JPH10295662A - Organism magnetic field measuring device - Google Patents

Abstract

PROBLEM TO BE SOLVED: To perform cutting and sorting of a magnetic field source in the direction of the depth of a vital organism in favorable workmanship and enhance the reliability of the magnetic field source estimating accuracy. SOLUTION: A coil array 10 is configured so that a plurality of sensing coils 201 ,...20n to sense fine magnetic fields generated by a vital organism and send to SQUID's (superconductive quantum interfering element) 231 ...23n are installed along the sensing surface 21, and a dc-SQUID magnetic flux meter equipped with such coil array 10 is accomplished. The coil array 10 includes sensing coils 201 ,...20n of different sorts having at least sensing area differing from one another. For example, the array 10 is composed of two sorts of sensing coils 201 ,...20n having different sensing area.

Description

【発明の詳細な説明】DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION

【０００１】[0001]

【発明の属する技術分野】本発明は、生体から発生する
微弱磁界（磁場）を計測する、検出コイルと超伝導リン
グであるＳＱＵＩＤ（超伝導量子干渉素子）とを用いた
磁場センサを備えた生体磁場計測装置に係り、とくに、
生体の深さ方向の磁場検出感度の改善に関する。BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention relates to a living body provided with a magnetic field sensor for measuring a weak magnetic field (magnetic field) generated from a living body and using a detection coil and a SQUID (superconducting quantum interference device) which is a superconducting ring. In connection with magnetic field measurement devices,
The present invention relates to improvement of sensitivity of detecting a magnetic field in a depth direction of a living body.

【０００２】[0002]

【従来の技術】生体磁場計測装置は、ＳＱＵＩＤを用い
た超伝導システムの代表格として知られており、例えば
人体の脳から発生する微弱の脳磁界や、心臓から発生す
る微弱の心磁界を計測する装置である。この装置は、近
年、検出磁界に基づき機能診断を行うモダリティとして
注目されている。2. Description of the Related Art A biomagnetic field measuring apparatus is known as a representative of a superconducting system using SQUID, and measures, for example, a weak brain magnetic field generated from a human brain or a weak cardiac magnetic field generated from a heart. It is a device to do. This device has recently attracted attention as a modality for performing function diagnosis based on a detected magnetic field.

【０００３】この生体磁場計測装置は代表的にはＳＱＵ
ＩＤ磁束計として実施される。ＳＱＵＩＤ磁束計として
近年多用されているのは、ｄｃ−ＳＱＵＩＤである。こ
のｄｃ−ＳＱＵＩＤ磁束計は、生体から発生する微弱磁
界を検出コイルで検出して、ＳＱＵＩＤに一体に含まれ
る磁束インプットコイルを介して当該ＳＱＵＩＤに導く
磁場検出部（磁場センサ）を有する。ＳＱＵＩＤを成す
超伝導リングのジョセフソン接合部には超伝導状態を保
てなくなる程度の直流バイアス電流を流した状態で、検
出コイルで検出した磁界を遮蔽電流として超伝導リング
に導くと、ジョセフソン接合部には検出磁場に対して周
期的に変化する電圧が発生する。この接合部の電圧変化
を打ち消すようにＳＱＵＩＤに磁束フィードバック（帰
還）を掛けるようにすれば、このフィードバック信号を
検出磁場に対応した測定信号として取り出すことができ
る。[0003] Typically, this biomagnetic field measuring apparatus is an SKU.
Implemented as an ID magnetometer. Recently, dc-SQUID is frequently used as a SQUID magnetometer. The dc-SQUID magnetometer has a magnetic field detection unit (magnetic field sensor) that detects a weak magnetic field generated from a living body with a detection coil and guides the weak magnetic field to the SQUID via a magnetic flux input coil that is integrated with the SQUID. When a DC bias current that cannot maintain the superconducting state is applied to the Josephson junction of the superconducting ring forming the SQUID and the magnetic field detected by the detection coil is guided to the superconducting ring as a shielding current, Josephson At the junction, a voltage that periodically changes with respect to the detection magnetic field is generated. If a magnetic flux feedback (feedback) is applied to the SQUID so as to cancel the voltage change at the junction, this feedback signal can be extracted as a measurement signal corresponding to the detected magnetic field.

【０００４】この種のマルチチャンネル化に即したＳＱ
ＵＩＤ磁束計は、デュワー内に設定した検出面に複数の
検出コイルを配置した検出コイルアレイを備える。しか
し、従来のＳＱＵＩＤ磁束計の多くは、図１４に示すよ
うに、１つの計測点に１個の検出コイルが配置され、各
検出コイルのベースライン長さおよび検出コイル面積の
形状は同一であり、各検出コイルを駆動する駆動回路
（ＦＬＬ回路など）によるＳＱＵＩＤへの磁束帰還量は
同一であった。この検出コイルアレイの構成を踏襲する
限り、複数の検出コイル（チャンネル）の磁場検出感度
は図１５のように単一の磁場感度曲線によって表され
る。すなわち、検出面上の各計測点の磁場検出感度は、
どの計測点をとっても、深さ方向について同一となる。
換言すれば、信号源（磁場源）が深さ方向の位置を確定
することは、検出コイル自体では不可能であった。[0004] This type of multi-channel SQ
The UID magnetometer includes a detection coil array in which a plurality of detection coils are arranged on a detection surface set in a dewar. However, in many conventional SQUID magnetometers, as shown in FIG. 14, one detection coil is arranged at one measurement point, and the base length of each detection coil and the shape of the detection coil area are the same. The amount of magnetic flux feedback to the SQUID by the drive circuit (eg, FLL circuit) for driving each detection coil was the same. As long as the configuration of the detection coil array is followed, the magnetic field detection sensitivity of a plurality of detection coils (channels) is represented by a single magnetic field sensitivity curve as shown in FIG. That is, the magnetic field detection sensitivity of each measurement point on the detection surface is
Regardless of the measurement point, it becomes the same in the depth direction.
In other words, it is impossible for the detection coil itself to determine the position in the depth direction of the signal source (magnetic field source).

【０００５】このため、生体の深部の電流源の分布推定
が浅い位置のそれよりも劣るなど、生体の深さ方向の測
定精度が不安定であった。とくに、検出磁場感度が常に
一定であり、深さ方向の計測点毎の磁場検出能力も同一
であることから、深さ方向における磁場源（電流源）の
切り分けが困難であった。深さ方向に関する情報は、専
ら、検出データに基づいて行う磁場源解析（推定）のア
ルゴリズムとその生理学情報による拘束条件に委ねられ
ている。磁場源解析の推定精度には現在のところ一定の
限度があることから、推定結果の信頼性に乏しく、生体
磁気計測を臨床に応用するときの一つの障壁になってい
る。[0005] For this reason, the measurement accuracy in the depth direction of the living body is unstable, for example, the distribution estimation of the current source in the deep part of the living body is inferior to that at a shallow position. In particular, since the detection magnetic field sensitivity is always constant and the magnetic field detection capability at each measurement point in the depth direction is the same, it is difficult to separate magnetic field sources (current sources) in the depth direction. Information on the depth direction is exclusively left to the algorithm of the magnetic field source analysis (estimation) performed based on the detection data and the constraint condition by the physiological information. Since the estimation accuracy of the magnetic field source analysis has a certain limit at present, the reliability of the estimation result is poor, which is one barrier when clinically applying biomagnetic measurement.

【０００６】[0006]

【発明が解決しようとする課題】この不都合を解消しよ
うとする一つの提案が、特開平５−２９７，０９１号記
載の生体磁気計測装置でなされている。この装置は、生
体深さ方向のより深い位置での電流源分布の推定精度を
向上させようとするもので、マルチチャンネル化に即し
たＳＱＵＩＤ磁束計の一例ではある。この生体磁気計測
装置によれば、１次微分型の検出コイル（ピックアップ
コイル）を複数備え、この複数の検出コイルを、生体の
深さ方向の異なる位置の平面または曲面に沿って少なく
とも２段に配置した磁界検出手段と、この少なくとも２
段にわたる複数の検出コイルの各検出データに基づき生
体内の電流源の位置を推定する位置推定手段とを備えて
いる。すなわち、この提案では、深さ方向の位置が異な
る複数個の同一微分次数の検出コイルが同一の計測位置
に配置される。One proposal for overcoming this inconvenience has been made with a biomagnetism measuring apparatus described in Japanese Patent Application Laid-Open No. 5-297,091. This device is intended to improve the accuracy of estimating the current source distribution at a deeper position in the depth direction of the living body, and is an example of a SQUID magnetometer suitable for multichannel operation. According to this biomagnetism measuring device, a plurality of primary differential type detection coils (pickup coils) are provided, and the plurality of detection coils are arranged in at least two steps along a plane or a curved surface at different positions in the depth direction of the living body. Magnetic field detecting means disposed, and at least two
Position estimating means for estimating the position of the current source in the living body based on the detection data of the plurality of detection coils extending over the steps. That is, in this proposal, a plurality of detection coils of the same differential order having different positions in the depth direction are arranged at the same measurement position.

