(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
超伝導量子干渉素子（ＳＱＵＩＤ）を使用したＳＱＵＩＤ磁気センサ（２１）と、このＳＱＵＩＤ磁気センサを線形動作させるための負帰還回路（２０）と、この負帰還回路の後段に配置される高域通過フィルタ（３０）とを有する生体磁気計測装置において、
上記高域通過フィルタ（３０）は、抵抗の選択切替により、計測用の時定数とこれより短い時定数の少なくとも２以上の時定数状態を選択可能であり、
上記負帰還回路の開ループ状態から閉ループ状態への切替と連動して、上記高域通過フィルタを、短い時定数状態への設定を経由して計測用時定数状態の設定に移行する制御手段（６０，７０）を備えたことを特徴とする生体磁気計測装置。
【請求項２】
請求項１記載の生体磁気計測装置において、
上記ＳＱＵＩＤ磁気センサ（２１）は、複数個のＳＱＵＩＤ磁気センサ（ｓ１１，．．，ｓ８８）が平面状に配置されて構成され、
この複数個のＳＱＵＩＤ磁気センサを冷却する冷却手段と、
このＳＱＵＩＤ磁気センサを、ベッド上の被験者の測定部位に位置付ける位置調整手段とを備えたことを特徴とする生体磁気計測装置。
【発明の詳細な説明】
技術分野
本発明は、超伝導量子干渉素子（ＳＱＵＩＤ：Ｓｕｐｅｒｃｏｎｄｕｃｔｉｎｇ  Ｑｕａｎｔｕｍ  Ｉｎｔｅｒｆｅｒｅｎｃｅ  Ｄｅｖｉｃｅ）を用いて生体からの微弱な磁気信号を計測する生体磁気計測装置に係り、特に、直流オフセットをカットするための高域通過フィルタを備えたものに適用するに好適な生体磁気計測装置に関する。
背景技術
従来の生体磁気計測装置では、例えば、脳内に発生する磁場を検出して、ＳＱＵＩＤによって電気信号に変換した上で、データ収集装置によって記憶装置に保存する構成のものが知られている。このとき、出力信号を線形化するするため、変換された電気信号をＳＱＵＩＤ内のフィードバックコイルに戻して、ＳＱＵＩＤリングに入る磁束量を制御する負帰還ループ，ＦＬＬ（Ｆｌｕｘ  Ｌｏｃｋｅｄ  Ｌｏｏｐ）が用いられている。
発明の開示
最近、本出願人は、心臓から発生する磁場を検出する生体磁気計測装置の開発を進めていたところ、従来の脳内から発生する磁場を検出する生体磁気計測装置では、以下に説明するような問題があることが判明した。その原因について研究したところ、脳内から発生する磁場信号の周波数は、１０Ｈｚ以上であるのに対して、心臓から発生する磁場信号の周波数が、０．１Ｈｚ以上であることに起因している。
生体磁気計測装置においては、計測を開始前に、ＦＬＬを開ループ状態から閉ループ状態に切り替える必要がある。この切替に伴い、ＦＬＬ動作によりＳＱＵＩＤリングを貫通する磁束を打ち消すように補償電流が流れる結果、ＦＬＬ出力に直流オフセット電圧がステップ状に現れる。直流オフセット電圧は、典型的には最大１Ｖ程度に達し、測定信号レベルの数ｍＶのオーダーに対して極めて大きいものである。そこで、直流オフセットをカットするために、ＦＬＬの出力に、高域通過フィルタが接続する。高域通過フィルタの低域遮断周波数は、心臓からの磁場信号を０．５Ｈｚ以下まで正確に計測するためには、例えば０．１Ｈｚ〜０．０５Ｈｚ程度に設定する必要がある。この結果、ＦＬＬ回路の閉ループ操作時には、そのステップ入力に応答して、高域通過フィルタの出力は１０〜２０秒の時定数を持って変動することになる。更に、計測可能な安定状態に達するためには、この３〜４倍程度の待ち時間が必要であり、従来の生体磁気計測装置を心臓から発生する磁場信号の検出に用いようとすると、ＦＬＬの閉ループ操作後、磁気計測の実行までには、３０〜８０秒以上の待ち時間を必要とする。
