JP3949237B2 - Current source estimation device - Google Patents

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【００１６】
したがって、（４）式および（５）式から、
【数６】
Ｂ２／Ｂ１＝Ｘ² ／（Ｘ＋ｂ）² ……（６）
として、表される。
【００１７】
この（６）式から、ピックアップコイルにおける補償用コイルの磁場感度Ｓ2 を信号検出用コイルの磁場感度Ｓ1 の（Ｘ＋ｂ）² ／Ｘ² 、すなわち、
【数７】
Ｓ2 ＝Ｓ1 ×｛（Ｘ＋ｂ）² ／Ｘ² ｝ ……（７）
に設定すれば、ピックアップコイルからＸの距離にある電流ダイポールから生じて同ピックアップコイルにより検出される磁場は、信号検出用コイルおよび補償用コイルでキャンセルされて零になることが分る。すなわち、ＳＱＵＩＤ磁束計のピックアップコイルにおける信号検出用コイルおよび補償用コイルの磁場感度を測定したい焦点距離Ｘに合わせて設定しておくことにより、その焦点距離Ｘにある電流源を認識することができる。
【００１８】
また、上述したグラジオメータの各コイルの感度を変えた場合の利点を図１６および図１７を用いて説明する。
【００１９】
図１６（ａ）および（ｂ）は、従来の例えば接線方向成分用の１次微分型グラジオメータ（ピックアップコイル）のベースライン長と深さ方向の感度分布との関係を示すための図であり、それぞれ上記ピックアップコイルの設置部分から直下側の深さ方向に沿った断面図を示すものである。なお、図１６（ａ）は、ピックアップコイルのベースライン長を５ｃｍに設定した場合の図であり、図１６（ｂ）は、ピックアップコイルのベースライン長を７ｃｍに変えた場合の図である。また、測定対象とピックアップコイルとの深さ方向に沿った距離は２ｃｍに設定しており、Ｌ0 は感度ゼロラインを示している。
【００２０】
図１６（ａ）に示すように、従来のピックアップコイルに基づく深さ方向の感度は、Ｒ1(-2.5×10^-12 [T] 〜 2.0×10^-12 [T])、Ｒ2(-2.0×10^-12 [T] 〜 -1.5 ×10^-12 [T])、Ｒ3(-1.5×10^-12 [T] 〜 -1.0 ×10^-12 [T])、Ｒ4(-1.0×10^-12 [T] 〜 -0.5 ×10^-12 [T])、Ｒ5(-0.5×10^-12 [T] 〜 0[T])、Ｒ6(0[T]〜 0.5×10^-12 [T])の各領域に分布される。
【００２１】
このとき、図１６（ｂ）に示すように、従来のピックアップコイルに基づく深さ方向の感度分布Ｒ1'〜Ｒ6'は、ベースライン長を変えたにも係わらず一定であり（Ｒ1'＝Ｒ1 、Ｒ2'＝Ｒ2 、Ｒ3'＝Ｒ3 、Ｒ4'＝Ｒ4 、Ｒ5'＝Ｒ5 、Ｒ6'＝Ｒ6 ）、測定対象である生体における深さが異なる電流源を精度良く推定することは難しかった。
【００２２】
一方、図１７は、上述したように例えば接線方向成分用の１次微分型グラジオメータ（ピックアップコイル）における信号検出用コイルおよび補償用コイルの感度を変えたピックアップコイル（感度変化ピックアップコイル）の深さ方向の感度分布を示すための図であり、それぞれ上記ピックアップコイルの設置部分から直下側の深さ方向に沿った断面図を示すものである。なお、図１７（ａ）および（ｂ）は、ベースライン長を一定の５ｃｍに設定し、図１７（ａ）は焦点距離が５ｃｍ、図１７（ｂ）は、焦点距離が７ｃｍになるように補償用コイルの感度を調整した場合の図である。また、測定対象とピックアップコイルとの深さ方向に沿った距離は２ｃｍに設定しており、Ｌ1 は感度ゼロラインを示している。
【００２３】
図１７（ａ）に示すように、上述した感度変化ピックアップコイルに基づく深さ方向の感度は、Ｒ10( -0.8×10^-12 [T] 〜 -0.6 ×10^-12 [T])、Ｒ11( -0.6×10^-12 [T] 〜 -0.4 ×10^-12 [T])、Ｒ12( -0.4×10^-12 [T] 〜 -0.2 ×10^-12 [T] ) 、Ｒ13( -0.2×10^-12 [T] 〜 0[T])、Ｒ14( 0 [T] 〜 0.2×10^-12 [T])の各領域に分布される。
【００２４】
このとき、図１７（ｂ）に示すように、焦点距離を変えた感度変化ピックアップコイルに基づく深さ方向の感度分布Ｒ10' 〜Ｒ14' は、その焦点距離の変化に応じて上記Ｒ10〜Ｒ14とは変わるため {Ｒ10'(-0.6×10^-12 [T] 〜 -0.4 ×10^-12 [T])、Ｒ11'(-0.4×10^-12 [T] 〜 -0.2 ×10^-12 [T])、Ｒ12'(-0.2×10^-12 [T] 〜 0[T])、Ｒ13'(0[T]〜 0.2×10^-12 [T])、Ｒ14'( 0.2×10^-12 [T] 〜 0.4×10^-12 [T])} 、測定対象である生体における深さ方向の位置が異なる電流源を精度良く推定することが可能になる。
【００２５】