【０００７】しかし、上述した従来の公報記載のＳＱＵ
ＩＤ磁束計の磁場センサの構造によれば、複数の検出コ
イルを生体深さ方向の２段以上の検出面にわたって配置
する構成としているため、上側の検出面の検出コイルは
生体から遠い位置に配置されることになり、その分、生
体磁場信号を小さくなってしまうという不利な点があ
る。このため、深さ方向に遠い位置に在る検出コイルコ
イルのＳ／Ｎ比が近い位置に在る検出コイルのそれより
も下がり、検出コイルアレイ全体としての電流源位置の
推定精度向上にはさほど寄与しないという状況にある。However, the SKU described in the above-mentioned prior art publication
According to the structure of the magnetic field sensor of the ID magnetometer, since the plurality of detection coils are arranged over two or more detection surfaces in the depth direction of the living body, the detection coil on the upper detection surface is located far from the living body. Therefore, there is a disadvantage that the biomagnetic signal is reduced accordingly. For this reason, the S / N ratio of the detection coil coil located at a position farther in the depth direction is lower than that of the detection coil located at a closer position, and the accuracy of estimating the current source position of the entire detection coil array is significantly improved. The situation is not contributing.

【０００８】一方、この深さ方向の検出感度向上などを
考慮した磁場センサとして、熱源をスイッチとして検出
コイルの横に配置し、複数の検出コイルを切り替えて使
用する検出コイルアレイを備えたものも提案されてい
る。しかし、この熱源による切替の手法にあっては、ス
イッチ切替の操作の度に大電圧および大電流が必要にな
り、そのために大容量の別電源が必要になる。また、切
替スイッチが熱源であるため、デュワー内の液体ヘリウ
ムの蒸発量が増大し、その補給コストが上昇するという
不都合がある。On the other hand, as a magnetic field sensor in consideration of the improvement of the detection sensitivity in the depth direction, there is also a magnetic field sensor having a detection coil array in which a heat source is arranged beside a detection coil as a switch and a plurality of detection coils are used by switching. Proposed. However, in this switching method using a heat source, a large voltage and a large current are required each time the switch is switched, and thus a large-capacity separate power source is required. Further, since the changeover switch is a heat source, the amount of evaporation of liquid helium in the dewar increases, and there is a disadvantage that the replenishment cost increases.

【０００９】本発明は、このような従来技術の現状を打
破するためになされたものである。具体的には、本発明
は、生体深さ方向における磁場源の切り分けを好適に行
うことができ、磁場源推定精度の信頼性を向上させた生
体磁場計測装置を提供することを、その目的とする。[0009] The present invention has been made to overcome such a state of the art. Specifically, an object of the present invention is to provide a biomagnetic field measurement apparatus that can appropriately perform separation of a magnetic field source in the depth direction of a living body and that improves the reliability of magnetic field source estimation accuracy. I do.

【００１０】また、本発明は、生体磁場計測のＳ／Ｎ比
を良好な値に保持でき、さらに、深さ方向における磁場
源の切り分けを好適に行うことができて、磁場源推定精
度の信頼性を向上させた生体磁場計測装置を提供するこ
とを、別の目的とする。Further, the present invention can maintain the S / N ratio of the biomagnetic field measurement at a good value, and can appropriately separate the magnetic field sources in the depth direction, thereby improving the reliability of the magnetic field source estimation accuracy. Another object of the present invention is to provide a biomagnetic field measurement device with improved performance.

【００１１】さらに、本発明は、検出コイルアレイ用に
格別に大掛かりな電源を用意することもなく、かつ液体
ヘリウムの補給コストを押さえた状態で、生体磁場計測
のＳ／Ｎ比を良好な値に保持でき、さらに、深さ方向に
おける磁場源の切り分けを好適に行うことができて、磁
場源推定精度の信頼性を向上させた生体磁場計測装置を
提供することを、さらに別の目的とする。Further, according to the present invention, the S / N ratio of the biomagnetic field measurement can be set to a good value without preparing a particularly large power supply for the detection coil array and keeping the supply cost of liquid helium low. Another object of the present invention is to provide a biomagnetic field measurement apparatus that can appropriately perform separation of a magnetic field source in the depth direction and that improves the reliability of magnetic field source estimation accuracy. .

【００１２】[0012]

【課題を解決するための手段】本発明は、磁場検出の感
度が、検出コイルの検出面積と駆動回路（ＦＬＬ回路な
ど）による磁束帰還率とをパラメータとして決定され
る、ということに着目してなされた。The present invention focuses on the fact that the sensitivity of magnetic field detection is determined by using the detection area of a detection coil and a magnetic flux feedback rate by a drive circuit (such as a FLL circuit) as parameters. It was done.

【００１３】具体的には、上記目的を達成させるため、
本発明の第１の側面によれば、生体から発生する微弱磁
場を検出して個別にＳＱＵＩＤ（超伝導量子干渉素子）
に導く検出コイルを複数個、検出面に沿って配置した検
出コイルアレイを備え、前記複数の検出コイルは、少な
くとも検出面積が互いに異なる複数種のコイル群に形成
したことを特徴とする。Specifically, in order to achieve the above object,
According to the first aspect of the present invention, a SQUID (superconducting quantum interference device) is detected individually by detecting a weak magnetic field generated from a living body.
And a detection coil array in which a plurality of detection coils are arranged along a detection surface, and the plurality of detection coils are formed in a plurality of types of coil groups having at least different detection areas from each other.

【００１４】好適な一例としては、前記検出コイルアレ
イは、検出面積が互いに異なる複数種の前記検出コイル
で成る。As a preferred example, the detection coil array includes a plurality of types of the detection coils having different detection areas.

【００１５】別の好適な一例としては、前記検出コイル
アレイは、検出面積が互いに異なる複数種の前記検出コ
イルと、ベースラインが互いに異なる複数種の前記検出
コイルとを備える。この場合、例えば、前記検出コイル
アレイは、検出面積が大小の２種の前記検出コイルと、
ベースラインが大小の２種の前記検出コイルとを備え、
前記検出コイルアレイを形成する前記検出コイルの全部
は、前記検出面積および前記ベースラインが共に大きい
形状の第１の検出コイルと、前記検出面積が大きくかつ
前記ベースラインが小さい形状の第２の検出コイルと、
前記検出面積が小さくかつ前記ベースラインが大きい形
状の第３の検出コイルと、前記検出面積および前記ベー
スラインが共に小さい形状の第４の検出コイルとから成
る、ことが望ましい。As another preferred example, the detection coil array includes a plurality of types of detection coils having different detection areas and a plurality of types of detection coils having different baselines. In this case, for example, the detection coil array includes two types of detection coils having a large or small detection area,
A base line comprising two types of the detection coils, large and small,
All of the detection coils forming the detection coil array include a first detection coil having a large detection area and a large baseline, and a second detection coil having a large detection area and a small baseline. Coils and
It is preferable that the detection area includes a third detection coil having a small shape and the baseline is large, and a fourth detection coil having a shape having both the detection area and the small baseline.

【００１６】さらに好適な別の例として、前記検出コイ
ルアレイは、同一検出位置に配置され、ベースラインが
互いに異なり、かつ同一の前記ＳＱＵＩＤに並列に接続
された複数の前記検出コイルの組を含むとともに、この
各組を成す複数の前記検出コイルのそれぞれに介挿され
且つ当該検出コイルを流れる遮蔽電流を遮断可能な超伝
導スイッチと、この超伝導スイッチの前記遮断機能をオ
ンオフ制御する制御手段とを設ける構成であってもよ
い。As another preferred example, the detection coil array includes a plurality of sets of the detection coils arranged in the same detection position, having different baselines, and connected in parallel to the same SQUID. A superconducting switch that is interposed in each of the plurality of detection coils forming each group and that can interrupt a shielding current flowing through the detection coils; and a control unit that controls on / off of the interruption function of the superconducting switch. May be provided.

【００１７】また本発明の第２の側面によれば、生体表
面に近接して配置しかつ生体から発生する微弱磁場を検
出する検出コイルと、この検出コイルが検出した磁場を
受けて当該磁場に応じた電気信号を出力するＳＱＵＩＤ
（超伝導量子干渉素子）とを磁場センサとして備えると
ともに、前記ＳＱＵＩＤが出力する電気信号に応じて前
記ＳＱＵＩＤに磁束帰還を掛けてその帰還信号を前記磁
場の測定信号とする駆動回路を備えた生体磁場計測装置
において、前記駆動回路は、前記磁束帰還の量を制御す
る帰還量制御手段を備えることを特徴とする。Further, according to a second aspect of the present invention, a detection coil which is disposed close to the surface of a living body and detects a weak magnetic field generated from the living body, and receives the magnetic field detected by the detection coil to generate the magnetic field SQUID that outputs a corresponding electric signal
(Superconducting quantum interference device) as a magnetic field sensor, and a drive circuit for applying a magnetic flux feedback to the SQUID according to an electric signal output from the SQUID and using the feedback signal as a measurement signal of the magnetic field. In the magnetic field measuring device, the drive circuit includes a feedback amount control unit that controls an amount of the magnetic flux feedback.

