JP5541179B2 - Magnetic sensor and biomagnetic measuring device using the same - Google Patents

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Description

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。   The present invention relates to a magnetic sensor used for biomagnetism measurement typified by magnetoencephalography and a biomagnetism measurement device using the same.

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。 The SQUID (Superconducting Quantum Interference Device) is the only magnetic sensor that is so sensitive that it can be used for biomagnetic measurements typified by the above-mentioned magnetoencephalography, and the sensitivity is about 10 −15 T. Has been realized at a practical level, and devices for diagnosing magnetoencephalographs and spinal magnetic fields have already been put into practical use.

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。   The rough measurement mechanism of the SQUID is that when superconductors having different phases are joined via a barrier layer (Josephson junction), a tunnel current flows between the superconductors, and the tunnel current flows in the junction plane. It uses the Fraunhofer-type quantum interference effect, which weakens when the penetrating magnetic flux is an integral multiple of the flux quantum and strengthens otherwise. Such a property is called the Josephson effect, and a device in which one or more Josephson junctions are connected by a superconducting loop is called the SQUID.

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。   Most of the SQUID elements currently in practical use are made of niobium (Nb), and in order to work as a SQUID element, it is necessary to make this niobium into a superconducting state as described above. Since the superconducting transition temperature is 9.2K, cooling with liquid helium is required. Therefore, in actual measurement, liquid helium is circulated through the pot and cooled to a low temperature of about 10K, while a large number of the SQUID elements are arranged and fixed in the concave surface at the bottom of the pot. The subject's head is put in for measurement.

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。   Patent documents 1-5 etc. are proposed as such a SQUID sensor and a magnetoencephalography measuring device using the same. In particular, as shown in Patent Document 1, SQUID is cooled by liquid helium, so there are many incidental facilities other than a magnetic sensor such as a refrigerator, the apparatus is expensive, the space is bulky, and expensive helium gas There is a problem that the running cost is very high because the water is consumed by transpiration. In addition, when the Josephson element fails, the maintenance burden is heavy, such as the need to remove the liquid helium once.

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。   On the other hand, the sensor part has a structure in which a detection coil having a diameter of about 2 cm for guiding the current generated by the biomagnetic field to the SQUID part using the Josephson element is arranged on the bottom surface of the pot containing liquid helium. When the elements are arranged in an array, a very large detection portion including the pot is formed. Because of such a large configuration, even if it is attempted to increase the number of detection elements, only about 200 to 300 can be arranged around the brain and heart, and the spatial resolution of biomagnetic field detection cannot be increased. There's a problem.

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。   In addition, the pot is not a structure that flexibly follows the subject's head, but a structure that merely puts the head into a hard concave surface portion, so that the scalp and the concave surface cannot be in close contact with each other, and a gap is formed. Moreover, even if the head is in close contact with the concave surface, there is a thickness of 3 to 4 cm of a vacuum heat insulating layer for heat insulation between the cooled sensor and the head, and the SQUID sensor is separated from the site to be inspected accordingly. Therefore, even though the SQUID sensor alone is high in magnetic sensitivity, the SQUID sensor is arranged away from the site to be inspected, so the magnetic field entering the sensor becomes weak, and adjacent magnetic fields intersect to input to one SQUID. As a result, there is a further problem that the position resolution is greatly reduced. Furthermore, if the posture changes for each measurement or if there is body movement during the measurement, the positional relationship between the brain and the SQUID sensor changes, causing a large measurement error. There is also a problem.

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。   On the other hand, Non-Patent Document 1 shows an example of an electrocardiogram measurement using an MI (Magnetic Impedance) element that can perform weak magnetic measurement at room temperature. When such a method is used, it is not necessary to cool the sensor, so there is no restriction such as SQUID, and these elements can be brought into close contact with the human body directly. The close contact can avoid misalignment, improve the position resolution, and eliminate the need for a heat insulating layer.This makes it possible to perform close-up measurements and improve the position resolution before the adjacent magnetic fields intersect. Measurement in a high state and a strong magnetic field is also possible. Thus, it is possible to achieve an improvement in resolution as a measuring device.

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。 In addition, “normal temperature” in the present specification means that no refrigerant is used, and includes not only the case where there is no cooling device, but also the case where a simple air cooling device using a Peltier element is used, It means that the use environment of the detection element is room temperature. Therefore, the so-called high-temperature superconducting region (around −196 ° C.) is not included. In addition, “high sensitivity” in the present specification has the ability to detect weak magnetism of 1 pT (10 −12 T) or less, or has sensitivity that enables measurement of biomagnetism. Means.

特開２０００−１９３３６４号公報JP 2000-193364 A 特開２００４−６５６０５号公報JP 2004-65605 A 特開２００７−１７２４８号公報JP 2007-17248 A 特開平２−４０５７８号公報JP-A-2-40578 特開平３−１８３９号公報Japanese Patent Laid-Open No. 3-1839

”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)“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)

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。   However, in the detection of weak biomagnetism (million to one hundred millionth of geomagnetism) such as a magnetoencephalograph or magnetocardiograph using the SQUID, such an environmental magnetic field is particularly used in the first-stage detection unit of the detection element input. It is important and necessary to devise a technique for reducing the above-mentioned, and practical biomagnetism measurement is impossible without such a contrivance. The higher the sensitivity of the detection element, the more important the noise removal at the first input stage detection unit is to ensure a high S / N ratio.

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。   An object of the present invention is to provide a magnetic sensor capable of efficiently reducing an environmental magnetic field and improving an S / N ratio at the first input stage and a biomagnetic measuring apparatus using the same.

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。   The magnetic sensor of the present invention is a magnetic sensor using a ferromagnetic material and having a pair of mutually equivalent magnetic detection elements and an output end, and the pair of magnetic detection elements detects the direction of the easy axis of magnetization. Arranged at intervals in the direction of the detection magnetic flux so as to be orthogonal to the magnetic flux and orthogonal to each other's easy magnetization axes, the output end is configured to detect a difference between detection results of the pair of magnetic detection elements. It is characterized by obtaining.

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。   According to the above configuration, in a magnetic sensor that measures a weak magnetic flux caused by a weak current generated in a living body, for example, a TMR (tunnel magnetoresistive) element or a GMR (giant magnetoresistive) element that can be measured in a normal temperature range. Alternatively, two magnetic detection elements using a ferromagnetic material such as an MI (magnetic impedance) element are used as a pair. The two magnetic detection elements are stacked in the direction of the detection magnetic flux (in the case of a living body, away from the surface of the living body) with a space between each other, and the direction of the easy axis of magnetization is substantially orthogonal to the detection magnetic flux. And are arranged so that their easy magnetization axes are orthogonal to each other. That is, in the case of a living body, the detected magnetic flux generated inside the living body is radiated to the outside substantially perpendicular to the surface of the living body, and the easy axis of magnetization of the magnetic detection element is provided parallel to the surface of the living body. become. However, the easy magnetization axes of the two magnetic detection elements are provided so as to be orthogonal to each other in a plane parallel to the biological surface. On the other hand, the output of the magnetic sensor is the difference between the detection results of the two magnetic detection elements.