さらに、生体磁気計測のためには、ＦＬＬの閉ループ化の操作の他に、被験者をベッドに載せ、且つベッド位置をセンサ直下の最適な位置に合わせる作業が必要である。被験者及びベッド位置合わせには、およそ２０秒程度の時間を要する。従って、被験者及びベッド操作とＦＬＬ操作を併せて、生体磁気計測の準備時間として５０〜１００秒程度が必要となる。
一方、心疾患の診断を目的とする場合、虚血性心疾患は、最も重要な計測対象である。虚血性心疾患の典型例の一つである狭心症などの場合、通常の安静状態では虚血症状は現れないため、運動負荷を加えて虚血状態をおこして、その状態を計測することが重要である。運動負荷をかけた虚血状態は高々１分以内に回復消失する場合も多く、回復後に計測しても何ら情報が得られないものである。従って、運動負荷をかけた虚血状態の計測では、運動停止後できるだけ速やかに、少なくとも２０〜３０秒以内に計測を開始することが要求される。
しかしながら、従来の磁気計測装置では、ＦＬＬ回路の閉ループ操作後、計測可能な安定状態に達するまでの待ち時間が長いという問題があった。その結果、運動負荷試験後の計測に対する要求、即ち運動負荷後遅くとも２０〜３０秒以内に計測開始という要求に対応できないものである。
本発明の目的は、応答性の向上した生体磁気計測装置を提供することにある。（１）上記目的を達成するために、本発明は、超伝導量子干渉素子（ＳＱＵＩＤ）を使用したＳＱＵＩＤ磁気センサと、このＳＱＵＩＤ磁気センサを線形動作させるための負帰還回路と、この負帰還回路の後段に配置される高域通過フィルタとを有する生体磁気計測装置において、上記高域通過フィルタは、抵抗の選択切替により、計測用の時定数とこれより短い時定数の少なくとも２以上の時定数状態を選択可能であり、上記負帰還回路の開ループ状態から閉ループ状態への切替と連動して、上記高域通過フィルタを、短い時定数状態への設定を経由して計測用時定数状態の設定に移行する制御手段を備えるようにしたものである。
かかる構成により、計測開始時に閉ループ状態に切替えた際にも、高域通過フィルタの出力は、速やかに安定状態に移行するため、計測時の応答性を向上し得るものとなる。
（２）上記（１）において、好ましくは、上記ＳＱＵＩＤ磁気センサは、複数個のＳＱＵＩＤ磁気センサ（ｓ１１，．．，ｓ８８）が平面状に配置されて構成され、この複数個のＳＱＵＩＤ磁気センサを冷却する冷却手段と、このＳＱＵＩＤ磁気センサを、ベッド上の被験者の測定部位に位置付ける位置調整手段とを備えるようにしたものである。
発明を実施するための最良の形態
以下、図１〜図７を用いて、本発明の一実施形態による生体磁気計測装置の構成及び動作について説明する。
最初に、図１を用いて、本実施形態による生体磁気計測装置の全体構成について説明する。
図１は、本発明の一実施形態による生体磁気計測装置の全体構成を示すシステムブロック図である。
ピックアップコイル１０は、心臓のような生体から発生する磁場を検出し、これをＳＱＵＩＤ２１に伝達する。ＳＱＵＩＤ２１は、ピックアップコイル１０によって検出された磁気信号を、電気信号に変換する。ピックアップコイル１０と、ＳＱＵＩＤ２１によって、ＳＱＵＩＤ磁気センサを構成している。
