンド変換・バッファ・コントローラ
６３ ＳＲＡＭ
６４ シリアルインタフェイスドライバ
７ ケーブル
７１ 電源線
７２ 信号線
１０１ 強磁性体
１０２，１０３ 磁化容易軸
１１１ 圧電材料
１１２ 検出電極
１１３ 駆動電極
Ｂ 検出磁束
ＢＮ 外部磁束
ＢＳ 信号磁束
【特許請求の範囲】
【請求項１】
強磁性体を用い、相互に等しい一対の磁気検出素子と、出力端とを有する磁気センサであって、
前記一対の磁気検出素子は、その磁化容易軸の方向が検出磁束に対して直交し、かつ互いの磁化容易軸が直交するように、前記検出磁束の方向に互いに間隔を開けて配置され、
前記出力端は、前記一対の磁気検出素子の検出結果の差分を得ることを特徴とする磁気センサ。
【請求項２】
前記磁気検出素子は、トンネル磁気抵抗素子であることを特徴とする請求項１記載の磁気センサ。
【請求項３】
前記磁気検出素子は、磁気インピーダンス素子であることを特徴とする請求項１記載の磁気センサ。
【請求項４】
前記一対の磁気検出素子における検出磁束方向の間隔は、０．５〜２０ｍｍであることを特徴とする請求項１〜３のいずれか１項に記載の磁気センサ。
【請求項５】
相互に等しい一対の磁気検出素子と、出力端とを有する磁気センサであって、
各磁気検出素子は、圧電素子と、前記圧電素子によって検出磁束中で振動されて起電力を得る導体とを備える圧電センサ式のセンサから成り、
前記一対の磁気検出素子は、前記検出磁束の方向に互いに間隔を開けて配置され、
前記出力端は、前記一対の磁気検出素子の検出結果の差分を得ることを特徴とする磁気センサ。
【請求項６】
前記検出磁束は、生体内に生じた微弱電流によるものであることを特徴とする請求項１〜５のいずれか１項に記載の磁気センサ。
【請求項７】
積層される前記一対の磁気検出素子の内、生体側の磁気検出素子の生体側に、強磁性体から成り、前記検出磁束に対して磁化容易軸の方向が平行であり、かつ生体側に拡径して形成される磁束集束ホーンをさらに備えることを特徴とする請求項６記載の磁気センサ。
【請求項８】
生体に被着される複数の前記請求項６または７記載の磁気センサと、
前記各磁気センサの測定結果から、前記生体内に生じた微弱電流に関する情報を収集する計測装置本体と、
前記生体に被着された磁気センサ上を覆い、外部磁場からシールドする被覆部材とを含むことを特徴とする生体磁気計測装置。
【請求項１】
強磁性体を用い、相互に等しい一対の磁気検出素子と、出力端とを有する磁気センサであって、
前記一対の磁気検出素子は、その磁化容易軸の方向が検出磁束に対して直交し、かつ互いの磁化容易軸が直交するように、前記検出磁束の方向に互いに間隔を開けて配置され、
前記出力端は、前記一対の磁気検出素子の検出結果の差分を得ることを特徴とする磁気センサ。
【請求項２】
前記磁気検出素子は、トンネル磁気抵抗素子であることを特徴とする請求項１記載の磁気センサ。
【請求項３】
前記磁気検出素子は、磁気インピーダンス素子であることを特徴とする請求項１記載の磁気センサ。
【請求項４】
前記一対の磁気検出素子における検出磁束方向の間隔は、０．５〜２０ｍｍであることを特徴とする請求項１〜３のいずれか１項に記載の磁気センサ。
【請求項５】
相互に等しい一対の磁気検出素子と、出力端とを有する磁気センサであって、
各磁気検出素子は、圧電素子と、前記圧電素子によって検出磁束中で振動されて起電力を得る導体とを備える圧電センサ式のセンサから成り、
前記一対の磁気検出素子は、前記検出磁束の方向に互いに間隔を開けて配置され、
前記出力端は、前記一対の磁気検出素子の検出結果の差分を得ることを特徴とする磁気センサ。
【請求項６】
前記検出磁束は、生体内に生じた微弱電流によるものであることを特徴とする請求項１〜５のいずれか１項に記載の磁気センサ。
【請求項７】
積層される前記一対の磁気検出素子の内、生体側の磁気検出素子の生体側に、強磁性体から成り、前記検出磁束に対して磁化容易軸の方向が平行であり、かつ生体側に拡径して形成される磁束集束ホーンをさらに備えることを特徴とする請求項６記載の磁気センサ。
【請求項８】
生体に被着される複数の前記請求項６または７記載の磁気センサと、
前記各磁気センサの測定結果から、前記生体内に生じた微弱電流に関する情報を収集する計測装置本体と、
前記生体に被着された磁気センサ上を覆い、外部磁場からシールドする被覆部材とを含むことを特徴とする生体磁気計測装置。
【図１】
【図２】
【図３】
【図４】
【図５】
【図７】
【図９】
【図１０】
【図１１】
【図１２】
【図１３】
【図１４】
【図１５】
【図１６】
【図１７】
【図１８】
【図１９】
【図２０】
【図２１】
【図２２】
【図２３】
【図６】
【図８】
【図２】
【図３】
【図４】
【図５】
【図７】
【図９】
【図１０】
【図１１】
【図１２】
【図１３】
【図１４】
【図１５】
【図１６】
【図１７】
【図１８】
【図１９】
【図２０】
【図２１】
【図２２】
【図２３】
【図６】
【図８】
【公開番号】特開２０１２−１５２５１５（Ｐ２０１２−１５２５１５Ａ）
【公開日】平成２４年８月１６日（２０１２．８．１６）
【国際特許分類】
【出願番号】特願２０１１−１６７０１（Ｐ２０１１−１６７０１）
【出願日】平成２３年１月２８日（２０１１．１．２８）
【出願人】（０００００１２７０）コニカミノルタホールディングス株式会社 (4,463)
【Ｆターム（参考）】
【公開日】平成２４年８月１６日（２０１２．８．１６）
【国際特許分類】
【出願日】平成２３年１月２８日（２０１１．１．２８）
【出願人】（０００００１２７０）コニカミノルタホールディングス株式会社 (4,463)
【Ｆターム（参考）】
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