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。   Here, the detection magnetic flux generated by the weak magnetic flux source such as the living body forms a magnetic flux loop at a position relatively close to the surface, and the magnetic detection element relatively close to the surface passes through. The ratio of the magnetic flux passing through the relatively far magnetic detecting element is reduced by the loop. On the other hand, a relatively large magnetic flux (noise) due to an environment outside the living body such as geomagnetism and environmental magnetic field passes through the two magnetic detection elements almost in common. Therefore, by taking the difference between the detection results of the two magnetic detection elements at the output end, it is possible to efficiently reduce the environmental magnetic field (noise) at the first input stage and improve the SN ratio. Thus, the magnetic sensor including the room temperature magnetic detection element using the ferromagnetic material can measure a weak magnetic flux with low cost and high sensitivity.

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。   In the magnetic sensor of the present invention, the magnetic detection element is a tunnel magnetoresistive element.

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。   According to the above configuration, the sensitivity can be further increased by using the tunnel magnetoresistive element as a magnetic detection element capable of performing weak magnetic measurement in a normal temperature range without performing cooling with a liquefied gas.

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。   Furthermore, in the magnetic sensor of the present invention, the magnetic detection element is a magnetic impedance element.

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。   According to said structure, a structure can be simplified by using a magnetic impedance element as a magnetic detection element in which weak magnetic measurement is possible in normal temperature range.

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。   In the magnetic sensor of the present invention, the distance in the detected magnetic flux direction in the pair of magnetic detection elements is 0.5 to 20 mm.

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。   According to the above configuration, when the magnetic detection element is a tunnel magnetoresistive element or a magnetoimpedance element, the magnetic flux passes through the ferromagnetic material, so that the attenuation is smaller than that when passing through a vacuum such as SQUID. It becomes about 1/2000. Therefore, when the two magnetic detection elements are too close to each other, the detected magnetic fluxes passing through the two magnetic detection elements are also substantially equal.

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。   Therefore, by setting the distance between the two magnetic detection elements in the detection magnetic flux direction to 0.5 to 20 mm, good sensitivity to the detection magnetic flux can be obtained.

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。   In the magnetic sensor of the present invention, the detected magnetic flux is due to a weak current generated in the living body.

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。   According to the above configuration, cooling with a liquefied gas such as SQUID, which is a conventional measurement apparatus for weak current in a living body, is unnecessary, and the magnetic detection element directly detects the magnetic flux, so that a pickup coil is not required and the cost is reduced. And space can be greatly reduced, and maintenance work can be greatly reduced. In addition, the heat insulation member necessary for the SQUID is not required, the distance between the sensor and the living body can be reduced, the occurrence of misalignment as seen with the SQUID can be suppressed, and the crossing of magnetic flux can be minimized. In addition, since the sensor is small and a large number of sensors can be provided, the position resolution can be improved. Furthermore, instead of magnetically shielding the entire room like the SQUID, it is only necessary to shield the periphery of the measured part, the cost of the magnetic shield can be significantly reduced, and the degree of freedom in measurement is improved. can do.

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。   Furthermore, in the magnetic sensor of the present invention, of the pair of stacked magnetic detection elements, the living body side of the living body side magnetic detection element is made of a ferromagnetic material, and the direction of the easy magnetization axis with respect to the detected magnetic flux. Are further provided with a magnetic flux converging horn formed by expanding the diameter toward the living body.

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。   According to the above configuration, when the magnetic detection element is a tunnel magnetoresistive element or a magnetic impedance element, the magnetic detection element is formed in a plate shape and is magnetized as described above with respect to the detected magnetic flux from the living body. If the directions of the easy axes are orthogonal, the plate is erected on the living body, and the magnetic flux can be taken only from the thickness portion of the plate. Further, when the magnetic detection element is a piezoelectric sensor, the area of the magnetic flux detection conductor is very small compared to the large-area piezoelectric element for driving. For this reason, by providing the magnetic flux focusing horn on the living body side, it is possible to dramatically increase the magnetic flux from the living body surface.

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。   Moreover, the biomagnetic measuring device of the present invention is a measuring device main body that collects information about the weak current generated in the living body from the plurality of magnetic sensors attached to the living body and the measurement results of the magnetic sensors. And a covering member that covers the magnetic sensor attached to the living body and shields it from an external magnetic field.

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。   The magnetic sensor of the present invention and the biomagnetic measurement device using the same can efficiently reduce the environmental magnetic field (noise) at the first input stage and improve the SN ratio.

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。It is a figure which shows typically the use condition of the biomagnetic measuring device which concerns on one Embodiment of this invention. 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。It is a front view which shows typically the use condition of the biomagnetic measuring device which concerns on the other form of implementation of this invention. 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。It is a block diagram which shows the electrical structure of the said biomagnetic measuring device. 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。It is a block diagram which shows the electric constitution of the interface in FIG. 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。It is a block diagram which shows the electric constitution of a sensor platform board. 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。It is a figure which superimposes and shows the marking position by a position marker on the MRI image of a test subject's head. 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。It is a figure of the position marker for grasping | ascertaining the external shape of a test subject's head. 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。It is a figure which shows the magnetoencephalogram which synthesize | combined each position marker which shows the outer shape of the said head, and the vector which shows the generation source (affected part position), direction, and magnitude | size of the measured electric current. 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。It is a perspective view which shows typically the concept of the magnetic sensor element which concerns on this invention. 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。It is a figure for demonstrating rotation of the easy magnetization axis | shaft in a tunnel magnetoresistive element. 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。It is a perspective view which shows the specific structure of 1 element of a magnetic sensor element in case the magnetic sensor element shown in FIG. 9 is a tunnel magnetoresistive element or a magneto-impedance element. 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。It is a figure which shows the structure at the time of applying the magnetic sensor element shown in FIG. 11 to an actual magnetic sensor. 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。It is a figure which shows the other structure at the time of applying the magnetic sensor element shown in FIG. 11 to an actual magnetic sensor. 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。It is a block diagram of a specific configuration example of a signal processing circuit when a tunnel magnetoresistive element is used as a magnetic detection element. 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。It is a block diagram of a concrete example of 1 composition of a signal processing circuit at the time of using a magnetic impedance element as a magnetic detection element. 図１５の等価回路である。It is the equivalent circuit of FIG. 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。It is a perspective view for demonstrating the principle of a sensor of a piezoelectric vibration system. 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。FIG. 10 is a perspective view showing a specific configuration of one element of the magnetic sensor element when the magnetic sensor element shown in FIG. 9 is a piezoelectric vibration type sensor. 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。It is a figure which shows the structure at the time of applying the magnetic sensor element shown in FIG. 18 to an actual magnetic sensor. 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。It is a figure which shows the other structure at the time of applying the magnetic sensor element shown in FIG. 18 to an actual magnetic sensor. 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。It is a block diagram of a specific configuration example of a signal processing circuit when a piezoelectric vibration type element is used as a magnetic detection element. 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。It is sectional drawing which shows typically the use condition of the biomagnetic measuring device which concerns on the further another form of implementation of this invention. 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。It is sectional drawing which shows typically the use condition of the biomagnetic measuring device which concerns on the further another form of implementation of this invention.