【００１８】好適には、前記磁場センサは、前記検出コ
イルを複数個、検出面に配置したアレイ構造を有し、こ
のアレイ構造は、少なくとも検出面積が互いに異なる複
数種の前記検出コイルを備える。Preferably, the magnetic field sensor has an array structure in which a plurality of the detection coils are arranged on a detection surface, and the array structure includes a plurality of types of the detection coils having at least different detection areas.

【００１９】さらに本発明の第３の側面によれば、生体
から発生する微弱磁場を検出して個別にＳＱＵＩＤ（超
伝導量子干渉素子）に導く検出コイルを複数個、検出面
に沿って配置した検出コイルアレイを備えた生体磁場計
測装置において、前記検出コイルアレイは、同一検出位
置に配置され、ベースラインが互いに異なり、かつ同一
の前記ＳＱＵＩＤに並列に接続された複数の前記検出コ
イルの組を含むとともに、この各組を成す複数の前記検
出コイルのそれぞれに介挿され且つ当該検出コイルを流
れる遮蔽電流を遮断可能な超伝導スイッチと、この超伝
導スイッチの前記遮断機能をオンオフ制御する制御手段
とを設けたことを特徴とする。Further, according to a third aspect of the present invention, a plurality of detection coils for detecting a weak magnetic field generated from a living body and individually guiding the SQUID (superconducting quantum interference device) are arranged along the detection surface. In the biomagnetic field measurement device including the detection coil array, the detection coil array is disposed at the same detection position, the baseline is different from each other, and a plurality of sets of the detection coils connected in parallel to the same SQUID. A superconducting switch that is inserted into each of the plurality of detection coils and that can interrupt a shielding current flowing through the detection coils; and a control unit that controls on / off of the interruption function of the superconducting switch. Are provided.

【００２０】この発明において、好適には、前記超伝導
スイッチは、前記検出コイルのそれぞれに流れる磁場検
出時の遮蔽電流よりも大きな臨界電流値を有するジョセ
フソン接合回路またはＳＱＵＩＤであり、前記制御手段
は、前記臨界電流値のバイアス電流を前記超伝導スイッ
チに供給可能な手段を含む、ことである。In the present invention, preferably, the superconducting switch is a Josephson junction circuit or a SQUID having a critical current value larger than a shield current at the time of detecting a magnetic field flowing through each of the detection coils, and Means for supplying a bias current having the critical current value to the superconducting switch.

【００２１】これにより、生体磁場の計測中にリアルタ
イムに、計測対象毎に、または計測時間毎に磁場感度を
切り替えることができ、信号源（磁場源）の深さ方向に
対する計測点毎の磁場検出能力を変更させ、信号源の深
さ方向における切り分けを行うことができる。検出感度
を切り替えることで、装置全体の磁場感度または部分的
な磁場感度、さらには、ある計測点を中心にした検出感
度を変化させながら、計測中心を移動させるなどのデー
タ収集によって、必要な深部の機能情報を抽出し、機能
画像の３次元再構成を行うことができる。Thus, the magnetic field sensitivity can be switched in real time, for each measurement object, or for each measurement time during the measurement of the biomagnetic field, and the magnetic field can be detected at each measurement point in the depth direction of the signal source (magnetic field source). The capability can be changed, and the signal source can be separated in the depth direction. By switching the detection sensitivity, the required deep area can be obtained by moving the measurement center while changing the magnetic sensitivity of the entire device or partial magnetic field sensitivity, and furthermore, changing the detection sensitivity centering on a certain measurement point. Of the functional image can be extracted, and a three-dimensional reconstruction of the functional image can be performed.

【００２２】一例として、同一の平面または曲面に置か
れた複数の検出コイルについて検出面積を少なくとも２
種類設定する。または、磁束帰還率を計測中または計測
毎にリアルタイムに切り替え、生体の浅い部分から深い
部分まで信号源を探査し、その各探査時に信号源を確定
する。そして、深い信号源に対する深部方向の精度を確
定していく。深部方向において収集できる信号強度を感
度にしたがって弁別する。スルーレートも同時に変更す
る。As an example, for a plurality of detection coils placed on the same plane or curved surface, the detection area is at least two.
Set the type. Alternatively, the magnetic flux feedback rate is switched in real time during or every measurement, a signal source is searched from a shallow portion to a deep portion of a living body, and the signal source is determined at each time of the search. Then, the accuracy in the depth direction for the deep signal source is determined. The signal strength that can be collected in the depth direction is discriminated according to the sensitivity. Change the slew rate at the same time.

【００２３】[0023]

【発明の実施の形態】以下、本発明の実施の形態を添付
図面を参照して説明する。Embodiments of the present invention will be described below with reference to the accompanying drawings.

【００２４】［第１の実施形態］本発明の第１の実施形
態に係る生体磁場計測装置を図１〜図３を参照して説明
する。この第１の実施形態は、検出コイルの検出面積の
大きさを考慮して本発明の目的を達成する生体磁場計測
装置に関する。[First Embodiment] A biomagnetic field measuring apparatus according to a first embodiment of the present invention will be described with reference to FIGS. The first embodiment relates to a biomagnetic field measurement apparatus that achieves the object of the present invention in consideration of the size of a detection area of a detection coil.

【００２５】図１に、生体磁場計測装置としての多チャ
ンネル型ｄｃ−ＳＱＵＩＤ磁束計の概略ブロック図を示
す。この磁束計は、検出コイルアレイ１０、ＳＱＵＩＤ
部１１、データ処理部１２を備える。検出コイルアレイ
１０は、本実施形態では１次微分型から成る複数の検出
コイル２０1 ，…，２０n を有する。なお、この検出コ
イル２０1 ，…，２０n としては、１次微分型以外に
も、マグネットメータ型、２次微分型などの種々のタイ
プのものを用いることができ、その特質に応じて選択す
ればよい。FIG. 1 is a schematic block diagram of a multi-channel dc-SQUID magnetometer as a biomagnetic field measuring device. This magnetometer has a detection coil array 10, a SQUID
A unit 11 and a data processing unit 12 are provided. The detection coil array 10 has a plurality of detection coils 201,. As the detection coils 201,..., 20n, various types such as a magnetometer type and a secondary differential type can be used in addition to the primary differential type. Good.

【００２６】各検出コイル２０1 （…，２０n ）は、生
体の測定対象（例えば頭部）の表面に沿って設定された
コイル配置面２１（すなわち検出面）を有するデュワ２
２内に収容されている。各検出コイルは本実施形態で
は、コイル配置面に沿ってコイル軸方向がほぼ垂直にな
るように配置されている。Each of the detection coils 201 (..., 20 n) has a dewar 2 having a coil arrangement surface 21 (that is, a detection surface) set along the surface of a measurement object (for example, a head) of a living body.
2 housed. In this embodiment, each detection coil is arranged so that the coil axis direction is substantially perpendicular along the coil arrangement surface.

【００２７】検出コイル２０1 ，…，２０n のそれぞれ
はボビンＢに巻装された巻装コイルであってもよいし、
スパッタリング、塗装、多層基板化による一体型の平面
コイルであってもよい。これらの検出コイルは、その検
出面積の大小から２種類のコイル群に分けられる。図２
に示す如く、一方のコイル群を成す検出コイル２０1，
２０3 ，…２０n-1 の検出面積Ｓ1 は小さく、もう一方
のコイル群を成す検出コイル２０2 ，２０4 ，…２０n
の検出面積Ｓ2 は大きく、Ｓ１＜Ｓ２の関係に設定され
ている。この２種類の検出面積の検出コイルは、図２に
示すように、コイル配置面に沿って互いに隣り合いかつ
均等に散在するように配置されている。同図は、コイル
配置面を平面状に展開したときの検出コイルの配置状況
の一部を示している。Each of the detection coils 201,..., 20n may be a wound coil wound around a bobbin B,
It may be an integrated planar coil formed by sputtering, painting, or forming a multilayer substrate. These detection coils are classified into two types of coil groups based on the size of the detection area. FIG.
As shown in the figure, the detection coils 201,
The detection area S1 of 203,... 20n-1 is small, and the detection coils 202, 204,.
Are large and the relationship S1 <S2 is set. As shown in FIG. 2, the detection coils having these two detection areas are arranged so as to be adjacent to each other and evenly scattered along the coil arrangement surface. This figure shows a part of the arrangement state of the detection coils when the coil arrangement surface is developed in a plane.