ＳＱＵＩＤ２１の出力信号は、初段増幅器２２を介して、積分器２３に入力する。積分器２３は、入力した信号を積分する。積分器２３の出力信号は、高域通過フィルタ３０及びスイッチ２４に伝達される。積分器２３の出力信号は、スイッチ２４がオンの時、電流制御回路２５を介して、ＳＱＵＩＤ２１内のフィードバックコイル２１Ｆに負帰還される。ここで、ＳＱＵＩＤ２１，初段増幅器２２，積分器２３およびフィードバックコイル２１Ｆを合わせたものがＦＬＬ回路２０である。スイッチ２４が閉じてＳＱＵＩＤ２に負帰還をかけることで、すなわち、ＦＬＬ回路を閉じることで、ＳＱＵＩＤリングに入る磁束量を制御して、出力信号を線形化し、生体から発せされた外部入力磁束に比例した出力信号を、積分器２３の出力信号として得ることができる。スイッチ２４がオフの時は、磁束のフィードバック機能は停止される。
高域通過フィルタ３０の出力信号は、低域通過フィルタ４０，増幅器４５を介して、Ａ／Ｄ変換器５０によりサンプリングされ、ディジタル化される。ディジタル信号は、データ収集装置６０により、記憶装置に保存される。
ここで、スイッチ２４を閉じた時、ＦＬＬによる磁束補償動作により、ＦＬＬ回路２０の直流オフセット電圧がステップ状に大きく変動するため、高域通過フィルタ３０への入力も大きく変動する。高域通過フィルタ３０への入力が大きく変動すると、高域通過フィルタ３０の出力が安定するまで時間を要することとなり、計測可能な安定状態に達するまでの待ち時間が長くなる。そこで、本実施形態では、高域通過フィルタ３０の時定数を、タイミング制御回路７０からの制御信号によって切替可能としている。スイッチ２４の開閉及びタイミング制御回路７０の動作は、データ収集装置６０からの制御信号によって制御される。
バイアス電流制御回路８０は、ＳＱＵＩＤ２１における磁束−電圧変換特性を最適化するためのバイアス電流を、ＳＱＵＩＤ２１に供給する。
ここで、図２を用いて、本実施形態による生体磁気計測装置に用いるＳＱＵＩＤの特性について説明する。
図２は、本発明の一実施形態による生体磁気計測装置に用いるＳＱＵＩＤの特性の説明図である。
ＳＱＵＩＤ２１は、磁束Φｘ−電圧Ｖ特性に示すように、磁束Φ０に対して、電圧ΔＶを出力する。ここで、磁束Φｔｘは、Φｔｘ＝（ｎ＋１／２）Φ０と変化するので、例えば、Φｔｘ＝ｎΦ０のときの電圧出力を０とし、Φｔｘ＝（ｎ＋１／２）Φ０のときの電圧出力がΔＶとなるようにするには、電圧Ｖ−電流Ｉ特性に示すように、最適な電流値Ｉを与える必要がある。例えば、電流値Ｉｂを与えることにより、Φｔｘ＝（ｎ＋１／２）Φ０のときの電圧出力がΔＶとなるので、この電流値Ｉｂをバイアス電流制御回路８０からＳＱＵＩＤ２１に与えるようにしている。
次に、図３を用いて、本実施形態による生体磁気計測装置に用いる高域通過フィルタ３０の構成について説明する。
図３は、本発明の一実施形態による生体磁気計測装置に用いる高域通過フィルタ３０の構成を示す回路図である。なお、図１と同一符号は、同一部分を示している。