（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。 (Embodiments 1 and 2)
FIG. 1 is a diagram schematically showing a use state of a biomagnetic measurement apparatus 1 according to an embodiment of the present invention. The biomagnetism measuring apparatus 1 according to the present embodiment measures the magnetism emitted from the head 21 of the subject 2 and obtains a magnetoencephalogram. Specifically, the biomagnetic measuring apparatus 1 measures a magnetic field generated from an electric current that flows when a brain neuron is excited, for example, where an epileptic seizure occurs, how far the brain operation is performed (the cell is dead) It is used to determine if it can be excised.

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。   In the biomagnetic measurement device 1, the sensor unit 3 is put on the head 21 of the subject 2. The sensor unit 3 is made of a non-magnetic material, and is formed by mounting a large number of sensor platform boards 32 side by side on a support 31 formed in a so-called balaclava type. As a result, a large number of sensor platform boards 32 are distributed at predetermined intervals on either the front or back surface of the support 31. Then, the sensor unit 3 is placed on the head 21 of the subject 2 so that the inner surface of the support 31 is pressed along the surface of the head 21, so that the sensor unit 3 is placed on the head 21 at an equal interval (adherently). Alternatively, via the thickness of the support 31) the sensor surface of the sensor platform board 32 will be along. The sensor platform board 32 is an assembly of various magnetic sensor elements, which will be described later, which does not require cooling with a liquefied gas and can perform weak magnetic measurement in a normal temperature range.

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。   The opening 33 of the eye 22 portion of the subject 2 in the support 31 takes into account the mental influence of the subject 2 and the like, and may not be provided depending on the circumstances such as the measurement site. In that case, it becomes possible to measure the magnetoencephalogram emitted from the face portion as well as the frontal region, the occipital region and the temporal region.

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。   FIG. 2 is a front view schematically showing a use state of a biomagnetic measurement device 1 ′ according to another embodiment of the present invention. The biomagnetism measuring apparatus 1 ′ according to the present embodiment measures magnetism emitted from the chest 26 and the abdomen 27 of the subject 2. When the measurement target is the chest part 26, the myoelectric potential (contraction pulse) of the heart 28 is measured, and, for example, the measurement result is overlapped with CT, MRI, or the like to confirm whether there is an abnormality in the operation of the heart 28. be able to. In addition, when the measured part is the abdomen 27, the magnetic field generated from the fetal heart of the pregnant woman at rest can be measured, the movement of the fetal heart can be understood, and used for pre-natal examinations, etc. Spinal cord damage can be confirmed.

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。   Therefore, the sensor unit 3 ′ is configured by arranging a large number of sensor platform boards 32 at a predetermined interval on either the front or back surface of the bellows-like support 31 ′. When performing measurement by raising the upper body of the subject 2, such as sitting in a chair or standing, the support 31 'is provided with a shoulder strap-like fixture 34 so that it does not slide down. It is also preferable to improve the close contact with the living body.

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。   FIG. 3 is a block diagram showing an electrical configuration of the biomagnetic measuring devices 1 and 1 ′ configured as described above. These biomagnetism measuring devices 1 and 1 ′ are configured to include the sensor units 3 and 3 ′, an arithmetic device 5, and an interface 6. The arithmetic device 5 is composed of a personal computer or the like, and is connected to the sensor units 3 and 3 ′ via the interface 6. The sensor units 3, 3 ′ and the interface 6 are connected by a cable 7. The sensor unit 3 can be freely moved within the reach of the cable 7, and the direction can be freely changed. The cable 7 includes a power line 71 and a signal line 72.

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。   FIG. 4 is a block diagram showing an electrical configuration of the interface 6. The interface 6 includes a PCI bus controller 61, a command conversion buffer controller 62, an SRAM 63, and a serial interface driver 64. The PCI bus controller 61 performs communication between the arithmetic device 5 and the command conversion buffer controller 62. The command conversion / buffer controller 62 transmits a command from the arithmetic unit 5 to each sensor unit 3, develops the measurement result transmitted from each sensor unit 3 as a serial signal, and writes it in the SRAM 63. At the same time, in response to a read request from the arithmetic device 5, the stored contents of the SRAM 63 are read and transmitted to the arithmetic device 5. The serial interface driver 64 performs communication between the command conversion / buffer controller 62 and each sensor platform board 32.

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。   FIG. 5 is a block diagram showing an electrical configuration of each sensor platform board 32. The sensor platform board 32 is electrically connected and mechanically fixed with magnetic sensor array modules 321, 321,... Including a plurality of magnetic sensor elements of several mm square arranged in an array. Yes. The sensor platform board 32 also includes a controller 322, a RAM 323, and amplification / conversion circuits 324, 324,. The amplification / conversion circuit 324 is provided for each magnetic sensor array module 321 and is connected to the magnetic sensor array module 321 on a one-to-one basis. The amplification / conversion circuit 324 is a signal processing circuit 324a that performs amplification of an output signal from the magnetic sensor array module 321 and the like, and an A / A that converts the output of the signal processing circuit 324a into a digital signal and inputs the digital signal to the controller 322. D converter 324b. The RAM 323 is a storage device that stores information input to the controller 322 and information calculated by the controller 322.

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。   The controller 322 receives a command from the arithmetic unit 5 and starts measurement, operates the magnetic sensor array module 321, sequentially takes the output signal through the amplification / conversion circuit 324, and stores it in the RAM 323. Thereafter, the controller 322 alternatively outputs the output signal of the magnetic sensor array module 321 at an appropriate timing (in response to polling from the arithmetic device 5 or at a time set in advance in each controller 322). The data is sent to the arithmetic unit 5 through the signal line 72 by serial communication in a predetermined format.

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。   The arithmetic unit 5 which is the main body of the measuring device collects information on the weak current generated in the living body from the output signal of each magnetic sensor array module 321, for example, information such as the flowing position and size from the generation position. . Thereafter, the 3D tomographic information of the head 21 and the chest 26 of the subject 2 obtained by CT, MRI or the like is applied to the body of each magnetic sensor array module 321 on the living body (the head 21 or the chest 26 of the subject 2). By superimposing the arrival position and the measurement results of the intensity of the magnetoencephalogram and magnetocardiogram, the magnetic field signal distribution in the brain and heart 28 of the subject 2 can be clearly associated. For the superposition, it is necessary to use a plurality of position markers in order to obtain high position accuracy.