【００２８】ＳＱＵＩＤ部１１は、複数の測定点の検出
コイルに個別に繋がるＳＱＵＩＤ回路２３1 ，…，２３
n を有する。このＳＱＵＩＤ回路２３1 ，…，２３n の
各々は、ジョセフソン接合部を２個有する超伝導リング
で成るＳＱＵＩＤ（超伝導量子干渉素子）を有し、この
超伝導リングに一体的に形成された図示しない磁束イン
プットコイルを介して各検出コイルの検出磁束を接合部
に導くようになっている。なお、このＳＱＵＩＤ部１１
および検出コイルアレイ１０は、液体ヘリウムに拠る低
温冷却を行うデュワ２２に収容され、超伝導状態に保持
される。The SQUID section 11 has SQUID circuits 231,..., 23 connected individually to the detection coils at a plurality of measurement points.
has n. Each of the SQUID circuits 231,..., 23n has a SQUID (superconducting quantum interference device) composed of a superconducting ring having two Josephson junctions, and is not shown and formed integrally with the superconducting ring. The detection magnetic flux of each detection coil is guided to the joint via the magnetic flux input coil. The SQUID unit 11
The detection coil array 10 is housed in a dewar 22 that performs low-temperature cooling using liquid helium, and is maintained in a superconducting state.

【００２９】データ処理部１２は、検出チャンネル毎に
設けられる駆動回路２４1 ，…，２４n およびＡ／Ｄ変
換器２５1 ，…，２５n を有するとともに、磁場源解
析、推定などのデータ処理を所望のアルゴリズム（例え
ば、リードフィールド行列法、準ニュートン法、共役勾
配法など）で実施するワークステーション２６を備えて
いる。駆動回路２４1 ，…，２４n のそれぞれは、ＳＱ
ＵＩＤ回路２３1 ，…，２３n の各超伝導リングに直流
バイアス電流を供給するとともに、例えば超伝導リング
のジョセフソン接合部の電圧が変化しないように磁束フ
ィードバックを掛ける、いわゆるＦＬＬ(flux locked l
oop)操作を行う。このときのフィードバック信号が測定
磁束の強度に対応した信号となるので、駆動回路２４1
，…，２４n はこのフィードバック信号を検出信号と
してチャンネル毎に後段のＡ／Ｄ変換器２５1 （…，２
５n ）に出力する。Ａ／Ｄ変換器２５1 ，…，２５n で
デジタル化された検出信号はワークステーション２６の
コンピュータ２６Ａに送られる。コンピュータ２６Ａ
は、各検出チャンネルの検出データに基づき、磁場源
（電流源）の空間的位置（分布）、大きさ、向きなどの
推定のための解析を行うようになっている。The data processing unit 12 has driving circuits 241,..., 24n and A / D converters 251,..., 25n provided for each detection channel, and performs data processing such as magnetic field source analysis and estimation by a desired algorithm. (For example, a lead field matrix method, a quasi-Newton method, a conjugate gradient method, etc.). Each of the driving circuits 241,.
A dc bias current is supplied to each of the superconducting rings of the UID circuits 231,..., 23n, and a magnetic flux feedback is applied so that the voltage at the Josephson junction of the superconducting ring does not change.
oop) operation. Since the feedback signal at this time is a signal corresponding to the intensity of the measured magnetic flux, the drive circuit 241
,..., 24n use this feedback signal as a detection signal for each channel for the subsequent A / D converter 251 (.
5n). The detection signals digitized by the A / D converters 251,..., 25n are sent to the computer 26A of the workstation 26. Computer 26A
Performs analysis for estimating the spatial position (distribution), size, direction, etc. of the magnetic field source (current source) based on the detection data of each detection channel.

【００３０】第１の実施形態のＳＱＵＩＤ磁束計は以上
のように構成され機能する。このため、その磁場検出の
感度は、図３に示す如く、検出面積が小さいＳ１の検出
コイル２０1 ，…，２０n が提供する磁場感度曲線ａ
と、検出面積が大きいＳ２の検出コイル２０2 ，…，２
０n が提供する磁場感度曲線ｂとが得られる。この２種
類の深さ−感度曲線ａ，ｂは互いに従属しているが、深
さ方向の情報に対して異なった情報量を持つようにな
る。The SQUID magnetometer according to the first embodiment functions and operates as described above. Therefore, the sensitivity of the magnetic field detection is, as shown in FIG. 3, the magnetic field sensitivity curve a provided by the S1 detection coils 201,.
,..., 2 of the S2 detection coil having a large detection area
0n provided by the magnetic field sensitivity curve b. The two types of depth-sensitivity curves a and b are dependent on each other, but have different information amounts with respect to information in the depth direction.

【００３１】つまり、本実施形態では、この深さ−感度
曲線の異なる検出コイルの複数組（ここでは２組）が同
一検出面に配置されているので、磁場源解析の処理にお
いて、磁場源と測定磁場との間の支配方程式の線形独立
性が高めれる。したがって、その支配方程式により推定
して、深さの異なる磁場源の大きさを求めることがで
き、磁場源の深さの識別が可能になる。これにより、例
えば、３次元磁場源分布を推定した場合に推定磁場源の
分布が浅い方に偏る、または深さの異なる複数の磁場源
を推定した場合に深い方の磁場源推定の精度が低下する
といった問題をも的確に回避でき、深さ方向に安定した
検出を行うことができるとともに、その検出精度を向上
させることができる。That is, in this embodiment, since a plurality of sets of detection coils having different depth-sensitivity curves (here, two sets) are arranged on the same detection surface, the magnetic field source analysis process is performed in the magnetic field source analysis processing. The linear independence of the governing equation with the measured magnetic field is enhanced. Therefore, the magnitudes of the magnetic field sources having different depths can be obtained by estimating from the governing equations, and the depth of the magnetic field sources can be identified. Thereby, for example, when the three-dimensional magnetic field source distribution is estimated, the distribution of the estimated magnetic field source is biased toward a shallower one, or when a plurality of magnetic field sources having different depths are estimated, the accuracy of the deeper magnetic field source estimation is reduced. In addition, it is possible to accurately avoid the problem of performing the detection, to perform stable detection in the depth direction, and to improve the detection accuracy.

【００３２】また、生体磁場の計測中にリアルタイム
に、計測対象毎に、または計測時間毎に磁場感度を切り
替えることができ、信号源（磁場源）の深さ方向に対す
る計測点毎の磁場検出能力を変更させ、信号源の深さ方
向における切り分けを行うことができる。検出感度を切
り替えることで、装置全体の磁場感度または部分的な磁
場感度、さらには、ある計測点を中心にした検出感度を
変化させながら、計測中心を移動させるなどのデータ収
集によって、必要な深部の機能情報を抽出し、機能画像
の３次元再構成を行うことができる。Further, the magnetic field sensitivity can be switched in real time, for each measurement object, or for each measurement time during the measurement of the biomagnetic field, and the magnetic field detection capability at each measurement point in the depth direction of the signal source (magnetic field source) can be changed. Can be changed, and the signal source can be separated in the depth direction. By switching the detection sensitivity, the required deep area can be obtained by moving the measurement center while changing the magnetic sensitivity of the entire device or partial magnetic field sensitivity, and furthermore, changing the detection sensitivity centering on a certain measurement point. Of the functional image can be extracted, and a three-dimensional reconstruction of the functional image can be performed.

【００３３】なお、上述した実施形態は検出面積の大き
さを大、小の２タイプに分ける検出コイルアレイの例を
説明したが、本発明はこれに限定されるものではない。
検出面積を大、中、小の３タイプあるいはそれ以上の多
段階に分けるようにしてもよく、それに応じて、深さ−
感度曲線（すなわち、深さ方向の情報量の異なったデー
タ）の数も増加し、磁場源の深さ方向の識別能力がそれ
だけ高くなる。In the above-described embodiment, an example of the detection coil array in which the size of the detection area is divided into two types, large and small, has been described. However, the present invention is not limited to this.
The detection area may be divided into three types, large, medium, and small, or more stages, and the depth may be reduced according to the classification.
The number of sensitivity curves (i.e., data with different amounts of information in the depth direction) is also increased, and the discrimination ability in the depth direction of the magnetic field source is correspondingly increased.

【００３４】［第２の実施形態］第２の実施形態を図４
および図５に基づき説明する。第１の実施形態のものと
同一または同等の構成要素には同一符号を用いる（以下
の実施形態についても同様に同一符号を用いる）。[Second Embodiment] FIG.
A description will be given with reference to FIG. The same reference numerals are used for the same or equivalent components as those of the first embodiment (the same reference numerals are also used for the following embodiments).

【００３５】この第２の実施形態は、検出コイルのベー
スラインの大きさを考慮して、生体深さ方向の磁場検出
感度を改善する生体磁場計測装置に関する。The second embodiment relates to a biomagnetic field measuring apparatus that improves the sensitivity of detecting a magnetic field in the depth direction of a living body in consideration of the size of a baseline of a detection coil.