高域通過フィルタ３０は、増幅器ＡＭＰ１と、コンデンサＣ１，Ｃ２と、抵抗Ｒ１，Ｒ２，Ｒ３，Ｒ４と、スイッチＳＷ１，ＳＷ２とから構成されている。コンデンサＣ１，Ｃ２は、積分器２３と、増幅器ＡＭＰ１の正入力端子の間に直列接続されている。直列接続された抵抗Ｒ１と抵抗Ｒ２は、増幅器ＡＭＰ１の負入力端子と、直列接続されたコンデンサＣ１，Ｃ２の接続点の間に接続されている。スイッチＳＷ１は、抵抗Ｒ２の両端に接続されており、スイッチＳＷ１が閉じると、抵抗Ｒ２が短絡される。直列接続された抵抗Ｒ３と抵抗Ｒ４は、増幅器ＡＭＰ１の正入力端子と、接地電位の間に接続されている。スイッチＳＷ２は、抵抗Ｒ４の両端に接続されており、スイッチＳＷ２が閉じると、抵抗Ｒ４が短絡される。スイッチＳＷ１，ＳＷ２の開閉は、タイミング制御回路７０によって制御され、抵抗値の選択切替えにより、高域通過フィルタ３０の時定数を選択できる。タイミング制御回路７０は、例えば、１秒間スイッチＳＷ１，ＳＷ２をオンした後、オフに切り替えるものであり、ワンショットトリガ回路、カウンタ回路あるいはプログラムにより構成することができる。
高域通過フィルタ３０の低域遮断周波数は、コンデンサＣ１，Ｃ２、抵抗Ｒ１，…，Ｒ４およびスイッチＳＷ１，ＳＷ２からなる時定数規定要素により決定される。ここで、各時定数規定要素を、例えば、Ｃ２＝Ｃ１／２、Ｒ１＝Ｒ３、Ｒ２＝Ｒ４とおいた場合、高域通過フィルタ３０の遮断周波数ｆｃ及び時定数τｃは、スイッチＳＷ１，ＳＷ２を閉じている時は、ｆｃ＝１／（√２πＣ１Ｒ１）、τｃ＝√２πＣ１Ｒ１となる。また、スイッチＳＷ１，ＳＷ２を開いている時は、ｆｃ＝１／（√２πＣ１（Ｒ１＋Ｒ２））、τｃ＝√２πＣ１（Ｒ１＋Ｒ２）となる。スイッチＳＷ１，ＳＷ２を閉じている時の方が高域通過フィルタ３０の時定数は小さくなるものである。スイッチＳＷ１，ＳＷ２を閉じている時の遮断周波数ｆｃを１Ｈｚとなるように、抵抗Ｒ１，Ｒ３の抵抗値を選択することにより、高域通過フィルタ３０の出力はおよそ３〜４秒で収束する。スイッチＳＷ１，ＳＷ２を開いた時の遮断周波数ｆｃは、通常の計測状態の値、即ち０．１〜０．０５Ｈｚになるように、抵抗Ｒ１，Ｒ３の抵抗値を設定すると、１０〜２０秒程度の長い時定数を有することになる。
次に、図４を用いて、本実施形態による生体磁気計測装置の全体構成について説明する。
図４は、本発明の一実施形態による生体磁気計測装置の全体構成を示す外観斜視図である。
本実施形態による生体磁気計測装置は、データ収集装置６０，センサ部１００，磁気シールドルーム１１０，ベッド１２０，移動手段１３０，計測制御ユニット１４０から構成されている。
データ収集装置６０は、図１に示したデータ収集装置６０と同じものである。センサ部１００は、デュワーと、このデュワーの内部に収納された図１に示したピックアップコイル１０及びＳＱＵＩＤ２１から構成されている。デュワーは、２重円筒形状であり、ＦＲＰで製造されている。２重円筒の中間部は、真空層となっており、断熱構造となっている。また、２重円筒の中間部には、熱シールド材が配置されており、輻射による熱伝導を遮断する。２重円筒の内部には、液体ヘリウム等の冷却媒体が保持されており、ピックアップコイル１０及びＳＱＵＩＤ２１は、冷却媒体中に浸漬されている。
磁気シールドルーム１１０の内部には、センサ部１００の他に、ベッド１２０，位置調整手段１３０が配置されており、センサ部１００を磁気的にシールドしている。被験者は、ベッド１２０の上に位置付けられる。位置調整手段１３０は、センサ部１００を、Ｘ−Ｙ−Ｚの３軸方向に移動して、センサ部１００の先端を、被験者の測定部位に位置付ける。
計測制御ユニット１４０は、図１に示した初段増幅器２２，積分器２３，高域通過フィルタ３０，スイッチ２４，電流制御回路２５，低域通過フィルタ４０，増幅器４５，Ａ／Ｄ変換器５０，タイミング制御回路７０，バイアス電流制御回路８０を含むものである。センサ部１００と、計測制御ユニット１４０と、データ収集装置６０は、電気的に接続されている。