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。   Specifically, the deposition position of each magnetic sensor array module 321 needs to be recognized by the arithmetic unit 5 for each magnetic sensor array module 32, but each magnetic sensor array module 321 is artificially changed. The deposition position may be deposited at a predetermined deposition position, or the deposition position may be measured after each magnetic sensor array module 321 is deposited on the living body and input to the arithmetic unit 5.

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。   It is preferable to use a three-dimensional measuring device for measuring the position of the magnetic sensor array module 321 on the living body (head 21 or chest 26). Then, in order to associate the three-dimensional measurement result with a CT image or MRI image, two or three markers for alignment do not interfere with the diagnosis in the living body (head 21 or chest 26). It is attached and its location is measured in advance by the optical three-dimensional measuring apparatus, CT, MRI or the like. In FIG. 6, the marking position MK by the position marker is superimposed on the MRI image of the head 21.

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。   On the other hand, this position marker needs to be recognized by the sensor units 3 and 3 ′, and a small coil seal can be used as a specific position marker. Then, by energizing this coil only during marking during magnetic measurement to generate a weak magnetic field, the magnetic field generation position is measured and marked by the sensor units 3 and 3 ′, the three-dimensional measurement result, It can be used as an index of superposition with a CT image or the like.

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。   Further, in the magnetic measurement, about 10 to several tens of position markers made of the same coil as the position marker are attached to the key points so that the outer shape of the head 21 and the chest 26 can be grasped. Then, the biomagnetism measuring device 1 performs magnetic measurement, and the position marker is sequentially energized by the arithmetic device 5 or the like at the start or end of the measurement to grasp the outer shape by capturing the magnetic field generation position. be able to. As a result, a magnetoencephalogram or magnetocardiogram can be drawn. FIG. 7 is a diagram of a position marker for grasping the outer shape of the head 21 of the subject 2. With the above simple steps, it is possible to superimpose a tomographic three-dimensional image with a magnetoencephalogram or magnetocardiogram, and it becomes possible to analyze the brain function or cardiac function with high positional accuracy.

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。   Here, the superposition of the MRI image and the CT image can be performed by extending the phase only correlation method (POC) to three dimensions. That is, high-speed and high-precision alignment can be performed by using voxels including bones in the image as reference points and associating the reference points with sub-voxel accuracy by three-dimensional block matching. Such a technique is described in detail in “High-precision volume registration based on the three-dimensional phase-only correlation method”, Yuichiro Tajima et al. FIT 2009 page: 95-102 Special issue: Proceedings Vol.

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。   On the other hand, in the present embodiment, the marking procedure is not constrained, and the present invention can also be applied to the case of overlaying by another method such as image measurement of the position of each magnetic sensor array module 321 and the position of a tomographic photograph. is there. For example, as another embodiment, when the three-dimensional measuring apparatus is not used, the position of the magnetic sensor array module 321 and the position of the living body (the head 21 and the chest 26) are detected by CT scan with a high fluoroscopic effect. It is possible to perform the position measurement by simultaneously measuring. In such an embodiment, since information of the magnetic sensor array module 321 or the sensor platform board 32 is obtained as CT scan information, the position measurement between the sensor and the living body and the following biomagnetic measurement are continuously performed. Thus, information can be linked as accurate three-dimensional information.

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。   When the marker position is thus measured, actual biomagnetism measurement is started. First, the entire biomagnetism measuring device 1, 1 ′ is turned on, and a current is also applied to each magnetic sensor array module 321. Thus, an output signal is derived from each magnetic sensor element in the magnetic sensor array module 321 under the influence of the magnetic flux generated from the head 21 and the chest 26 of the subject 2.

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。   Next, a measurement execution command is input to the arithmetic device 5 by the operator. Then, the arithmetic device 5 sends a measurement execution command to the n sensor platform boards 32. In each sensor platform board 32, the controller 322 receives a measurement execution command. The controller 322 receives the digitized output signal from each magnetic sensor array module 321 via the amplification / conversion circuit 324, and links this to the information specifying the address information of each magnetic sensor array module 321. Is sent to the arithmetic unit 5 as biomagnetic measurement information.

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。   The arithmetic unit 5 analyzes biomagnetic measurement information from each controller 322, and generates a magnetoencephalogram or magnetocardiogram comprising a combination of the position on the head 21 and the chest 26 of the subject 2 and the strength and direction of the magnetism. Calculate, convert to image information, and output to the display device 51. In addition, the arithmetic device 5 generates a composite image in which the positions of the biomagnetic measurement information image and the above-described MRI image of the head 21 and the chest 26 of the subject 2 and the three-dimensional scan image of the outer shape are combined. The data is displayed on the display device 51. FIG. 8 shows a magnetoencephalogram in which each position marker indicating the outer shape of the head 21 and a vector indicating the measured current source (affected part position) and direction and size are combined.

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。   The measurement execution command may be one in which the arithmetic device 5 executes measurement each time a command is input, or may be composed of a measurement start command and a measurement end command. In that case, the arithmetic unit 5 may perform measurement at a constant time rate during the period between the measurement start command and the measurement end command, and display a magnetoencephalogram or magnetocardiogram that changes in real time on the display device 51. It is valid. In addition, biomagnetic measurement information, magnetoencephalogram and magnetocardiogram information, and image information generated for display are recorded so as to be readable from the arithmetic unit 5, and can be displayed and reproduced on the display unit 51. It is preferable to keep it.

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。   In the biomagnetism measuring apparatus 1, 1 ′ configured as described above, in this embodiment, each magnetic sensor element in the magnetic sensor array module 321 does not require cooling with a liquefied gas as described above. This is an element capable of weak magnetic measurement in a normal temperature range, and is configured as follows. FIG. 9 is a perspective view schematically showing the concept of the magnetic sensor element 30 of the present embodiment. The magnetic sensor element 30 of the present embodiment has a pair of magnetic detection elements 301 and 302 that are equal to each other, and the pair of magnetic detection elements 301 and 302 are arranged with a space therebetween in the direction of the detection magnetic flux B. In addition, the difference between the detection results of the pair of magnetic detection elements 301 and 302 is output.

（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。 (Examples 1 and 2)
As the magnetic sensor element 30, a tunnel magnetoresistive (TMR) element or a magnetic impedance (MI) element can be used first. In the detection principle, a ferromagnetic material is used, the external magnetic field is converged in the material to increase the magnetic flux density, and the phenomenon that the easy magnetization axis of the ferromagnetic material rotates as described in detail below. Basic. The aforementioned Non-Patent Document 1 is an application example of the magneto-impedance element to living body magnetic measurement, but does not have the above-described features of the present invention.

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。   First, the rotation of the easy axis will be described. As shown in FIG. 10, the ferromagnetic material 101 such as amorphous metal (CoNbZr) formed to a thickness of several μm or less by sputtering or the like (in FIG. 10, the substrate used for film formation is peeled off). However, when heated and cooled in the magnetic field 104, the magnetic easy axes 102 and 103 can be set with the same magnetic moment. When the easy magnetization axes 102 and 103 are arranged in a direction orthogonal to the external magnetic field B to be detected, the easy magnetization axes rotate in the direction along the external magnetic field B as indicated by reference numerals 102 ′ and 103 ′. .