【００３６】この実施形態に係る生体磁場計測装置とし
てのＳＱＵＩＤ磁束計は、図４および図５に示す検出コ
イルアレイ１０を有する。この検出コイルアレイ１０も
複数の検出コイルにより構成されている。詳細には、こ
の検出コイル２０，…，２０は、ベースラインの長さが
大小の２種類にコイルから成る。一方はベースライン長
さがＢ1 の検出コイルの組２０Ｂ1 ，…，２０Ｂ1 から
成り、もう一方はベースライン長さがＢ2 （＞Ｂ1 ）の
検出コイルの組２０Ｂ2 ，…，２０Ｂ2 から成る。これ
らの検出コイル２０Ｂ1 ，…，２０Ｂ1 ，２０Ｂ2 ，
…，２０Ｂ2 は、コイル配置面（検出面）２１に極力、
交互に配置されるように位置決めされている。The SQUID magnetometer as a biomagnetic field measuring apparatus according to this embodiment has a detection coil array 10 shown in FIGS. This detection coil array 10 is also composed of a plurality of detection coils. In detail, the detection coils 20,..., 20 are composed of two types of coils whose base line length is large and small. One consists of a set of detection coils 20B1,..., 20B1 having a base line length of B1, and the other consists of a set of detection coils 20B2,..., 20B2 having a base line length of B2 (> B1). , 20B1, 20B2,.
.., 20B2 are as close as possible to the coil arrangement surface (detection surface) 21,
They are positioned so that they are arranged alternately.

【００３７】このように同一検出面に、ベースラインの
異なる検出コイルを複数組配置することにより、第１の
実施形態と同様に、複数の深さ−感度曲線に基づく磁場
源解析が可能になる。したがって、磁場源の深さ方向の
識別能が高まり、深さ方向の検出精度が向上する。By arranging a plurality of detection coils having different baselines on the same detection surface in this manner, it becomes possible to perform a magnetic field source analysis based on a plurality of depth-sensitivity curves, as in the first embodiment. . Therefore, the discrimination ability in the depth direction of the magnetic field source is enhanced, and the detection accuracy in the depth direction is improved.

【００３８】なお、この実施形態はベースライン長を
大、小の２タイプに分ける検出コイルアレイの例を説明
したが、本発明はこれに限定されるものではなく、ベー
スライン長を大中小の３段階またはそれ以上に分けて設
定してもよい。In this embodiment, an example of the detection coil array in which the baseline length is divided into two types, large and small, has been described. However, the present invention is not limited to this. It may be set in three or more stages.

【００３９】［第３の実施形態］本発明の第３の実施形
態を図６および図７に基づき説明する。Third Embodiment A third embodiment of the present invention will be described with reference to FIGS.

【００４０】この第３の実施形態は、検出コイルのベー
スライン長および検出面積の大きさを共に考慮して、生
体深さ方向の磁場検出感度を改善する生体磁場計測装置
に関する。The third embodiment relates to a biomagnetic field measuring apparatus that improves the sensitivity of detecting a magnetic field in the depth direction of a living body by considering both the base line length of the detection coil and the size of the detection area.

【００４１】この実施形態に係る生体磁場計測装置とし
てのＳＱＵＩＤ磁束計は、図６および図７に示す検出コ
イルアレイ１０を有する。この検出コイルアレイ１０も
複数の検出コイルにより構成されている。The SQUID magnetometer as the biomagnetic field measuring apparatus according to this embodiment has the detection coil array 10 shown in FIGS. This detection coil array 10 is also composed of a plurality of detection coils.

【００４２】詳細には、この検出コイル２０，…，２０
は、ベースラインの長さが大小の２種類のパラメータと
検出面積が大小の２種類のパラメータとが組み合わされ
たコイルから成る。つまり、検出面積およびベースライ
ンが共に大きい形状の複数の第１の検出コイル２０Ｓ2
Ｂ2 ，…，２０Ｓ2 Ｂ2 と、検出面積が大きくかつベー
スラインが小さい形状の複数の第２の検出コイル２０Ｓ
2 Ｂ1 ，…，２０Ｓ2Ｂ1 と、検出面積が小さくかつベ
ースラインが大きい形状の複数の第３の検出コイル２０
Ｓ1 Ｂ2 ，…，２０Ｓ1 Ｂ2 と、検出面積およびベース
ラインが共に小さい形状の複数の第４の検出コイル２０
Ｓ1 Ｂ1 ，…，２０Ｓ1 Ｂ1 とから成る。これらの検出
コイルは、コイル配置面（検出面）２１に極力、交互に
配置され且つ配置密度が平均化するように位置決めされ
ている。More specifically, the detection coils 20,.
Is composed of a coil in which two types of parameters having a large and small base line length and two types of parameters having a large and small detection area are combined. That is, the plurality of first detection coils 20S2 each having a large detection area and a large base line.
B2,..., 20S2 B2 and a plurality of second detection coils 20S having a large detection area and a small baseline.
.., 20S2B1 and a plurality of third detection coils 20 having a small detection area and a large base line.
S1 B2,..., 20S1 B2 and a plurality of fourth detection coils 20 each having a small detection area and a small baseline.
S1 B1,..., 20S1 B1. These detection coils are alternately arranged on the coil arrangement surface (detection surface) 21 as much as possible and positioned so that the arrangement density is averaged.

【００４３】このように同一検出面に、ベースライン長
および検出面積が異なる検出コイルを４組、複数個ずつ
配置することにより、第１および第２の実施形態と同様
に、複数の深さ−感度曲線に基づく磁場源解析が可能に
なる。したがって、磁場源の深さ方向の識別能が高ま
り、深さ方向の検出精度が向上する。By arranging four sets of detection coils having different base line lengths and different detection areas on the same detection surface in this manner, as in the first and second embodiments, a plurality of detection coils are provided. Magnetic field source analysis based on the sensitivity curve becomes possible. Therefore, the discrimination ability in the depth direction of the magnetic field source is enhanced, and the detection accuracy in the depth direction is improved.

【００４４】なお、この実施形態において、ベースライ
ン長および検出面積を共に大、小の２タイプに分けると
したが、大、中、小など、３種類またはそれ以上の大き
さに分けて互いに組み合わせてもよい。In this embodiment, both the base line length and the detection area are divided into two types, large and small. However, the baseline length and the detection area are divided into three types such as large, medium, and small, and are combined with each other. You may.

【００４５】［第４の実施形態］本発明の第４の実施形
態を図８〜図１０に基づき説明する。[Fourth Embodiment] A fourth embodiment of the present invention will be described with reference to FIGS.

【００４６】この第４の実施形態は、ＳＱＵＩＤへの磁
束帰還量を変えて、生体深さ方向の磁場検出感度を改善
する生体磁場計測装置に関する。The fourth embodiment relates to a biomagnetic field measuring apparatus that improves the magnetic field detection sensitivity in the depth direction of a living body by changing the amount of magnetic flux feedback to the SQUID.

【００４７】この実施形態に係る生体磁場計測装置とし
てのＳＱＵＩＤ磁束計は、図８および図９に示す如く、
第１の実施形態の構成に、磁束帰還量の制御機構を加え
たものである。具体的には、それぞれの検出チャンネル
に装備された帰還抵抗群３０1 ，…，３０n および切替
制御器３１1 ，…，３１n を備える。帰還抵抗群３０1
，…，３０n のそれぞれは、各駆動回路２４1 （…，
２４n ）の出力から各ＳＱＵＩＤ２３1 （…，２３n ）
へのフィードバック経路に介挿された可変抵抗群から成
る。切替制御器３１1 ，…，３１n のそれぞれは、ワー
クステーション２６のコンピュータ２６Ａから送られる
制御信号に応答して各帰還抵抗群３０1 （…，３０n ）
の抵抗値を切り替えるもので、デジタルスイッチを搭載
している。コンピュータ２６Ａは、生体磁場の計測中ま
たは計測毎に、磁束帰還量を制御する制御信号を切換制
御器３１1 ，…，３１n に送るようになっている。As shown in FIGS. 8 and 9, the SQUID magnetometer as the biomagnetic field measuring apparatus according to this embodiment has the following features.
The configuration of the first embodiment is obtained by adding a control mechanism for the amount of magnetic flux feedback. Specifically, it includes feedback resistor groups 301,..., 30n and switch controllers 311,. Feedback resistor group 301
,..., 30n are connected to the respective drive circuits 241 (.
24n) from the output of each SQUID 231 (..., 23n)
And a variable resistor group inserted in the feedback path. Each of the switching controllers 31 1,..., 31 n responds to a control signal sent from the computer 26A of the work station 26 by a feedback resistor group 301 (.
A digital switch is mounted to switch the resistance value. The computer 26A sends a control signal for controlling the amount of magnetic flux feedback to the switching controllers 31 1,..., 31 n during or every time the biomagnetic field is measured.