本発明に係る電流源推定装置は、上述した課題を解決するために、測定対象内の電流源から発せられた微弱磁気信号に基づいて当該電流源の位置を推定する電流源推定装置において、前記測定対象の深さ方向に沿って互いに異なる位置に配設され、互いに異なる磁場感度を有する第１及び第２のピックアップコイルからなる複数のコイルと、前記第１のピックアップコイル及び第２のピックアップコイル毎に設けられ当該各ピックアップコイルにより検出された各微弱磁気信号に基づく磁束に応じてそれぞれ電気信号を出力するＳＱＵＩＤ素子を有する複数の磁場測定手段と、前記複数のＳＱＵＩＤ素子から出力された各電気信号を磁束として当該各ＳＱＵＩＤ素子にそれぞれフィードバックすることにより前記各電気信号を前記各微弱磁気信号に比例した出力信号とする複数のＳＱＵＩＤ駆動手段とを備えた磁気信号検出手段と、前記複数のＳＱＵＩＤ駆動手段から出力された各電気信号の内の少なくとも一方のゲインを調整して当該各電気信号に係わる磁場感度を変化させるゲイン調整手段と、このゲイン調整手段によりゲイン調整された各電気信号のゲイン値に基づいて演算処理により前記電流源の深さ方向の位置を求める演算処理手段と有する推定手段とを備えた電流源推定装置であって、前記演算処理手段は、前記ゲイン調整手段によりゲイン調整された各電気信号をそれぞれディジタルデータに変換する手段と、変換された各ディジタルデータの差分値を求め、この差分値に基づいて前記測定対象内の磁場分布（磁場マッピング）を求める手段と、この磁場マッピング上においてピークを抽出し、ピークにおける差分値が零か否かを判断する手段と、前記判断の結果ピークにおける差分値が零でない場合に前記ゲイン調整手段を制御して前記各電気信号の内の少なくとも一方に対する設定ゲイン値を変化させる手段とを備え、前記判断の結果ピークにおける差分値が零の場合に前記ゲイン調整手段において設定された各電気信号のゲイン値に基づいて演算処理を行ない前記電流源の深さ方向の位置を求めるようにしたものである。
【００２６】
また、本発明に係る電流源推定装置は、上述した課題を解決するために、測定対象内の電流源から発せられた微弱磁気信号に基づいて当該電流源の位置を推定する電流源推定装置において、前記測定対象の深さ方向に沿って互いに異なる位置に配設され、互いに異なる磁場感度を有する第１及び第２のピックアップコイルからなる複数のコイルと、前記第１のピックアップコイル及び第２のピックアップコイル毎に設けられ当該各ピックアップコイルにより検出された各微弱磁気信号に基づく磁束に応じてそれぞれ電気信号を出力するＳＱＵＩＤ素子を有する複数の磁場測定手段と、前記複数のＳＱＵＩＤ素子から出力された各電気信号を磁束として当該各ＳＱＵＩＤ素子にそれぞれフィードバックすることにより前記各電気信号を前記各微弱磁気信号に比例した出力信号とする複数のＳＱＵＩＤ駆動手段とを備えた磁気信号件手段と、前記各電気信号をディジタルデータに変換する手段と、変換された各ディジタルデータにおける前記第１のピックアップコイルに係わる第１のディジタルデータに基づいて前記測定対象内の磁場分布（磁場マッピング）を求める手段と、この磁場マッピング上においてピーク値を抽出し、前記第２のピックアップコイルに係わる第２のディジタルデータの値と前記ピーク値との間の差分値を求める手段と、求められた差分値が零になるように前記第２のディジタルデータのゲインを調整する手段と、前記差分値が零になった際の前記第１のディジタルデータのゲイン値及び前記第２のディジタルデータのゲイン値に基づいて演算処理を行ない前記電流源の深さ方向の位置を求める演算処理手段とを有する推定手段とを備えている。
【００２７】
さらに、上述した課題を解決するための本発明に係わる電流源推定装置によれば、測定対象内の電流源から発せられた微弱磁気信号に基づいて当該電流源の位置を推定する電流源推定装置において、前記測定対象の深さ方向に沿って互いに異なる位置に配設され、互いに異なる磁場感度を有する第１及び第２のピックアップコイルからなる複数のコイルと、前記第１のピックアップコイル及び第２のピックアップコイル毎に設けられ当該各ピックアップコイルにより検出された各微弱磁気信号に基づく磁束に応じてそれぞれ電気信号を出力するＳＱＵＩＤ素子とを備えた複数の磁場測定手段と、前記複数のＳＱＵＩＤ素子から出力された各電気信号をサンプルホールドするサンプルホールド手段と、このサンプルホールド手段から出力された各電気信号をディジタルデータに変換する変換手段と、変換された各ディジタルデータにおける第２のピックアップコイルに係わる第２のディジタルデータを増幅して当該第１のピックアップコイルに係わる第１のディジタルデータとの比を演算処理することにより前記電流源の深さ方向の位置を求める演算処理手段と、この演算処理手段を介して出力された第１及び第２のディジタルデータをそれぞれ電気信号に変換する変換手段と、この変換手段により変換された電気信号を磁束として当該各ＳＱＵＩＤ素子にそれぞれフィードバックすることにより前記変換手段により変換された電気信号を前記各微弱磁気信号に比例した出力信号とする複数のＳＱＵＩＤ駆動手段とを備えたものである。
【００３１】
また特に、前記複数のコイルは、前記測定対象内の電流源に対して近接した配置された第１のピックアップコイル及びこの第１のピックアップコイルに対して前記深さ方向に沿って所定間隔を置いて配置された第２のピックアップコイルを有し、前記磁気信号検出手段は、前記第１のピックアップコイル及び第２のピックアップコイル毎に設けられ当該各ピックアップコイルにより検出された各微弱磁気信号に基づく磁束に応じてそれぞれ電気信号を出力するＳＱＵＩＤ素子を有する複数の磁場測定手段とを備え、前記推定手段は、前記複数のＳＱＵＩＤ駆動手段から出力された各電気信号をサンプルホールドするサンプルホールド手段と、このサンプリングホールド手段から出力された各電気信号をディジタルデータに変換する変換手段と、変換された各ディジタルデータにおける第２のピックアップコイルに係わる第２のディジタルデータを増幅して当該第１のピックアップコイルに係わる第１のディジタルデータとの比を演算処理することにより前記電流源の深さ方向の位置を求める演算処理手段と、この演算処理手段を介して出力された第１及び第２のディジタルデータをそれぞれ電気信号に変換する変換手段と、この変換手段により変換された電気信号を磁束として当該各ＳＱＵＩＤ素子にそれぞれフィードバックすることにより前記変換手段により変換された電気信号を前記各微弱磁気信号に比例した出力信号とする複数のＳＱＵＩＤ駆動手段とを備えている。