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。   Due to this phenomenon, in the magnetic impedance type element, the external magnetic field B is detected from the change in circuit impedance due to the change in magnetic permeability of the magnetic field generated in the high-frequency current I. FIG. 10 shows a system in which a high-frequency current I is passed through the ferromagnetic material 101, but there is also a system in which a ferromagnetic thin film is insulated and pasted on the circuit separately from the high-frequency circuit. In this case as well, a weak external magnetic field B is detected as the induced electromotive force changes and the high-frequency current fluctuates due to rotation of the easy magnetization axes 102 and 103 of the ferromagnetic body 101 by the external magnetic field B. In addition, the impedance change is detected not by directly measuring the impedance but by detecting the phase shift of the high-frequency current I in a heterodyne manner, thereby improving the detection sensitivity. In either case, the sensitivity is highest when the easy magnetization axes 102 and 103 are arranged in a direction orthogonal to the external magnetic field B and the external magnetic field B is detected.

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。   A tunnel magnetoresistive element is formed by laminating a ferromagnetic material with a fixed magnetization direction through an insulating layer with a thickness of several nanometers such as magnesium oxide or alumina on a ferromagnetic material having an easy axis of magnetization. By applying a voltage between the two ferromagnets, the tunnel current passing through the insulating layer varies greatly depending on the angle between the fixed magnetization axis and the easy magnetization axis, and this current causes a minute external magnetic field to flow. B is detected. In the angle formed between the easy axis and the fixed axis, the tunnel current is the largest when the two directions coincide with each other, and the tunnel current is the smallest when the directions are opposite to each other. The tunnel current changes in waves. Therefore, when the direction of the easy magnetization axis is orthogonal to the fixed magnetization axis, it can be understood with the highest sensitivity as the change in the tunnel current. In these magneto-impedance element and tunnel magneto-resistive element, the cross section of the ferromagnetic material having a plate-like shape serves as an opening of the transmitted magnetic flux.

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。   However, although the room temperature magnetic detection elements using these ferromagnetic materials are small and have high sensitivity, they do not reach the detection sensitivity of SQUID, and this alone is used to directly detect weak magnetic detection such as biomagnetism. Cannot be used for. Therefore, reducing noise such as geomagnetism and environmental magnetic field is particularly important for relatively increasing detection sensitivity, and a device for reducing noise is inevitable in actual use. Therefore, a method for removing an external noise magnetic field in the room temperature and high sensitivity magnetic detection element of the present embodiment will be described in detail below.

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。   FIG. 9 is a schematic diagram showing the concept of the present invention, and FIG. 11 is a perspective view showing the configuration of one element of the magnetic sensor element in the case of the tunnel magnetoresistive element or the magneto-impedance element. As described above, the magnetic detection elements 301a and 302a having a ferromagnetic material are used for the pair of magnetic detection elements 301 and 302 that are equal to each other, and the pair of magnetic detection elements 301a and 302a are parallel to the detection magnetic flux B. Further, the magnetization easy axes 3011a and 3021a are arranged at a distance from each other in the direction of the detection magnetic flux B so that the directions of the magnetization easy axes 3011a and 3021a are orthogonal to the detection magnetic flux B. . Furthermore, the fixed magnetization axes 3012a and 3022a are orthogonal to the easy magnetization axes 3011a and 3021a in order to detect the detected magnetic flux B with the highest sensitivity, that is, the fixed magnetization axes 3012a and 3022a are detected magnetic flux B. Are provided in parallel. In FIG. 11, the directions of the magnetization fixed axes 3012a and 3022a are opposite to each other, but may be the same direction.

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。   In this way, the magnetic detection elements 301a and 302a are arranged substantially parallel to the detection magnetic flux B, and the magnetization fixed axes 3012a and 3022a are also arranged substantially parallel to the detection magnetic flux B. When there is an environmental magnetic field (external magnetic flux) BN that uniformly arrives, approximately equal numbers of magnetic fluxes (five in the figure) are input to the ferromagnetic materials with fixed magnetization of both magnetic detection elements 301a and 302a. Here, as described above, the directions of the magnetization fixed axes 3012a and 3022a coincide with each other, but the directions are reversed, so that the amount of change in the induced electromotive current and the tunnel current is reversed between the detection elements. It becomes the same size. Therefore, if the two magnetic detection elements 301a and 302a are connected in series to the sensor output terminal and the outputs are added, the resistance average value becomes substantially constant and the output current hardly changes. In addition, when the directions of the magnetization fixed axes 3012a and 3022a are the same, current changes due to the external noise magnetic field BN of both magnetic detection elements 301a and 302a appear in the same direction. In this case, the outputs of both magnetic detection elements 301a and 302a If the current difference is taken as the detection current, it becomes zero and the influence of the external noise magnetic field BN can be canceled.

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。   On the other hand, the signal magnetic flux BS to be detected is absorbed by the magnetic detection element 301a closer to the living body (9 in the figure) and diverges at the exit of the magnetic permeability path. Immediately after that, only a part of the diverged magnetic flux (one in the figure) is absorbed by the magnetic detection element 302a far from the living body, so that the output current between the magnetic detection elements 301a and 302a is large. Make a difference. Therefore, even if these additions are taken or differentials are taken, they can be detected as signal currents.

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。   The magnetic sensitivity can be maximized by arranging the magnetic flux input surfaces (magnetization fixed axes 3012a, 3022a) perpendicularly between the magnetic detection elements 301a, 302a. That is, in the magnetic detection element 302a far from the living body, the weak magnetic flux BS from the living body does not reach the portion that does not overlap with the near magnetic detection element 301a because there is no member that forms a magnetic path. This is because a difference from the element 301a appears remarkably.

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。   Moreover, it is preferable that the space | interval of the detection magnetic flux B direction in the two magnetic detection elements 301a and 302a is 0.5-20 mm. This is because, when the magnetic detection elements 301a and 302a are tunnel magnetoresistive elements or magnetoimpedance elements, the magnetic flux B passes through the ferromagnetic material, so that the attenuation is smaller than when passing through a vacuum such as SQUID. This is because the detected magnetic flux passing through the two magnetic detection elements 301a and 302a becomes substantially equal when the two magnetic detection elements 301a and 302a are too close to each other. Therefore, by setting the interval between the two magnetic detection elements 301a and 302a in the direction of the detection magnetic flux B to be 0.5 to 20 mm as described above, it is possible to obtain a better sensitivity with respect to the detection magnetic flux B.

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。   In this way, tunnel magnetoresistive elements can be used as the magnetic detection elements 301a and 302a capable of performing weak magnetic measurement in a normal temperature range without performing cooling with a liquefied gas. By using the element, the structure can be simplified.