【００４８】検出コイルアレイ１０の複数の検出コイル
２０1 ，…，２０n は、第１の実施形態と同様に、その
検出面積が大小の所定値Ｓ2 およびＳ1 に分けて設定さ
れている。The detection coils 201,..., 20n of the detection coil array 10 have their detection areas divided into predetermined large and small values S2 and S1, as in the first embodiment.

【００４９】このため、生体の深さ方向の磁場感度曲線
として、図１０に示すように、第１に、小さい方の検出
面積Ｓ1 で決まる最小の感度曲線ａおよび大きい方の検
出面積Ｓ2 で決まる最大の感度曲線ｂが得られる。第２
に、帰還抵抗群３０1 （…，３０n ）を調整することに
よって、かかる２つの感度曲線ａ，ｂの幅間で磁場感度
曲線を変更することができる。したがって、第１の実施
形態と同等の作用効果を得ることができるとともに、磁
場感度曲線の変更の自由度が高まり、生体深さ方向の磁
場源の識別能力をさらに向上させることができる。For this reason, as shown in FIG. 10, the magnetic field sensitivity curve in the depth direction of the living body is first determined by the minimum sensitivity curve a determined by the smaller detection area S1 and by the larger detection area S2. The maximum sensitivity curve b is obtained. Second
By adjusting the feedback resistor group 301 (..., 30n), the magnetic field sensitivity curve can be changed between the widths of the two sensitivity curves a and b. Therefore, the same operation and effect as those of the first embodiment can be obtained, the degree of freedom of changing the magnetic field sensitivity curve is increased, and the ability to identify the magnetic field source in the depth direction of the living body can be further improved.

【００５０】一例として、同一の平面または曲面に置か
れた複数の検出コイルについて検出面積を少なくとも２
種類設定する。または、磁束帰還率を計測中または計測
毎にリアルタイムに切り替え、生体の浅い部分から深い
部分まで信号源を探査し、その各探査時に信号源を確定
する。そして、深い信号源に対する深部方向の精度を確
定していく。深部方向において収集できる信号強度を感
度にしたがって弁別する。スルーレートも同時に変更す
る。As an example, for a plurality of detection coils placed on the same plane or curved surface, the detection area is at least two.
Set the type. Alternatively, the magnetic flux feedback rate is switched in real time during or every measurement, a signal source is searched from a shallow portion to a deep portion of a living body, and the signal source is determined at each time of the search. Then, the accuracy in the depth direction for the deep signal source is determined. The signal strength that can be collected in the depth direction is discriminated according to the sensitivity. Change the slew rate at the same time.

【００５１】［第５の実施形態］本発明の第５の実施形
態を図１１〜図１３に基づき説明する。[Fifth Embodiment] A fifth embodiment of the present invention will be described with reference to FIGS.

【００５２】この実施形態は超伝導スイッチを用いて、
使用する検出コイルを切り替える構成を特徴とし、これ
により生体深さ方向の解析精度向上を目指すものであ
る。This embodiment uses a superconducting switch,
The present invention is characterized in that a detection coil to be used is switched, thereby improving the analysis accuracy in the depth direction of the living body.

【００５３】この実施形態の生体磁場計測装置は、図１
１に示す検出コイルアレイ１０を有する。この検出コイ
ルアレイ１０は前述と同様に複数の１次微分型の検出コ
イル２０a1，…，２０a1、２０a2，…，２０a2，２０b
，…，２０b を備える。この内、第１のコイル２０a
1，…，２０a1のそれぞれと第２のコイル２０a2，…，
２０a2のそれぞれとが対を成し、同一の計測位置に配置
されている。第１のコイル２０a1と第２のコイル２０a2
は、ともに同一の検出面積Ｓ2 を有するが、ベースライ
ンが異なり、第１のコイル２０a1のベースラインｂ1 が
第２のコイル２０a2のベースラインｂ2 よりも小さくな
っている（ｂ1 ＜ｂ2 ）。第１のコイル２０a1と第２の
コイル２０a2はさらに、同一の１個のＳＱＵＩＤ２３1
に接続されている。また、第３のコイル２０b ，…，２
０b は第１、第２のコイルの対とは別の計測位置に配置
され、検出面積Ｓ1 （＜Ｓ2 ）かつベースラインｂ2 と
なっている。この第３のコイル２０b ，…，２０b のそ
れぞれは、第１、第２のコイルの対とは別のＳＱＵＩＤ
２３2 に接続されている。The biomagnetic field measuring apparatus according to this embodiment is shown in FIG.
1 has a detection coil array 10. The detection coil array 10 includes a plurality of first-order differential detection coils 20a1,..., 20a1, 20a2,.
,..., 20b. Among them, the first coil 20a
, 20a1 and the second coils 20a2,.
20a2 form a pair and are arranged at the same measurement position. First coil 20a1 and second coil 20a2
Have the same detection area S2, but have different baselines, and the baseline b1 of the first coil 20a1 is smaller than the baseline b2 of the second coil 20a2 (b1 <b2). The first coil 20a1 and the second coil 20a2 are further provided with the same one SQUID 231
It is connected to the. Also, the third coils 20b,.
0b is located at a measurement position different from the first and second coil pairs, and has a detection area S1 (<S2) and a baseline b2. Each of the third coils 20b,..., 20b has a different SQUID from the pair of the first and second coils.
232.

【００５４】さらに、第１、第２のコイル２０a1，…，
２０a1、２０a2，…，２０a2の生体深さ方向の配線部分
には、超伝導スイッチ３３が個別に介挿されている。超
伝導スイッチ３３は図１２（ａ）または（ｂ）に示す如
く、磁場検出時に検出コイルに流れる遮蔽電流によりも
大きな臨界電流値のジョセフソン接合（ＪＪ）回路また
はＳＱＵＩＤ回路から成る。超伝導スイッチ３３には図
１１に示す如くバイアス電流を供給する電流源３４が接
続され、その供給経路にオンオン・スイッチ３５が介挿
される。このスイッチ３５のオンオフは、例えば、ワー
クステーション２６により制御される。Further, the first and second coils 20a1,.
Superconducting switches 33 are individually inserted in the wiring portions of the body 20a1, 20a2,..., 20a2 in the depth direction of the living body. As shown in FIG. 12A or 12B, the superconducting switch 33 is formed of a Josephson junction (JJ) circuit or a SQUID circuit having a critical current value larger than a shielding current flowing through the detection coil when detecting a magnetic field. As shown in FIG. 11, a current source 34 for supplying a bias current is connected to the superconducting switch 33, and an on-on switch 35 is inserted in the supply path. The on / off of the switch 35 is controlled by, for example, the workstation 26.

【００５５】なお、超伝導スイッチ３３としてＳＱＵＩ
Ｄ回路を用いる場合、その超伝導リングを８の字構造に
形成する。これにより、外部磁場を超伝導リング自体で
キャンセルできる。または、磁束電圧曲線の無くなるバ
イアス電流値をスイッチ用電流として使用してもよい。The superconducting switch 33 is SQUI.
When a D circuit is used, the superconducting ring is formed in a figure-eight structure. Thus, the external magnetic field can be canceled by the superconducting ring itself. Alternatively, a bias current value at which the magnetic flux voltage curve disappears may be used as the switch current.

【００５６】これにより、各超伝導スイッチ３３の導
通、非導通をバイアス電流に基づいて制御できる。つま
り、超伝導スイッチ３３を形成するジョセフソン接合回
路またはＳＱＵＩＤ回路は、図１３に示す電流電圧特性
を有し、所定の臨界電流値以上にバイアス電流を流すと
抵抗成分が見え始め、検出コイルが磁場を検出したとき
の遮蔽電流を実質的に遮断することになる。したがっ
て、スイッチ３５をオンにして超伝導スイッチ３３にバ
イアス電流を流すと、超伝導スイッチ３３は抵抗成分に
拠り実質的に非導通の状態になる。その反対に、スイッ
チ３５をオフにして超伝導スイッチ３３にバイアス電流
を流さなければ、超伝導スイッチ３３は超伝導状態を維
持するから、遮蔽電流が通過できる導通状態になる。こ
の結果、ワークステーション２６からスイッチ３５，
…，３５のオンオフを制御すれば、第１、第２のコイル
のいずれか一方を選択的に稼働させることができる。Thus, the conduction and non-conduction of each superconducting switch 33 can be controlled based on the bias current. That is, the Josephson junction circuit or the SQUID circuit forming the superconducting switch 33 has the current-voltage characteristic shown in FIG. 13, and when a bias current is applied to a predetermined critical current value or more, the resistance component starts to be seen, and the detection coil starts to operate. The shielding current when the magnetic field is detected is substantially cut off. Therefore, when the switch 35 is turned on and a bias current flows through the superconducting switch 33, the superconducting switch 33 is substantially turned off due to the resistance component. On the other hand, if the switch 35 is turned off and a bias current is not supplied to the superconducting switch 33, the superconducting switch 33 maintains the superconducting state, so that the superconducting switch 33 is in a conducting state through which the shielding current can pass. As a result, a switch 35,
, 35, one of the first and second coils can be selectively operated.