【００３２】
【発明の実施の形態】
以下、本発明の実施の形態を図面に従って以下に説明する。
【００３３】
（第１の実施の形態）
本発明の電流源推定装置に係わる第１の実施の形態を図１に示す。
【００３４】
図１によれば、本実施形態の電流源推定装置１は、測定対象である生体から発せられた生体磁場を計測するための複数（本実施形態では３個）のＳＱＵＩＤ磁束計２ａ1 〜２ａ3 を備えている。
【００３５】
各ＳＱＵＩＤ磁束計２ａ1 〜２ａ3 は、２つのジョセフソン接合を有するＳＱＵＩＤ素子５と、生体から発せられた微弱磁場（微弱磁気信号）をピックアップするためのピックアップコイル６（６ａ1 〜６ａ3 ）と、このピックアップコイル６によりピックアップされた微弱磁気信号に基づく磁束をＳＱＵＩＤ素子５に伝達する入力コイル７とを備えている。
【００３６】
このとき、各ＳＱＵＩＤ磁束計２ａ1 〜２ａ3 のピックアップコイル６ａ1 〜６ａ3 （以下、ピックアップコイル６ａ1 について説明する）は、図１に示すように、深さ方向に沿って２つの異なる（離間した）平面上に位置するコイル６ｃ1 、６ｃ2 を逆相に巻いて間隔（ベースライン）ＢＬを置いて結合した１次微分型構造になっており、図示しない生体の体表の法線方向（ラジアル方向）の磁場を検出するために、各ピックアップコイル６ａ1 〜６ａ3 は、それらのコイル面の法線方向が上記体表の法線方向に一致するように配設されている。
【００３７】
そして、ＳＱＵＩＤ磁束計２ａ1 のピックアップコイル６ａ1 は、各信号検出用コイル６ｃ1 の磁場感度と補償用コイル６ｄ1 の磁場感度とが互いに異なるように構成されている。
【００３８】
すなわち、ピックアップコイル６ａ1 における生体に近接して配置される信号検出用コイル６ｃ1 のコイル面積をＳｃ1 、生体から遠方に配置される補償用コイル６ｄ1 のコイル面積をＳｄ1 とすると、
【数８】

すなわち、補償コイル６ｄ1 の磁場感度が信号検出用コイル６ｃ1 の磁場感度の「（Ｘ１＋ＢＬ）² ／（Ｘ１）² 倍」となるように構成されている。但し、Ｘ１は、ＳＱＵＩＤ磁束計２ａ1 での焦点距離を表す。
【００３９】
同様に、ＳＱＵＩＤ磁束計２ａ2 のピックアップコイル６ａ2 は、信号検出用コイル６ｃ2 のコイル面積をＳｃ2 、補償用コイル６ｄ2 のコイル面積をＳｄ2 とすると、
【数９】

すなわち、補償コイル６ｄ2 の磁場感度が信号検出用コイル６ｃ2 の磁場感度の「（Ｘ２＋ＢＬ）² ／（Ｘ２）² 倍」となるように構成され、ＳＱＵＩＤ磁束計２ａ3 のピックアップコイル６ａ3 は、信号検出用コイル６ｃ3 のコイル面積をＳｃ3 、補償用コイル６ｄ3 のコイル面積をＳｄ3 とすると、
【数１０】

すなわち、補償コイル６ｄ3 の磁場感度が信号検出用コイル６ｃ3 の磁場感度の「（Ｘ３＋ＢＬ）² ／（Ｘ３）² 倍」となるように構成されている。但し、Ｘ２およびＸ３は、ＳＱＵＩＤ磁束計２ａ2 および２ａ3 での焦点距離をそれぞれ表す。
【００４０】
また、各ＳＱＵＩＤ磁束計２ａ1 〜２ａ3 は、ＳＱＵＩＤ素子５にバイアス電流を流す電流源８と、ＳＱＵＩＤ素子５から出力された電圧を増幅する増幅器（プリアンプ）や積分器から成る駆動回路１１および積分器から出力された電圧信号Ｖout1〜Ｖout3を電圧／電流変換回路である例えば抵抗１２（インピーダンスＺf0）を介して電流に変換し、フィードバック電流としてフィードバックコイル１３に流す第１のフィードバック回路１４を有したＳＱＵＩＤ駆動回路１５とを備えており、フィードバックコイル１３に流れるフィードバック電流Ｉf により測定磁場変化を打ち消すフィードバック磁束Φf をＳＱＵＩＤ素子５に与えるようになっている。なお、ＳＱＵＩＤ磁束計２ａ2 、２ａ3 もＳＱＵＩＤ磁束計２ａ1 と同様に構成されている。
【００４１】
ところで、ＳＱＵＩＤ磁束計２ａ1 〜２ａ3 のピックアップコイル６ａ1 〜６ａ3 、入力コイル７、ＳＱＵＩＤ素子５およびフィードバックコイル１３は、図示しないデュワー内に収容されており、このデュワーおよび生体を外界から磁気的に遮断して環境磁場雑音を遮蔽する磁気シールドルームＲ内に配設している。
【００４２】
また、電流源推定装置１は、各ＳＱＵＩＤ磁束計２ａ1 〜２ａ3 の駆動回路１１（積分器）から出力された電圧信号Ｖout1〜Ｖout3を入力し、それらの入力電圧信号Ｖout1〜Ｖout3に基づいてデータ処理を行ない、生体内の深さ方向の電流源の位置を推定するデータ処理装置１６を備えている。
【００４３】
次に本構成の全体動作について説明する。
【００４４】
本構成の電流源推定装置によれば、デュワーを生体に装着して各ＳＱＵＩＤ磁束計２ａ1 〜２ａ3 のＳＱＵＩＤ駆動回路１５をそれぞれ駆動させることにより、ピックアップコイル６ａ1 〜６ａ3 を介して生体から発せられた微弱磁気信号がそれぞれ検出される。
【００４５】
ピックアップコイル６ａ1 〜６ａ3 によりそれぞれ検出された磁気信号に基づく磁束は、ＳＱＵＩＤ素子５に入力コイル７を介してそれぞれ伝達されて入力磁束に基づく電圧が出力される。そして、この電圧出力は、駆動回路１１を介して増幅処理されて電圧信号Ｖout1〜Ｖout3としてそれぞれ出力される。