次に、図５を用いて、本実施形態による生体磁気計測装置に用いるＳＱＵＩＤセンサの構成について説明する。
図５は、本発明の一実施形態による生体磁気計測装置に用いるＳＱＵＩＤセンサの構成を示す斜視図である。
本実施形態において、図４に示したデュワーの内部に収納されるピックアップコイル１０及びＳＱＵＩＤ２１とから構成されているＳＱＵＩＤセンサは、図５に示すように、８行８列のマトリクス状に配置された６４個のＳＱＵＩＤセンサｓ１１，…，ｓ１８，ｓ２１，…，ｓ２８，ｓ３１，…，ｓ８８から構成されている。ＳＱＵＩＤセンサｓ１１，…，ｓ８８は、ほぼ平面状に配置されている。
次に、図６及び図７Ａ〜図７Ｃを用いて、本実施形態による生体磁気計測装置の動作について説明する。
図６は、本発明の一実施形態による生体磁気計測装置の動作を説明するフローチャートである。図７は、本発明の一実施形態による生体磁気計測装置の動作を説明するタイミングチャートである。
図６のステップｓ１００において、生体磁気計測装置のオペレータは、被験者を生体磁気計測装置のベッドの上に載せる。
次に、ステップｓ１１０において、オペレータは、生体磁気計測装置のＳＱＵＩＤ２１と被験者の間の位置合わせを行う。
次に、オペレータが、生体磁気計測装置のスタートボタンを押すことにより、ステップｓ１２０において、データ収集装置６０は、スイッチ２４を閉じる制御信号を出力して、図７Ａに示すように、ＦＬＬをオンする。
また、同時に、ステップｓ１３０において、データ収集装置６０は、タイミング制御回路７０に制御信号を出力し、タイミング制御回路７０は、スイッチＳＷ１，ＳＷ２を閉じる制御信号を高域通過フィルタ３０に出力して、図７Ｂに示すように、スイッチＳＷ１，ＳＷ２を閉じる。その結果、高域通過フィルタ３０の遮断周波数ｆｃは１Ｈｚとなり、高域通過フィルタ３０の時定数を短くする。
次に、ステップｓ１４０において、タイミング制御回路７０は、スイッチＳＷ１，ＳＷ２をオンにした後の経過時間ｔを監視して、時間ｔ０を越えたか否かを判断する。時間ｔ０は、例えば、１秒である。
経過時間ｔが、時間ｔ０を越えると、ステップｓ１５０において、タイミング制御回路７０は、スイッチＳＷ１，ＳＷ２をオフとする。その結果、高域通過フィルタ３０の遮断周波数ｆｃは０．０５Ｈｚとなり、高域通過フィルタ３０の時定数を長くなり、通常の計測の際の時定数となる。図７Ｃに実線で示すように、時間ｔ０が経過すると、高域通過フィルタ３０の出力は、ほぼ安定している。なお、計測可能な安定状態に達するためには、時間ｔ０の３倍程度の待ち時間が必要であり、時間ｔ１（＝３ｔ０）には、計測可能となる。なお、高域通過フィルタ３０の時定数を切り替えない場合には、図７Ｃに破線で示すように、時定数が長いままであるため、計測可能な安定状態に達するまでの時間が長期化する。
なお、以上の説明では、高域通過フィルタ３０の時定数を２段階に切り替えるものとしたが、３段階以上に切り替えるようにしてもよいものである。例えば、３段階に切り替える場合には、時定数を、１０Ｈｚ，１Ｈｚ，０，１ＨＺのように切り替えることにより、さらに、高域通過フィルタ３０の出力が安定化するまでの時間を短縮することができる。