【００５７】このため、生体磁場の計測中、または、計
測毎に、スイッチ３５，…，３５のオンオフを制御し
て、第３のコイル２０b ，…，２０b と組み合わせて使
用する第１のコイル２０a1，…，２０a1または第２のコ
イル２０a2，…，２０a2を任意に選択できる。すなわ
ち、同一の計測位置において、検出面積は同じだが、ベ
ースラインの異なる検出コイルを選択できる。For this reason, the on / off of the switches 35,..., 35 is controlled during or every time the biomagnetic field is measured, and the first coil 20a1 used in combination with the third coils 20b,. ,..., 20a1 or the second coils 20a2,. That is, at the same measurement position, detection coils having the same detection area but different baselines can be selected.

【００５８】これにより、生体磁場の計測中にリアルタ
イムに、計測対象毎に、または計測時間毎に磁場感度を
切り替えることができ、信号源（磁場源）の深さ方向に
対する計測点毎の磁場検出能力を変更させ、信号源の深
さ方向における切り分けを行うことができる。検出感度
を切り替えることで、装置全体の磁場感度または部分的
な磁場感度、さらには、ある計測点を中心にした検出感
度を変化させながら、計測中心を移動させるなどのデー
タ収集によって、必要な深部の機能情報を抽出し、機能
画像の３次元再構成を行うことができる。Thus, the magnetic field sensitivity can be switched in real time, for each measurement object, or for each measurement time during the measurement of the biomagnetic field, and the magnetic field can be detected at each measurement point in the depth direction of the signal source (magnetic field source). The capability can be changed, and the signal source can be separated in the depth direction. By switching the detection sensitivity, the required deep area can be obtained by moving the measurement center while changing the magnetic sensitivity of the entire device or partial magnetic field sensitivity, and furthermore, changing the detection sensitivity centering on a certain measurement point. Of the functional image can be extracted, and a three-dimensional reconstruction of the functional image can be performed.

【００５９】このように超伝導スイッチ３３を用いるこ
とで、同一の計測位置における磁場検出感度を変更でき
るから、装置全体の磁場感度特性を所望のものに設定す
る上で必要な各計測位置の磁場感度を容易に得ることが
できる。したがって、生体深さ方向における磁場感度の
設定を容易化できる。By using the superconducting switch 33 as described above, the magnetic field detection sensitivity at the same measurement position can be changed. Therefore, the magnetic field detection at each measurement position necessary for setting the magnetic field sensitivity characteristics of the entire apparatus to a desired one is possible. Sensitivity can be easily obtained. Therefore, setting of the magnetic field sensitivity in the depth direction of the living body can be facilitated.

【００６０】また、超伝導スイッチを用いることで、第
１、第２のコイルを別々のＳＱＵＩＤに接続する必要が
無く、同一の１個のＳＱＵＩＤに接続できる。このた
め、磁場検出用のＳＱＵＩＤの特性を揃える煩わしさも
無く、また配線の引き回しも容易になるという利点もあ
る。Further, by using the superconducting switch, it is not necessary to connect the first and second coils to different SQUIDs, and it is possible to connect the same coil to one and the same SQUID. For this reason, there is an advantage that there is no need to make the characteristics of the SQUID for detecting the magnetic field uniform, and that the wiring can be easily routed.

【００６１】なお、上述した各実施形態では超伝導動作
をさせる極低温温度として、液体ヘリウム温度を用いて
説明したが、この液体ヘリウム温度以下の低温であって
も同様に実施できる。In each of the embodiments described above, the liquid helium temperature is used as the cryogenic temperature at which the superconducting operation is performed. However, the present invention can be similarly performed at a low temperature equal to or lower than the liquid helium temperature.

【００６２】[0062]

【発明の効果】以上説明したように、本発明に係る生体
磁場計測装置によれば、生体磁場計測のＳ／Ｎ比を良好
な値に保持でき、さらに、その深さ方向における磁場源
の切り分けを好適に行うことができて、磁場源推定精度
の信頼性を向上させた生体磁場計測装置を提供すること
ができる。As described above, according to the biomagnetic field measuring apparatus according to the present invention, the S / N ratio of the biomagnetic field measurement can be maintained at a good value, and the magnetic field source can be separated in the depth direction. Can be preferably performed, and a biomagnetic field measuring apparatus with improved reliability of the magnetic field source estimation accuracy can be provided.

【００６３】具体的には、磁場信号の信号源の深さ方向
の信号源解析精度を向上させることができる。また磁場
感度を計測目的、計測対象に合わせてリアルタイムに又
は計測毎に自在に変更することができるから、磁場の深
さ方向の焦点決めが可能になる。さらに、信号収集に際
し、同特性のＳＱＵＩＤを用いることができ、検出コイ
ルを計測対象に応じて自在に使い分けできる。Specifically, the accuracy of signal source analysis in the depth direction of the signal source of the magnetic field signal can be improved. Further, since the magnetic field sensitivity can be freely changed in real time or for each measurement in accordance with the measurement purpose and the measurement target, it is possible to determine the focus of the magnetic field in the depth direction. Furthermore, when collecting signals, SQUIDs having the same characteristics can be used, and the detection coil can be used freely according to the measurement target.

【００６４】一方、本発明は、検出コイルアレイ用に格
別に大掛かりな電源を用意することもなく、かつ液体ヘ
リウムの補給コストを押さえた状態で、生体磁場計測の
Ｓ／Ｎ比を良好な値に保持でき、さらに、深さ方向にお
ける磁場源の切り分けを好適に行うことができる。On the other hand, according to the present invention, the S / N ratio of the biomagnetic field measurement can be set to a good value without preparing an extraordinarily large power supply for the detection coil array and keeping the supply cost of liquid helium low. , And the separation of the magnetic field source in the depth direction can be suitably performed.

【図面の簡単な説明】[Brief description of the drawings]

【図１】本発明の第１の実施形態に係る生体磁場計測装
置としてのＳＱＵＩＤ磁束計の概略構成を示すブロック
図。FIG. 1 is a block diagram showing a schematic configuration of a SQUID magnetometer as a biomagnetic field measuring apparatus according to a first embodiment of the present invention.

【図２】第１の実施形態における検出コイルの配置を説
明する図。FIG. 2 is a diagram illustrating an arrangement of a detection coil according to the first embodiment.

【図３】第１の実施形態における磁場感度曲線を説明す
る図。FIG. 3 is a diagram illustrating a magnetic field sensitivity curve according to the first embodiment.

【図４】本発明の第２の実施形態に係る生体磁場計測装
置としてのＳＱＵＩＤ磁束計の概略構成の一部を示すブ
ロック図。FIG. 4 is a block diagram showing a part of a schematic configuration of a SQUID magnetometer as a biomagnetic field measuring device according to a second embodiment of the present invention.

【図５】第２の実施形態における検出コイルの配置を説
明する図。FIG. 5 is a diagram illustrating an arrangement of detection coils according to a second embodiment.

【図６】本発明の第３の実施形態に係る生体磁場計測装
置としてのＳＱＵＩＤ磁束計の概略構成の一部を示すブ
ロック図。FIG. 6 is a block diagram showing a part of a schematic configuration of a SQUID magnetometer as a biomagnetic field measuring device according to a third embodiment of the present invention.

【図７】第３の実施形態における検出コイルの配置を説
明する図。FIG. 7 is a diagram illustrating an arrangement of detection coils according to a third embodiment.

【図８】本発明の第４の実施形態に係る生体磁場計測装
置としてのＳＱＵＩＤ磁束計の概略構成を示すブロック
図。FIG. 8 is a block diagram showing a schematic configuration of a SQUID magnetometer as a biomagnetic field measuring apparatus according to a fourth embodiment of the present invention.

【図９】第４の実施形態のＳＱＵＩＤ磁束計における磁
束帰還量の調整機構の部分を示すブロック図。FIG. 9 is a block diagram showing a part of a mechanism for adjusting a magnetic flux feedback amount in a SQUID magnetometer according to a fourth embodiment;

【図１０】第４の実施形態における磁場感度曲線を説明
する図。FIG. 10 is a diagram illustrating a magnetic field sensitivity curve according to a fourth embodiment.

【図１１】本発明の第５の実施形態に係る生体磁場計測
装置としてのＳＱＵＩＤ磁束計の検出コイルアレイの配
置図。FIG. 11 is a layout diagram of a detection coil array of a SQUID magnetometer as a biomagnetic field measuring device according to a fifth embodiment of the present invention.

【図１２】同図（ａ）または（ｂ）は第５の実施形態に
おける超伝導スイッチの配置状況を説明する図。FIG. 12A or FIG. 12B is a diagram for explaining an arrangement state of superconducting switches according to a fifth embodiment.

【図１３】超伝導スイッチの電流電圧曲線の例を示すグ
ラフ。FIG. 13 is a graph showing an example of a current-voltage curve of a superconducting switch.