【００４６】
このとき、フィードバック回路１４により、駆動回路１１から出力された電圧信号Ｖout1〜Ｖout3は、抵抗１２を介してフィードバック電流としてフィードバックコイル１３にそれぞれ供給されており、フィードバック磁束がＳＱＵＩＤ素子５に与えられ、測定された磁気信号の変化が打ち消される。
【００４７】
また、駆動回路１１から出力されたフィードバック磁束に比例する電圧信号Ｖout1〜Ｖout3は、それぞれデータ処理装置１６に送られる。
【００４８】
データ処理装置１６では、送られた電圧信号Ｖout1〜Ｖout3に基づいて上述した特異値分解（最小二乗法）を用いて生体内の電流源の位置を逆推定する処理が行なわれる。
【００４９】
このとき、本構成では、ＳＱＵＩＤ磁束計２ａ1 のピックアップコイル６ａ1 の補償用コイル６ｄ1 のコイル面積Ｓｄ1 が信号検出用コイル６ｃ1 のコイル面積Ｓｃ1 の「（Ｘ１＋ＢＬ）² ／（Ｘ１）² 」倍、すなわち、補償用コイル６ｄ1 の微弱磁気信号に対する磁場感度が信号検出用コイル６ｃ1 の微弱磁気信号に対する磁場感度の「（Ｘ１＋ＢＬ）² ／（Ｘ１）² 」倍に設定されているため、生体内の電流源（電流ダイポール）がピックアップコイル６ａ1 に対して焦点距離Ｘ１の位置にある場合においては、そのピックアップコイル６ａ1 で検出されＳＱＵＩＤ磁束計２ａ1 を介して測定された電圧信号Ｖout1が零になる。
【００５０】
また、同様に、ＳＱＵＩＤ磁束計２ａ2 、２ａ3 のピックアップコイル６ａ2 の補償用コイル６ｄ2 およびピックアップコイル６ａ3 の補償用コイル６ｄ3 のコイル面積Ｓｄ2 、Ｓｄ3 が信号検出用コイル６ｃ2 、６ｃ3 のコイル面積Ｓｃ2 、Ｓｃ3 の「（Ｘ２＋ＢＬ）² ／（Ｘ２）² 」倍、「（Ｘ３＋ＢＬ）² ／（Ｘ３）² 」倍、すなわち、補償用コイル６ｄ2 、６ｄ3 の微弱磁気信号に対する磁場感度が信号検出用コイル６ｃ2 、６ｃ3 の微弱磁気信号に対する磁場感度の「（Ｘ２＋ＢＬ）² ／（Ｘ２）² 」倍、「（Ｘ３＋ＢＬ）² ／（Ｘ３）² 」倍にそれぞれ設定されているため、生体内の電流源がピックアップコイル６ａ2 、６ａ3 に対して焦点距離Ｘ２、Ｘ３の位置にある場合においては、そのピックアップコイル６ａ2 、６ａ3 で検出されＳＱＵＩＤ磁束計２ａ2 、２ａ3 を介して測定された電圧信号Ｖout2、Ｖout3が零になる。
【００５１】
したがって、データ処理装置１６は、各ＳＱＵＩＤ磁束計２ａ1 〜ＳＱＵＩＤ磁束計２ａ3 の出力値Ｖout1〜Ｖout3に基づいて、当該出力値Ｖout1〜Ｖout3が零になる焦点距離Ｘ１〜Ｘ３、すなわち、それら焦点距離Ｘ１〜Ｘ３を深さ方向の位置とする３つの電流源ＰＳ１〜ＰＳ３を容易且つ正確に求める（推定する）ことができる。
【００５２】
すなわち、本構成によれば、磁場感度（コイル面積）の異なる２つのコイルを有する１次微分型ピックアップコイルを、その２つのコイルが深さ方向に沿って２つの離れた平面上に位置するように配置したため、電流源の深さ方向の位置を直接求めることができ、例えば心臓や脳の深部等、生体内の深さ方向に沿って深い（ピックアップコイルから離れた）位置の電流源の深さ方向の位置を高精度で検出することができる。
【００５３】
なお、本実施形態では、検出感度（コイル面積）の異なる３つのピックアップコイルを有する３つのＳＱＵＩＤ磁束計を用いたが、本発明はこれに限定されるものではなく、例えば、検出感度（コイル面積）を様々に変化させた（例えば、所定値を隔てて複数段階に分けられた検出感度を有する）複数のピックアップコイルを備えた複数のＳＱＵＩＤ磁束計を用いることもでき、さらに高精度で異なる電流源それぞれの深さ方向の位置を推定することができる。
【００５４】
また、本実施形態では、各ＳＱＵＩＤ磁束計２ａ1 〜２ａ3 のピックアップコイル６ａ1 〜６ａ3 は、生体の体表の法線方向（ラジアル方向）の磁場を検出するラジアル方向磁場検出用のピックアップコイル６ａ1 〜６ａ3 について説明したが、本発明はこれに限定されるものではなく、例えば図２に示すように、
体表の接線方向（タンジェンシャル方向）の磁場を検出するタイプのピックアップコイル２０ａ1 〜２０ａ3 についても適用できる。
【００５５】
すなわち、図２によれば、ピックアップコイル２０ａ1 〜２０ａ3 は、図２に示すように、２つの離れた位置にあるコイル２０ｃ1 、２０ｃ2 を逆相に巻いて間隔ＢＬを置いて結合した１次微分型構造になっており、図示しない生体の体表の接線方向の磁場を検出するために、各ピックアップコイル６ａ1 〜６ａ3 は、それらのコイル面の法線方向が上記体表の接線方向に一致するように配設されている。
【００５６】
そして、ＳＱＵＩＤ磁束計２ａ1 のピックアップコイル２０ａ1 は、そのコイル２０ａ1 における生体に近接して配置される信号検出用コイル２０ｃ1 のコイル面積をＳｃ1'、生体から遠方に配置される補償用コイル２０ｄ1 のコイル面積をＳｄ1'とすると、
【数１１】

を満足するように構成されている。但し、Ｘ１Ａは、ＳＱＵＩＤ磁束計２ａ1 での焦点距離を表す。
【００５７】
同様に、ＳＱＵＩＤ磁束計２ａ2 のピックアップコイル２０ａ2 は、信号検出用コイル２０ｃ2 のコイル面積をＳｃ2'、補償用コイル２０ｄ2 のコイル面積をＳｄ2'とすると、
【数１２】

を満足するように構成され、ＳＱＵＩＤ磁束計２ａ3 のピックアップコイル２０ａ3 は、信号検出用コイル６ｃ3 のコイル面積をＳｃ3'、補償用コイル２０ｄ3 のコイル面積をＳｄ3'とすると、