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。   The magnetic detection elements 301a and 302a using the tunnel magnetoresistive element or the magnetic impedance element are in close contact with a living body such as rubber and are non-magnetic as shown in FIG. A flexible support 31 made of a material is laminated and embedded so as to be orthogonal to each other. Then, a plurality of pairs of magnetic detection elements 301a and 302a each having a size of several mm are appropriately combined to constitute the magnetic sensor array module 321. Accordingly, the positional relationship between each of the magnetic detection elements 301a and 302a and the scalp is in close contact with the flexible support 31, so that it does not move due to body movement, and the obtained magnetoencephalogram diagnosis is obtained only by detecting the marking once. Information and the like can be accurately superimposed on a head three-dimensional tomograph image by MRI or the like. When the subject 21 wears the sensor unit 3, the subject 21 is covered with a flexible support 31, and the sensor platform board 32 is brought into close contact with the head 21 by the sinking.

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。   Preferably, as shown in FIG. 13, of the pair of magnetic detection elements 301 a and 302 a to be stacked, the living body side magnetic detection element 301 a is made of a ferromagnetic material, and with respect to the detection magnetic flux B. It is further provided with a magnetic flux converging horn 303 formed such that the direction of the easy magnetization axis 303a is parallel and the diameter is increased toward the living body.

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。   With this configuration, when the magnetic detection elements 301a and 302a are tunnel magnetoresistive elements or magnetoimpedance elements, the magnetic detection elements 301a and 302a are formed in a plate shape, and the detected magnetic flux B from the living body On the other hand, when the directions of the easy magnetization axes 3011a and 3021a are orthogonal to each other as described above, the plate is erected on the living body, whereas the magnetic flux B can be taken only from the thickness portion of the plate. By providing the magnetic flux focusing horn 303 on the living body side, a large amount of magnetic flux BS from the living body surface can be taken in.

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。   FIG. 14 shows a signal processing circuit 324a1 as a specific configuration example of the signal processing circuit 324a when a tunnel magnetoresistive element is used as the magnetic detection elements 301a and 302a capable of measuring weak magnetism in a normal temperature range. FIG. When tunneling magnetoresistive elements are used as the magnetic detection elements 301a and 302a, the signal processing circuit 324a1 converts the tunneling currents of the tunneling magnetoresistive elements (301a and 302a) by the operational amplifiers OP1 and OP2, respectively. , OP2 are differentially amplified by the operational amplifier OP3, and a differential voltage output can be obtained from the output terminal of the operational amplifier OP3 which is the sensor output terminal.

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。   Thus, as described above, the environmental magnetic field BN from a distance such as geomagnetism changes in the same phase of the tunnel current, and is canceled and does not appear in the output. On the other hand, the signal magnetic field BS has two tunnel magnetoresistive elements ( 301a and 302a) have different transmission amounts, so that the output signal can be left by taking the differential of the outputs of both elements. Thus, the signal processing circuit 324a1 can obtain a signal voltage having a high S / N ratio with the noise magnetic field BN canceled.

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。   FIG. 15 shows a signal processing circuit as a specific configuration example of the signal processing circuit 324a when a magnetic impedance element is used as the magnetic detection elements 301a and 302a capable of performing weak magnetic measurement in a normal temperature range. It is a block diagram of 324a2. FIG. 16 shows an equivalent circuit of FIG. When magnetic impedance elements are used as the magnetic detection elements 301a and 302a, the high frequency from the high frequency oscillator OS1 of the signal processing circuit 324a2 is applied to the circuits of the upper and lower magnetic impedance elements (301a and 302a) with the same phase and amplitude. Entered. Each magneto-impedance element (301a, 302a) is a close parallel circuit and the ferromagnetic material shields so there is less electromagnetic radiation from the circuit. As shown by the bridge circuit in FIG. 16, when there is a difference between the impedances Rx1 and Rx2 between the two elements, a voltage difference and a phase difference are generated, and the detection circuit M1 is output as the output of the signal processing circuit 324a2. And output from the output terminal.

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。   As described above, the magnetic detection elements 301a and 302a, which are the magnetic sensors of the present embodiment, do not perform cooling with a liquefied gas and do not perform cooling with a liquefied gas in particular in order to measure a weak magnetic flux caused by a weak current generated in the living body. Measurement is possible, and two pairs of tunnel magnetoresistive elements or magnetoimpedance elements using a ferromagnetic material are used. The two magnetic detection elements 301a and 302a are stacked at a distance from each other in the direction of the detection magnetic flux B. In the stacked state, the directions of the easy magnetization axes 3011a and 3021a are substantially orthogonal to the detection magnetic flux B. And easy magnetization axes 3011a and 3021a are arranged so as to be orthogonal to each other. Further, the difference between the detection results of the two magnetic detection elements 301a and 302a is used as the output of the magnetic sensor.

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。   Accordingly, the weak detection magnetic flux BS generated by the living body forms a magnetic flux loop at a position relatively close to the surface of the living body, and even if the magnetic detection element 301a that is relatively close to the surface passes, The ratio of the magnetic flux passing through the relatively far magnetic detection element 302a is reduced. On the other hand, a relatively large magnetic flux (noise) BN due to the environment outside the living body such as geomagnetism and environmental magnetic field passes through the two magnetic detection elements 301a and 302a almost in common. Thus, by using the difference between the detection results of the two magnetic detection elements 301a and 302a as described above as the output of the magnetic sensor, the environmental magnetic field (noise) BN is efficiently reduced at the first input stage, and the SN ratio is increased. Can be improved. Thus, the magnetic sensors 3, 3 'including the room temperature magnetic detection elements 301a, 302a using a ferromagnetic material can measure a weak magnetic flux at low cost and with high sensitivity.

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。   Further, the magnetic sensors 3 and 3 ′ do not require cooling with a liquefied gas such as SQUID, which is a conventional weak current measuring device in a living body, and the magnetic detection elements 301a and 302a directly detect the magnetic flux B. This eliminates the need for a pickup coil, which can greatly reduce costs and space, and can greatly reduce the burden of maintenance. Further, in the magnetic sensors 3 and 3 ′, a heat insulating member necessary for the SQUID is not necessary, the distance between the sensor and the living body can be reduced, and the occurrence of misalignment as seen in the SQUID can be suppressed. The crossing of the sensor is minimized, and since the sensor is small and a large number of sensors can be provided, the position resolution can be improved. Furthermore, in the magnetic sensors 3 and 3 ′, a large-scale magnetic shield such as the SQUID is not required, and the cost of the magnetic shield can be significantly reduced, and the degree of freedom in measurement is improved. can do.

（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。 (Example 3)
On the other hand, as shown in FIG. 17, the piezoelectric vibration type sensor used as the magnetic detection elements 301 and 302 capable of weak magnetic measurement in a normal temperature range causes the piezoelectric material 111 such as plate-like PZT to expand and contract, By reciprocating the detection electrode 112 in the vertical direction V with respect to the external magnetic field B, an induced electromotive voltage Vout is generated from Fleming's law, and the magnitude of the external magnetic field B is detected from the amplitude. When the polarization direction of the PZT and the direction of the external magnetic field B are perpendicular to the plate surface (θ = 0 in the figure), the opening area across the magnetic flux can be maximized, so that the generation efficiency of the induced electromotive voltage Vout is increased. be able to.