以上説明したように、本実施形態では、高域通過フィルタ３０の時定数の切替を抵抗値の切り替えで行うようにしている。したがって、スイッチＳＷ１，ＳＷ２をオフにする際には、高域通過フィルタ３０は定常状態に達しているため、この時定数切替によってもコンデンサＣ１，Ｃ２の電荷移動は起こらず、高域通過フィルタ３０の出力電圧は変動しないものである。したがって、ＦＬＬ回路を閉じた後３〜４秒で、高域通過フィルタ３０の出力電圧が安定化するものである。したがって、ＦＬＬ回路の閉ループ操作後、計測可能な安定状態に達するまでの待ち時間を３〜４秒とできるので、生体磁気計測装置の応答性を向上することができる。
被験者及びベッド位置合わせに、およそ２０秒程度の時間を要する場合でも、被験者及びベッド操作とＦＬＬ操作を併せて、生体磁気計測の準備時間を２３〜２４秒程度とすることができるため、虚血性心疾患の測定においても、運動負荷を加えて虚血状態をおこした後、速やかに計測を開始することができる。
また、心臓からの磁場信号の検出は、不整脈の検出にも用いることができる。ここで、生体磁場計測装置のＦＬＬは、外部磁場の変動を含めて補償するために、外部磁場が大きく変動すると、ＦＬＬのフィードバック量も大きく変化する。このとき、高域通過フィルタの出力が安定するまでの時間が長いと、外部磁場変動直後の計測が不可能になる。このような場合でも、例えば、積分器の出力を監視して、積分器の出力が大幅に変動した場合には、高域通過フィルタの時定数を一旦短くして、高域通過フィルタの出力が速やかに安定化した後、時定数を通常の測定の状態戻すことにより、応答性を向上でき、計測不可能の期間を短くすることができる。
さらに、本実施形態は、心臓からの磁場信号の検出のみならず、脳内から発せされる磁場を検出する生体磁気計測装置に適用する場合でも、応答性を向上できるため、有効に適用できるものである。
以上説明したように、本実施形態によれば、測定開始迄の準備時間を大幅に短縮することが可能となり、運動負荷をかけた直後の被験者測定時など、速やかな計測を要求される場合にも、速やかに計測可能となる。この結果、虚血性心疾患の検出率を向上することがきる。したがって、臨床的に一層有意な測定データを取得することが可能となる。
産業上の利用の可能性
本発明によれば、生体磁気計測装置の応答性を向上することができる。
【図面の簡単な説明】
図１は、本発明の一実施形態による生体磁気計測装置の全体構成を示すシステムブロック図である。
図２は、本発明の一実施形態による生体磁気計測装置に用いるＳＱＵＩＤの特性の説明図である。
図３は、本発明の一実施形態による生体磁気計測装置に用いる高域通過フィルタ３０の構成を示す回路図である。
図４は、本発明の一実施形態による生体磁気計測装置の全体構成を示す外観斜視図である。
図５は、本発明の一実施形態による生体磁気計測装置に用いるＳＱＵＩＤセンサの構成を示す斜視図である。
図６は、本発明の一実施形態による生体磁気計測装置の動作を説明するフローチャートである。
図７は、本発明の一実施形態による生体磁気計測装置の動作を説明するタイミングチャートである。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７Ａ】
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【図７Ｂ】
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【図７Ｃ】
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