【数１３】

を満足するように構成されている。但し、Ｘ１ＢおよびＸ１Ｃは、ＳＱＵＩＤ磁束計２ａ2 および２ａ3 での焦点距離をそれぞれ表す。
【００５８】
なお、上述したラジアル方向磁場検出用のピックアップコイルとタンジェンシャル方向磁場検出用ピックアップコイルを組み合わせて用いることも当然可能である。
【００５９】
また、上述した異なる検出感度、言い換えれば異なる焦点距離Ｘ１１、Ｘ１２、…を有する複数個のピックアップコイル２０ａ1 〜２０ａn （ここでは、体表の接線方向のピックアップコイルについて示す）をそれぞれ有するＳＱＵＩＤ磁束計２ａ1 〜２ａn を用いた場合においては、それらのピックアップコイル２０ａ1 〜２０ａn を、図３（ａ）および（ｂ）に示すように（図３においては、ｎ＝１２としている）、そのコイル面が同心円上に所定間隔をおいて並ぶように配設するとよい。
【００６０】
さらに、図４に示すように、異なる検出感度を有する複数個のピックアップコイル（２１ａ1 〜２１ａn ）をそれぞれ有するＳＱＵＩＤ磁束計２ａ1'〜２ａn'を複数組（ＳＱＵＩＤ磁束計２Ａ1 〜２Ａm ）設け、それらのピックアップコイル群２１Ａ1 〜２１Ａm （図中においてはｍ＝７とする）を細密重点構造に配置してもよい。さらに、当該ピックアップコイル群２１Ａ1 〜２１Ａm を上述した離散化モデルにおける格子点上に設置してもよい。
【００６１】
（第２の実施の形態）
本発明のＳＱＵＩＤ磁束計を用いた電流源推定装置に係わる第２の実施形態を図５に示す。
【００６２】
図５によれば、本実施形態の電流源推定装置２５は、測定対象である生体から発せられた生体磁場を計測するための複数（本実施形態では２個）のＳＱＵＩＤ磁束計３０ａ1 〜３０ａ2 を備えている。
【００６３】
各ＳＱＵＩＤ磁束計３０ａ1 、３０ａ2 は、２つのジョセフソン接合を有するＳＱＵＩＤ素子５と、生体から発せられた微弱磁場（微弱磁気信号）をピックアップするための第１のピックアップコイル３２ａ1 、第２のピックアップコイル３２ａ2 と、この第１のピックアップコイル３２ａ1 、第２のピックアップコイル３２ａ2 によりそれぞれピックアップされた微弱磁気信号に基づく磁束をＳＱＵＩＤ素子５にそれぞれ伝達する入力コイル７とを備えている。
【００６４】
各ＳＱＵＩＤ磁束計３０ａ1 、３０ａ2 の第１のピックアップコイル３２ａ1 、第２のピックアップコイル３２ａ2 は、第１実施形態の構成と異なり、単一のコイルで磁場を検出する、いわゆるマグネトメータとして構成されている。
【００６５】
ピックアップコイル３２ａ1 、３２ａ2 は、深さ方向に沿って２つの異なる（離間した）平面上に位置し、かつピックアップコイル３２ａ1 が生体に近接する位置、ピックアップコイル３２ａ2 が生体から離間した位置にそれぞれ配置されており、図示しない生体の体表の法線方向の磁場を検出するようになっている。
【００６６】
また、ピックアップコイル３２ａ2 は、ピックアップコイル３２ａ1 に対して第１実施形態と同様にベースライン（ＢＬ）を置いて配設されている。
【００６７】
なお、ＳＱＵＩＤ磁束計３０ａ1 、３０ａ2 の他の構成は、第１実施形態におけるＳＱＵＩＤ磁束計２ａ1 、２ａ2 の構成と同様であるため、その説明は省略する。
【００６８】
また、電流源推定装置２５は、各ＳＱＵＩＤ磁束計３０ａ1 〜３０ａ2 の駆動回路１１（積分器）から出力された電圧信号Ｖout1〜Ｖout2を入力し、それらの入力電圧信号Ｖout1〜Ｖout2に基づいてデータ処理を行ない、生体内の電流源の位置を推定するデータ処理装置３１を備えている。
【００６９】
データ処理装置３１は、図５に示すように、電圧信号Ｖout1、Ｖout2のゲインをそれぞれ個別にコントロールしながら設定する第１のゲインコントローラ３３ａ、第２のゲインコントローラ３３ｂを有するゲイン制御部３３と、第１のゲインコントローラ３３ａおよび第２のゲインコントローラ３３ｂによりゲイン制御された電圧信号Ｖout1' 、Ｖout2' をそれぞれディジタルデータＤ1 、Ｄ2 にそれぞれ変換するＡ／Ｄ変換器３４と、このＡ／Ｄ変換器３４により変換されたディジタルデータＤ1 、Ｄ2 および第１のゲインコントローラ３３ａ、第２のゲインコントローラ３３ｂで設定された各ゲイン値に基づいて電流源の深さ方向の位置を含む３次元位置を推定する制御演算部（例えば、ＣＰＵ、ＤＳＰ等）３５とを備えている。
【００７０】
次に本構成の電流源推定装置２５の全体動作について、特に制御演算部３５の処理を中心に説明する。
【００７１】
本構成の電流源推定装置２５によれば、第１実施形態と同様に、デュワーを生体に装着して各ＳＱＵＩＤ磁束計３０ａ1 、３０ａ2 のＳＱＵＩＤ駆動回路１５をそれぞれ駆動させることにより、ピックアップコイル３２ａ1 、３２ａ2 を介して生体から発せられた微弱磁気信号が検出される。
【００７２】
ピックアップコイル３２ａ1 、３２ａ2 によりそれぞれ検出された磁気信号に基づく磁束は、入力コイル７、ＳＱＵＩＤ素子５を介してそれぞれ伝達されて入力磁束に基づく電圧が出力される。そして、この電圧出力は、駆動回路１１を介して増幅処理され、フィードバック磁束に比例する電圧信号Ｖout1、Ｖout2としてそれぞれデータ処理装置１６のゲイン制御部３３の第１のゲインコントローラ３３ａ、第２のゲインコントローラ３３ｂにそれぞれ送られる。
【００７３】