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。   Specifically, in the case of the piezoelectric vibration type element, as shown in FIG. 18, similar to the schematic diagram of FIG. 9, the pair of magnetic detection elements 301b and 302b are equal to each other, and the pair of magnetic elements The detection elements 301b and 302b are arranged at intervals in the detection magnetic flux B direction. The external magnetic flux BN passes through both openings of the detection electrode 112 to generate the induced electromotive voltage of the same magnitude, whereas the signal magnetic flux BS has a source close to the opening, and thus the subject. After passing through the opening of the lower magnetic detection element 301b close to, it spreads outward in an attempt to close rapidly, so the magnetic flux passing through the opening of the upper magnetic detection element 302b decreases rapidly. Therefore, as described above, by using the difference between the induced electromotive voltages generated in the upper and lower openings, the voltage component due to the external magnetic flux BN is removed, and a signal electromotive voltage having a high SN ratio can be obtained. Furthermore, when the detection electrode 112 is made of a ferromagnetic material or has a ferromagnetic material attached thereto, the signal magnetic flux BS from below is easily pulled by the detection electrode 112 of the upper magnetic detection element 302b. When the direction of the longitudinal direction of the detection electrode 112 is orthogonal as in FIG. 11, the SN ratio of the magnetic sensors 3 and 3 ′ can be further improved.

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。   When such piezoelectric vibration type magnetic detection elements 301b and 302b are applied to the actual magnetic sensors 3 and 3 ', as shown in FIG. 19, as in FIG. The magnetic detection elements 301b and 302b are stacked and embedded in flexible supports 31 and 31 'made of a nonmagnetic material. Then, a plurality of pairs of the magnetic detection elements 301b and 302b of several mm square are appropriately combined to constitute the magnetic sensor array module 321. In FIG. 19, a pair of magnetic detection elements 301b and 302b are arranged orthogonally.

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。   Further, preferably, as shown in FIG. 20 as in FIG. 13, of the pair of magnetic detection elements 301 b and 302 b to be stacked, the living body side of the living body side magnetic detection element 301 b is made of a ferromagnetic material, and A magnetic flux converging horn 303 is further provided in which the direction of the easy magnetization axis 303a is parallel to the detected magnetic flux B and the diameter is increased toward the living body. In particular, when the magnetic detection elements 301 and 302 are the piezoelectric vibration type magnetic detection elements 301b and 302b, the area of the detection electrode 112 for detecting the magnetic flux is much larger than that of the piezoelectric element 111 having a large area for driving. Since it is small, it is preferable to provide this magnetic flux focusing horn 303.

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。   FIG. 21 is a block diagram of a signal processing circuit 324a3 which is a specific configuration example of the signal processing circuit 324a when the piezoelectric vibration type magnetic detection elements 301b and 302b shown in FIG. 18 are used. In the piezoelectric vibration method, as shown in FIG. 18, the detection electrodes 112 of the two magnetic detection elements 301b and 302b are stacked one above the other, and a vibration drive voltage is applied to each piezoelectric element 111 from the high frequency oscillator OS2 of the signal processing circuit 324a3. In addition, it is vibrated with the same phase and amplitude. The detection magnetic field B enters from below, and the wiring of the detection electrode 112 is connected to the upper magnetic detection element 302b and the lower magnetic detection element 301b in different signs so that the phase of each induced electromotive voltage is the same. The component is canceled and only the differential component is output as a voltage across the both ends. The output may be received by an OP amplifier or the like, and the differential may be obtained by an arithmetic circuit or a digital numerical value. However, by connecting the terminals with different sign terminals in this way, the output of the signal processing circuit 324a3 is obtained by the voltmeter M2. Thus, a differential output can be obtained very simply and output from the output end. The canceled common-mode voltage is a noise component due to the environmental magnetic field BN such as geomagnetism, and the remaining differential voltage is due to the signal magnetic field BS. Of course, the outputs of the individual magnetic detection elements 301b and 302b may be received by the OP amplifier, and offset, bias adjustment, and gain matching may be performed. However, the number of elements, power consumption, and cost increase. As described above, in the arrangement of the two detection electrodes 112, if the longitudinal directions are arranged orthogonal to each other, the in-phase property of only the detection signal is lowered, so that the SN ratio can be further increased.

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。   In this way, the structure can be simplified by using the piezoelectric vibration type magnetic detection elements 301b and 302b as the magnetic detection elements 301 and 302 capable of performing weak magnetic measurement in a normal temperature range without being cooled by liquefied gas. it can.

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。   Specifically, as a comparison between the present embodiment and the SQUID, in the SQUID, the pickup coil serving as a magnetic detection element has a shape of 20 mm × 20 mm × 200 mm in height. Only about 200 to 400 can be provided. On the other hand, in the present embodiment, since the magnetic detection elements 301 and 302 directly detect the magnetic flux, a pickup coil is not required, and even if they are arranged vertically, they are as small as 5 mm × 5 mm × height 40 mm, and liquid helium or the like. Since cooling with a refrigerant is not required, about 1200 magnetic detection elements can be directly arranged on a flexible material (support members 31, 31 ′) that is in close contact with the examination site.

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。   As a result, the magnetic detection element 301 on the side that is in close contact with the examination site has a distance of about 1/3 or less than the conventional magnetic flux generation source. Can be clearly captured. Moreover, in the conventional pickup coil, the distance from the magnetic flux generation source of the upper magnetic detection element is about three times that of the lower magnetic detection element, but in this embodiment, the element size is small. Nevertheless, since it can be increased to about 5 times, the ratio of the detection intensity of the signal magnetic flux BS between the upper and lower magnetic detection elements 302 and 301 is increased from 1/9 to 1/25 of the prior art. On the other hand, the external magnetic flux BN from a distance such as geomagnetism and environmental magnetic field is close to the conventional 1/4 to 1/5 interval in the magnetic detection elements 301 and 302 of the present embodiment. Regardless, it is possible to transmit almost evenly and generate a signal level of substantially the same magnitude between the two magnetic detection elements 301 and 302.

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。   From the above-described effects of the present embodiment, by taking a differential output between the upper and lower magnetic detection elements 301 and 302, the SN ratio of the signal magnetic flux BS is improved by 10 times or more than that of the conventional pickup coil. can do. In addition, while maintaining the size of the magnetic sensors 3 and 3 'small, it is possible to arrange more than 1000 pieces on a flexible material, so that high resolution, high sensitivity, and high S / N ratio can be realized in close contact with the examination site. Therefore, it becomes possible to bring remarkably detailed diagnostic information and reliability / reliability of diagnosis in the magnetoencephalogram measurement. The application range of the magnetic sensor element 30 is not limited to a magnetoencephalograph, and is not limited in that it produces exactly the same effect in a magnetocardiograph or spinal magnetic field diagnosis.