【図１４】従来の検出コイルアレイの一例を示す説明
図。FIG. 14 is an explanatory diagram showing an example of a conventional detection coil array.

【図１５】従来の検出コイルによる磁場感度曲線の一例
を示すグラフ。FIG. 15 is a graph showing an example of a magnetic field sensitivity curve by a conventional detection coil.

【符号の説明】[Explanation of symbols]

１０ 検出コイルアレイ １１ ＳＱＵＩＤ部 １２ データ処理部 ２０1 ，…，２０n 、２０Ｂ1 ，…，２０Ｂn 、２０Ｓ
1 Ｂ1 ，２０Ｓ1 Ｂ2 ，２０Ｓ2 Ｂ1 ，２０Ｓ2 Ｂ2 、
２０a1，２０a2，２０b 検出コイル ２１ 検出面 ２３1 ，…，２３n ＳＱＵＩＤ ２４1 ，…，２４n 駆動回路 ２５1 ，…，２５n Ａ／Ｄ変換器 ２６ ワークステーション ３０1 ，…，３０n 帰還抵抗群 ３１1 ，…，３１n 切替制御器 ３３ 超伝導スイッチ ３４ 電流源 ３５ スイッチDESCRIPTION OF SYMBOLS 10 Detection coil array 11 SQUID part 12 Data processing part 201, ..., 20n, 20B1, ..., 20Bn, 20S
1 B1, 20S1 B2, 20S2 B1, 20S2 B2,
20a1, 20a2, 20b Detecting coil 21 Detecting surface 231,..., 23n SQUID 241,..., 24n Drive circuit 251,. Controller 33 Superconducting switch 34 Current source 35 Switch

Claims (9)

【特許請求の範囲】[Claims] 【請求項１】 生体から発生する微弱磁場を検出して個
別にＳＱＵＩＤ（超伝導量子干渉素子）に導く検出コイ
ルを複数個、検出面に沿って配置した検出コイルアレイ
を備え、 前記複数の検出コイルは、少なくとも検出面積が互いに
異なる複数種のコイル群に形成したことを特徴とする生
体磁場計測装置。1. A detection coil array in which a plurality of detection coils for detecting a weak magnetic field generated from a living body and individually leading to a SQUID (superconducting quantum interference device) are arranged along a detection surface. A biomagnetic field measuring apparatus, wherein the coils are formed in a plurality of types of coil groups having at least different detection areas. 【請求項２】 請求項１記載の発明において、 前記検出コイルアレイは、検出面積が互いに異なる複数
種の前記検出コイルで成る生体磁場計測装置。2. The biomagnetic field measurement apparatus according to claim 1, wherein the detection coil array includes a plurality of types of the detection coils having different detection areas. 【請求項３】 請求項１記載の発明において、 前記検出コイルアレイは、検出面積が互いに異なる複数
種の前記検出コイルと、ベースラインが互いに異なる複
数種の前記検出コイルとを備えた生体磁場計測装置。3. The biomagnetic field measurement according to claim 1, wherein the detection coil array includes a plurality of types of detection coils having different detection areas and a plurality of types of detection coils having different baselines. apparatus. 【請求項４】 請求項３記載の発明において、 前記検出コイルアレイは、検出面積が大小の２種の前記
検出コイルと、ベースラインが大小の２種の前記検出コ
イルとを備え、 前記検出コイルアレイを形成する前記検出コイルの全部
は、前記検出面積および前記ベースラインが共に大きい
形状の第１の検出コイルと、前記検出面積が大きくかつ
前記ベースラインが小さい形状の第２の検出コイルと、
前記検出面積が小さくかつ前記ベースラインが大きい形
状の第３の検出コイルと、前記検出面積および前記ベー
スラインが共に小さい形状の第４の検出コイルとから成
る生体磁場計測装置。4. The detection coil according to claim 3, wherein the detection coil array includes two types of detection coils having large and small detection areas and two types of detection coils having large and small baselines. All of the detection coils forming an array include a first detection coil having a shape in which both the detection area and the baseline are large, and a second detection coil having a shape in which the detection area is large and the baseline is small,
A biomagnetic field measurement device comprising: a third detection coil having a small detection area and a large baseline; and a fourth detection coil having a small detection area and a small baseline. 【請求項５】 請求項１記載の発明において、 前記検出コイルアレイは、同一検出位置に配置され、ベ
ースラインが互いに異なり、かつ同一の前記ＳＱＵＩＤ
に並列に接続された複数の前記検出コイルの組を含むと
ともに、 この各組を成す複数の前記検出コイルのそれぞれに介挿
され且つ当該検出コイルを流れる遮蔽電流を遮断可能な
超伝導スイッチと、この超伝導スイッチの前記遮断機能
をオンオフ制御する制御手段とを設けた生体磁場計測装
置。5. The SQUID according to claim 1, wherein the detection coil arrays are arranged at the same detection position, have different baselines, and have the same SQUID.
A superconducting switch that includes a plurality of sets of the detection coils connected in parallel to each other, and that is interposed in each of the plurality of the detection coils forming the respective sets and that can block a shielding current flowing through the detection coils, A biomagnetic field measuring apparatus provided with control means for turning on and off the cutoff function of the superconducting switch. 【請求項６】 生体表面に近接して配置しかつ生体から
発生する微弱磁場を検出する検出コイルと、この検出コ
イルが検出した磁場を受けて当該磁場に応じた電気信号
を出力するＳＱＵＩＤ（超伝導量子干渉素子）とを磁場
センサとして備えるとともに、前記ＳＱＵＩＤが出力す
る電気信号に応じて前記ＳＱＵＩＤに磁束帰還を掛けて
その帰還信号を前記磁場の測定信号とする駆動回路を備
えた生体磁場計測装置において、 前記駆動回路は、前記磁束帰還の量を制御する帰還量制
御手段を備えることを特徴とする生体磁場計測装置。6. A detection coil which is arranged close to the surface of a living body and detects a weak magnetic field generated from the living body, and receives a magnetic field detected by the detection coil and outputs an electric signal according to the magnetic field. And a drive circuit for applying a magnetic flux feedback to the SQUID according to an electric signal output from the SQUID and using the feedback signal as a measurement signal of the magnetic field. In the device, the driving circuit includes a feedback amount control unit that controls an amount of the magnetic flux feedback. 【請求項７】 請求項６記載の発明において、 前記磁場センサは、前記検出コイルを複数個、検出面に
配置したアレイ構造を有し、このアレイ構造は、少なく
とも検出面積が互いに異なる複数種の前記検出コイルを
備えた生体磁場計測装置。7. The magnetic field sensor according to claim 6, wherein the magnetic field sensor has an array structure in which a plurality of the detection coils are arranged on a detection surface, and the array structure has a plurality of types having at least different detection areas from each other. A biomagnetic field measurement device including the detection coil. 【請求項８】 生体から発生する微弱磁場を検出して個
別にＳＱＵＩＤ（超伝導量子干渉素子）に導く検出コイ
ルを複数個、検出面に沿って配置した検出コイルアレイ
を備えた生体磁場計測装置において、 前記検出コイルアレイは、同一検出位置に配置され、ベ
ースラインが互いに異なり、かつ同一の前記ＳＱＵＩＤ
に並列に接続された複数の前記検出コイルの組を含むと
ともに、 この各組を成す複数の前記検出コイルのそれぞれに介挿
され且つ当該検出コイルを流れる遮蔽電流を遮断可能な
超伝導スイッチと、この超伝導スイッチの前記遮断機能
をオンオフ制御する制御手段とを設けたことを特徴とす
る生体磁場計測装置。8. A biomagnetic field measuring apparatus including a detection coil array in which a plurality of detection coils for detecting a weak magnetic field generated from a living body and individually leading to a SQUID (superconducting quantum interference device) are arranged along a detection surface. In the above, the detection coil arrays are arranged at the same detection position, have different baselines, and have the same SQUID.
A superconducting switch including a plurality of sets of the detection coils connected in parallel to each other, and being interposed in each of the plurality of the detection coils forming the set and capable of blocking a shielding current flowing through the detection coils, Control means for turning on and off the cutoff function of the superconducting switch. 【請求項９】 請求項８記載の発明において、 前記超伝導スイッチは、前記検出コイルのそれぞれに流
れる磁場検出時の遮蔽電流よりも大きな臨界電流値を有
するジョセフソン接合回路またはＳＱＵＩＤであり、前
記制御手段は、前記臨界電流値のバイアス電流を前記超
伝導スイッチに供給可能な手段を含む生体磁場計測装
置。9. The invention according to claim 8, wherein the superconducting switch is a Josephson junction circuit or a SQUID having a critical current value larger than a shielding current at the time of detecting a magnetic field flowing through each of the detection coils. The biomagnetic field measurement device includes a control unit that can supply a bias current having the critical current value to the superconducting switch.