第１および第２のゲインコントローラ３３ａおよび３３ｂは、それぞれ送られた電圧信号Ｖout1、Ｖout2に対してゲイン値Ｇ1 およびＧ2 をそれぞれ設定し、電圧信号Ｖout1' 、電圧信号Ｖout2' としてＡ／Ｄ変換器３４へ出力する。Ａ／Ｄ変換器３４は、送られた電圧信号Ｖout1' 、電圧信号Ｖout2' をディジタルデータＤ1 、Ｄ2 に変換して制御演算部３５に送る（図６；ステップＳ１）。
【００７４】
制御演算部３５は、送られたディジタルデータＤ1 、Ｄ2 の差分値（ディジタル差分値）を求め（ステップＳ２）、この差分値に基づいて磁場マッピング（ディジタル差分値の強度をマッピングしたものであり、生体内の磁場分布を表す）を求める（ステップＳ３）。
【００７５】
続いて制御演算部３５は、磁場マッピング上のピーク部分の値を見付け出し（ステップＳ４）、そのピーク部分の値が零か否かを判断する（ステップＳ５）。
【００７６】
このとき、ステップＳ５の制御演算部３５の判断の結果ＮＯ、すなわちピーク部分の値が零でない場合には、第２のゲインコントローラ３３ｂのゲイン設定値をＧ2 からＧ2'に変更してステップＳ２の処理に戻り（ステップＳ６）、同様の処理を繰り返す。
【００７７】
一方、ステップＳ５の判断の結果、ＹＥＳ、すなわちピーク部分の値が零である場合には、制御演算部３５は、このピーク部分の値が零のときにステップＳ１の処理、あるいはステップＳ６において設定された第１のゲインコントローラ３３ａおよび第２のコントローラ３３ｂのゲイン値Ｇ1 およびＧ2 （Ｇ2'）の比｛Ｇ2 （Ｇ2'）／Ｇ1 ｝から、前掲式（６）を用いた計算により、電流源の深さ方向の位置（焦点距離ＸA ）を求めて（ステップＳ７）、電流源の深さ方向の位置を算出する処理を終了する。
【００７８】
以上述べたように、本構成によれば、深さ方向に沿って２つの離れた平面上に位置するように配置した２つのピックアップコイルを介して検出された信号のゲイン値を変化させることにより、その２つのピックアップコイルを介して検出された信号の磁場感度を変えることができるため、電流源の深さ方向の位置を直接求めることが可能になる。したがって、第１実施形態と同様に、生体内の深さ方向に沿って深い位置の電流源の深さ方向の位置を高精度で検出することができる。
【００７９】
なお、本実施形態では、ゲイン制御部３３（第１のゲインコントローラ３３ａおよび第２のゲインコントローラ３３ｂ）によりゲイン制御された電圧信号Ｖout1' 、Ｖout2' をＡ／Ｄ変換器３４によりＡ／Ｄ変換し、変換されたディジタルデータＤ1 、Ｄ2 の差分値を制御演算部３５の処理により求めたが、本発明はこれに限定されるものではなく、例えば、上記ゲイン制御部３３とＡ／Ｄ変換器３４との間にアナログ差分回路４０を設けてもよい。すなわち、図７に示すように、アナログ差分回路４０により上記ゲイン制御された電圧信号Ｖout1' 、Ｖout2' は、アナログ差分回路４０を介してアナログ差分値としてＡ／Ｄ変換器３４に送られ、このＡ／Ｄ変換器３４によりディジタルデータ（ディジタル差分値）に変換されて制御演算部３５に送られる。このとき、制御演算部３５は、送られたディジタル差分値に基づいて前掲図６のステップＳ３以降の処理を行なうことにより、電流源の深さ方向の位置を求めることができる。
【００８０】
また、本実施形態では、ゲイン制御部３３（ゲインコントローラ３３ａ、３３ｂ）を用いて電圧信号Ｖout1、Ｖout2のゲインを制御しながら電流源の深さ方向の位置を検出したが、本発明はこれに限定されるものではない。
【００８１】
図８に第２実施形態の変形例を示す。図８に示す電流源推定装置２５Ａのデータ処理装置３１Ａは、各ＳＱＵＩＤ磁束計３０ａ1 〜３０ａ2 の駆動回路１１（積分器）から出力された電圧信号Ｖout1〜Ｖout2を入力し、それらの入力電圧信号Ｖout1〜Ｖout2をそれぞれディジタルデータＤ1 、Ｄ2 に変換するＡ／Ｄ変換器３４Ａと、このＡ／Ｄ変換器３４Ａにより変換されたディジタルデータＤ1 、Ｄ2 に基づいて電流源の深さ方向の位置を含む３次元位置を推定する制御演算部（ＣＰＵ／ＤＳＰ）３５Ａとを備えている。なお、その他の構成は、第２実施形態の構成（図５）と同様であるため、その説明は省略する。
【００８２】
次に本構成の電流源推定装置２５Ａの全体動作について、特に制御演算部３５Ａの処理を中心に説明する。
【００８３】
本構成の電流源推定装置２５Ａによれば、第１および第２実施形態と同様の動作により、ＳＱＵＩＤ磁束計３０ａ1 、３０ａ2 を駆動させて生体から発せられた微弱磁気信号が検出されると、この検出された微弱磁気信号に基づく電圧信号Ｖout1、Ｖout2は、データ処理装置３１ＡのＡ／Ｄ変換器３４Ａに送られる。Ａ／Ｄ変換器３４Ａは、送られた電圧信号Ｖout1、電圧信号Ｖout2をディジタルデータＤ1 、Ｄ2 に変換して制御演算部３５Ａに送る。
【００８４】
制御演算部３５Ａは、送られたディジタルデータＤ1 、Ｄ2 の内の第１のピックアップコイル３２ａ1 で検出された生体磁気信号に基づくディジタルデータＤ1 に基づいて磁場マッピング（ディジタルデータＤ1 の強度をマッピングしたものであり、生体内の磁場分布を表す）を行ない（図９；ステップＳ１０）、その磁場マッピングにおけるピーク部分の値を見付け出す（ステップＳ１１）。
【００８５】
一方、制御演算部３５Ａは、第２のピックアップコイル３２ａ2 で検出された生体磁気信号に基づくディジタルデータＤ2 のゲインを調整（増幅）（ディジタルデータＤ1 のゲインは一定（Ｇ10）とする）してそのピーク部分の値（ピーク値）との間の差分をとり（ステップＳ１２）、その差分値が零になるようにその第２のピックアップコイル３２ａ2 に係わるディジタルデータＤ2 のゲインを増幅する（ステップＳ１３）。