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。   If simple cooling is required to reduce the thermal noise of the magnetic detection elements 301 and 302, the Peltier element may be directly attached to the flat portion of the magnetic detection elements 301 and 302 for cooling. Alternatively, cooling may be performed through copper or aluminum alloy having good thermal conductivity.

（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。 (Embodiment 3)
22 and 23 are cross-sectional views schematically showing the usage state of biomagnetic measuring devices 1a and 1a 'according to still another embodiment of the present invention. These biomagnetic measuring devices 1a and 1a ′ are similar to the above-described biomagnetic measuring devices 1 and 1 ′, and can obtain a magnetoencephalogram and a magnetocardiogram, respectively. In the biomagnetic measuring devices 1a and 1a ′ according to the present embodiment, the sensor unit 3 and 3 ′ are mounted on the head 21 and the chest 26 of the subject 2 as described above, and the covering member 4 that performs magnetic shielding is provided. Wear 4 'and perform measurement. A magnetic shield chamber may be formed so as to surround the subject 2 in combination with the covering members 4 and 4 ′. However, the magnetic shield room in that case is not a large-scale one used for the above-described SQUID, and may be a simple one.

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。   The covering member 4 covers at least one of the cheek, the nose, the mouth, the eyes, the jaw, and the neck in addition to the forehead, the occipital region, and the temporal region. In the example of FIG. 22, it is assumed that the covering member 4 has a shape of a so-called full-face helmet (a protective cap worn to protect the head from an impact or the like) covering all of them. The eyes and mouth correspond to the openings 33 of the support 31 described above.

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。   On the other hand, corresponding to the sensor unit 3 ′, the covering member 4 ′ is formed in a cylindrical shape suitable for the chest part 26 and the trunk part 27. The configuration of the remaining calculation device 5 and the like is the same as that of the biomagnetic measurement devices 1 and 1 'described above, and a description thereof is omitted. In particular, in the covering member 4 ', the sensor platform board 32 which is a magnetic sensor is lined. The covering member 4 ′ is composed of an outer cylindrical body that performs magnetic shielding, and the cushioning inner body filled therein becomes the support body 31 ′. Further, the sensor unit 3 ′ is composed of two members 3a ′ and 3b ′. For example, as shown in FIG. 23, the sensor unit 3 ′ can be divided by a long diameter line of an elliptical cross section perpendicular to the axis, that is, before and after the subject 2. It has become. The two divided members 3a 'and 3b' may be connected at one end side by a hinge or the like and fastened at the other end side by a hook or the like, or both ends may be fastened by a hook or the like.

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。   Therefore, by wearing these covering members 4 and 4 ′ as necessary, the disturbance magnetic flux BN can be more reliably blocked and the measurement accuracy can be improved. Further, when the measured part is the head 21, the covering member 4 has a so-called helmet shape, so that the subject 2 can perform magnetic shielding only by covering the covering member 4, Mounting of the covering member 4 is easy.

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。   As the covering members 4 and 4 ′, a generally used permalloy shield is suitable. In that case, a thin layer of the permalloy is casted and annealed in a hydrogen atmosphere, and a plurality of layers from which distortion is removed are laminated to form the covering members 4 and 4 ′. For this reason, the covering members 4 and 4 ′ are formed by assembling parts formed in a half-cracked state on the left and right or separated into the upper and lower sides into the helmet shape or the like by bonding or another support.

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。   In order to express the present invention, the present invention has been properly and fully described through the embodiments with reference to the drawings. However, those skilled in the art can easily change and / or improve the above-described embodiments. It should be recognized that this is possible. Accordingly, unless a modification or improvement implemented by a person skilled in the art is at a level that significantly departs from the scope of the claims recited in the claims, the modification or the improvement is not entitled to the claims. It is interpreted as encompassing the scope.

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 1, 1 '; 1a, 1a' Biomagnetic measuring device 2 Subject 21 Head 22 Eye 26 Chest 27 Abdomen 28 Heart 3, 3 'Sensor unit 30 Magnetic sensor element 301, 302; 301a, 302a, 301b, 302b Magnetic detection element 3011a, 3021a Easy magnetization axis 3012a, 3022a Fixed magnetization axis 303 Magnetic flux converging horn 303a Easy magnetization axis 31, 31 ′ Support 32 Sensor platform board 321 Magnetic sensor array module 322 Controller 323 RAM
324 Amplification / Conversion Circuit 324a; 324a1, 324a2, 324a3 Signal Processing Circuit 324b A / D Converter 33 Aperture 4, 4 ′ Cover Member 5 Arithmetic Device 51 Display Device 6 Interface 61 PCI / Bus Controller 62 Command Conversion / Buffer / Controller 63 SRAM
64 Serial interface driver 7 Cable 71 Power supply line 72 Signal line 101 Ferromagnetic material 102, 103 Magnetizable axis 111 Piezoelectric material 112 Detection electrode 113 Drive electrode B Detection magnetic flux BN External magnetic flux BS Signal magnetic flux

Claims (7)

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。 A magnetic sensor using a ferromagnetic material and having a pair of mutually equal magnetic detection elements and an output end,
The pair of magnetic detection elements are arranged at intervals in the direction of the detection magnetic flux so that the direction of the easy magnetization axis is orthogonal to the detection magnetic flux and the mutual easy magnetization axes are orthogonal to each other,
The magnetic sensor according to claim 1, wherein the output end obtains a difference between detection results of the pair of magnetic detection elements. 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。   The magnetic sensor according to claim 1, wherein the magnetic detection element is a tunnel magnetoresistive element. 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。   The magnetic sensor according to claim 1, wherein the magnetic detection element is a magnetic impedance element. 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。   The magnetic sensor according to any one of claims 1 to 3, wherein an interval in a detection magnetic flux direction in the pair of magnetic detection elements is 0.5 to 20 mm. 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１〜４のいずれか１項に記載の磁気センサ。 The detected magnetic flux is a magnetic sensor according to any one of claims 1 to 4, characterized in that due to the weak current generated in the living body. 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５記載の磁気センサ。 Of the pair of magnetic sensing elements to be stacked, the living body side of the living body side magnetic sensing element is made of a ferromagnetic material, the direction of the easy axis of magnetization is parallel to the detected magnetic flux, and the living body side expands. 6. The magnetic sensor according to claim 5 , further comprising a magnetic flux focusing horn formed to have a diameter. 生体に被着される複数の前記請求項５または６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。 A plurality of magnetic sensors according to claim 5 or 6 attached to a living body,
From a measurement result of each magnetic sensor, a measuring device main body that collects information on a weak current generated in the living body,
A biomagnetic measurement apparatus comprising: a covering member that covers the magnetic sensor attached to the living body and shields it from an external magnetic field.
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