【００８６】
そして、制御演算部３５Ａは、差分値が零になったときのディジタルデータＤ1 のゲイン値（Ｇ10）およびディジタルデータＤ2 の増幅ゲイン値（Ｇ20）との比（Ｇ20／Ｇ10）から、前掲式（６）を用いた計算により、電流源の深さ方向の位置（焦点距離ＸB ）を求めて（ステップＳ１３）、電流源の深さ方向の位置を算出する処理を終了する。
【００８７】
以上述べたように、本変形例においては、第２実施形態と同様に、生体内の深さ方向に沿って深い位置の電流源の深さ方向の位置を高精度で検出することができる。また、本変形例では、ゲイン制御部を設ける必要がなくなり、電流源推定装置の回路スペースを減少させることができる。
【００８８】
さらに、第２実施形態におけるデータ処理装置を、サンプルホールド回路等を用いて構成した変形例を図１０に示す。
【００８９】
図１０に示す電流源推定装置５０のデータ処理装置５１は、各ＳＱＵＩＤ磁束計３０ａ1 〜３０ａ2 の駆動回路１１の増幅器および積分器を介して増幅された電圧信号Ｖout1およびＶout2をサンプリングクロックに応じてサンプルして一定時間ホールド（保持）した後出力するサンプルホールド回路５２と、このサンプルホールド回路５２から出力された電圧信号Ｖout1およびＶout2をそれぞれディジタルデータＤ1 、Ｄ2 に変換するＡ／Ｄ変換器５３と、このＡ／Ｄ変換器５３により変換されたディジタルデータＤ1 、Ｄ2 の内の少なくとも一方を必要に応じて増幅処理するともに、この増幅処理したディジタルデータＤ1 、Ｄ2 に基づいて電流源の深さ方向の位置を含む３次元位置を推定する制御演算部（ＣＰＵ／ＤＳＰ）５４と、この制御演算部５４に接続され、その制御演算部５４に入力されたディジタルデータＤ1 、Ｄ2 をモニタするモニタ５５とを備えている。
【００９０】
また、データ処理装置５１は、制御演算部５４により増幅処理されたディジタルデータＤ1 、Ｄ2 をそれぞれ保持（ラッチ）した後で出力する第１のラッチ回路５６Ａおよび第２のラッチ回路５６Ｂと、第１のラッチ回路５６Ａおよび第２のラッチ回路５６Ｂからそれぞれ出力されたディジタルデータＤ1 およびＤ2 をアナログ値（直流電圧信号）に変換する第１のＤ／Ａ変換器（第１のＤＡＣ）５７Ａおよび第２のＤ／Ａ変換器（第２のＤＡＣ）５７Ｂとを備えており、第１のＳＱＵＩＤ磁束計３０ａ1 および第２のＳＱＵＩＤ磁束計３０ａ2 の各フィードバック回路１４Ａは、駆動回路１１からの出力電圧信号に代わって、第１のＤＡＣ５７Ａおよび第２のＤＡＣ５７Ｂから出力された直流電圧信号をそれぞれ抵抗１２（インピーダンスＺf0）を介して電流に変換し、フィードバック電流としてフィードバックコイル１３に流すように構成されている。なお、その他の構成は、第２実施形態の構成（図５）と同様であるため、その説明は省略する。
【００９１】
次に本構成の電流源推定装置５０の全体動作について説明する。
【００９２】
本構成の電流源推定装置５０によれば、第１および第２実施形態と同様に、デュワーを生体に装着して各ＳＱＵＩＤ磁束計３０ａ1 、３０ａ2 のＳＱＵＩＤ駆動回路１５をそれぞれ駆動させることにより、ピックアップコイル３２ａ1 、３２ａ2 を介して生体から発せられた微弱磁気信号が検出される。
【００９３】
ピックアップコイル３２ａ1 、３２ａ2 によりそれぞれ検出された磁気信号に基づく磁束は、入力コイル７、ＳＱＵＩＤ素子５を介してそれぞれ伝達されて入力磁束に基づく電圧が出力される。そして、これらの電圧出力Ｖout1、Ｖout2は、駆動回路１１を介して増幅処理される。
【００９４】
このとき、サンプルホールド回路５２により、増幅処理された電圧信号Ｖout1、Ｖout2は、送られてきたサンプルクロック（例えばｎ番目のサンプリングクロック）の立上がりに応じて同一のタイミングで保持（ホールド）され、立ち下がりに応じて出力Ａ／Ｄ変換器５３へ向けて出力される。そして、送られた電圧信号Ｖout1、電圧信号Ｖout2は、Ａ／Ｄ変換器５３を介してディジタルデータＤ1 、Ｄ2 に変換されて制御演算部５４に送られる。
【００９５】
制御演算部５４は、送られたディジタルデータＤ1 、Ｄ2 をモニタ５５を介してモニタし、ディジタルデータＤ1 、Ｄ2 の内の少なくとも一方（例えばディジタルデータＤ2 ）を増幅して（Ｄ2 →Ｄ2a）、そのデータ値の比（Ｄ2a／Ｄ1 ）が前掲式（６）において焦点距離＝Ｘ1 （例えば３ｃｍ）を満足するように設定する。
【００９６】
そして、制御演算部５４は、ディジタルデータＤ1 およびＤ2aをそれぞれ第１のラッチ回路５６Ａおよび第２のラッチ回路５６Ｂに出力する。
【００９７】
ディジタルデータＤ1 およびＤ2'は、第１のラッチ回路５６Ａおよび第２のラッチ回路５６Ｂを介してそれぞれラッチされた後で第１のＤＡＣ５７Ａおよび第２のＤＡＣ５７Ｂに送られる。これら第１のＤＡＣ５７Ａおよび第２のＤＡＣ５７Ｂを介して得られた直流電圧信号Ｖ1 、Ｖ2 は、それぞれ第１のＳＱＵＩＤ磁束計３０ａ1 および第２のＳＱＵＩＤ磁束計３０ａ2 の各フィードバック回路１４Ａに送られる。
【００９８】
各フィードバック回路１４Ａに送られた直流電圧信号Ｖ1 、Ｖ2 は、抵抗１２（インピーダンスＺf0）を介して電流に変換され、フィードバック電流として第１のＳＱＵＩＤ磁束計３０ａ1 および第２のＳＱＵＩＤ磁束計３０ａ2 の各フィードバックコイル１３にそれぞれ供給されている。この結果、フィードバック磁束が各ＳＱＵＩＤ素子５にそれぞれ与えられ、測定された磁気信号の変化が打ち消される。
【００９９】
一方、サンプルホールド回路５２により、増幅処理された電圧信号Ｖout1、Ｖout2は、続いて送られてきたサンプルクロック（ｎ＋１番目）の立上がりに応じて保持（ホールド）され、立ち下がりに応じてＡ／Ｄ変換器５３へ向けて出力される。そして、送られた電圧信号Ｖout1、電圧信号Ｖout2は、Ａ／Ｄ変換器５３を介してディジタルデータＤ1 、Ｄ2 に変換されて制御演算部５４に送られる。
【０１００】
このとき、制御演算部５４は、送られたディジタルデータＤ1 、Ｄ2 をモニタ５５を介してモニタし、ディジタルデータＤ1 、Ｄ2 の内のディジタルデータＤ2 を増幅して（Ｄ2 →Ｄ2a' ）、そのデータ値の比（Ｄ2a' ／Ｄ1 ）が前掲式（６）において焦点距離＝Ｘ2 （例えば４ｃｍ）を満足するように設定する。
【０１０１】
そして、第１，第２のラッチ回路５６Ａ，５６Ｂ、第１，第２のＤＡＣ５７Ａ，５７Ｂおよび各フィードバック回路１４Ａを介して上述した磁束フィードバック処理が行なわれる。
【０１０２】
以下、データ処理装置５１は、順次送られてくるサンプリングクロック（ｎ番目〜ｎ＋４番目）に応じて焦点距離をＸ1 ：３ｃｍ〜Ｘ5 ：７ｃｍまで順次変更しながら上述した演算処理を行なうことにより、異なる焦点距離Ｘ1 ：３ｃｍ〜Ｘ5 ：７ｃｍを深さ方向の位置とする電流源を推定することができる（図１１参照、なお、ｎ番目〜ｎ＋４番目までのサンプリングクロック群、およびこのサンプリングクロック群に対応したディジタルデータＤ1 群、ディジタルデータＤ2 群をデータ群１とする）。
【０１０３】
続いて、データ処理装置５１は、続いて送られてくるｎ＋５番目、ｎ＋６番目、…、ｎ＋１０、…のサンプリングクロックに応じて、焦点距離の設定を再びＸ1 ：３ｃｍに戻して上述した処理を繰り返し行なうことにより、焦点距離Ｘ1 ：３ｃｍ〜Ｘ5 ：７ｃｍを深さ方向の位置とする電流源を繰り返し求めることができる。
【０１０４】
すなわち、本構成によれば、第１および第２のピックアップコイルを用いてサンプリング時間毎に第２のピックアップコイルで検出された信号を増幅することにより、それらピックアップコイルの数（２）を越えた多数の焦点距離を有する電流源の深さ方向の位置を推定することができる。したがって、例えば第１実施形態の図３および図４で示したような多数のピックアップコイルを用いる必要がないため、上記多数焦点距離の電流源の深さ方向の位置を効率よく、かつ単純なシステム構成で推定することができる。
【０１０５】
なお、第１実施形態、第２実施形態およびその各変形例によれば、ＳＱＵＩＤ磁束計のピックアップコイル、入力コイル、ＳＱＵＩＤ素子およびフィードバックコイルを収容するデュワーと生体とを磁気シールドルームＲ内に配設して環境磁場雑音を遮蔽しているが、本発明はこれに限定されるものではない。例えば、ピックアップコイルを含む所定空間部分にアクティブシールドを構成する逆磁場発生用コイル（例えばヘルムホルツコイル）を配設して環境磁場に基づく信号をその逆磁場発生用コイルへフィードバックして環境磁場をキャンセルする方法（アクティブシールド）や、環境磁場キャンセル用（参照信号用）ＳＱＵＩＤ磁束計で受けた環境磁場信号を生体磁場信号検出用ＳＱＵＩＤ磁束計で受けた磁場信号から差し引くことにより、環境磁場雑音を除去する方法等も適用することができる。
【０１０６】
例えば、図１２に示すように、図示しない生体磁場信号検出用ＳＱＵＩＤ磁束計の信号検出用コイル群６ｃ1 …６ｃn および補償用コイル群６ｄ1 …６ｄn から構成されたピックアップコイル群６ａ1 …６ａn と、図示しない環境磁場検出用ＳＱＵＩＤ磁束計の参照信号用コイル群６０ａ1 …６０ａn とをデュワーＤ内に設置しておき、ピックアップコイル群６ａ1 …６ａn により検出された磁束に基づいて得られた環境磁場を含む生体磁場信号から、参照信号用コイル群６０ａ1 …６０ａn により検出された磁束に基づいて得られた環境磁場信号（参照信号）を減算することにより、環境磁場雑音を影響を受けることなく、電流源の深さ方向の位置推定処理を行なうことができる。
【０１０７】
なお、上述したアクティブシールドや参照信号を用いた環境磁場雑音除去システムは、磁気シールドルームと併せて用いることも可能であり、より優れた環境磁場雑音システムの中で電流源推定処理を行なうことができる。
【０１０８】
また、第１実施形態によれば、深さ方向に沿って２つの異なる（離間した）平面上に位置するコイルを逆相に巻いてベースラインＢＬを置いて結合した１次微分型のピックアップコイルを有するＳＱＵＩＤ磁束計を用いたが、本発明はこれに限定されるものではなく、例えば２次微分以上の多次微分型のピックアップコイルを有するＳＱＵＩＤ磁束計を用いてもよい。
【０１０９】
例えば、図１３に示す２次微分型のピックアップコイル６Ａは、深さ方向に沿って３つの異なる（離間した）平面上に位置する信号検出用コイル６Ｍ1 および６Ｍ2 と補償用コイル（二重コイル）６Ｍ3 とを逆相に巻いて間隔（ベースライン）ＢＬ１、ＢＬ２を置いてそれぞれ結合した２次微分型構造になっており、図示しない生体の体表の法線方向（ラジアル方向）の磁場を検出するようになっている。
【０１１０】
そして、ピックアップコイル６Ａは、そのコイル６Ａにおける最も生体に近接して配置される第１の信号検出用コイル６Ｍ1 のコイル面積をＳ1 、最も生体から遠方に配置される第２の信号検出用コイル６Ｍ2 のコイル面積をＳ2 、および信号検出用コイル６Ｍ1 と第２の信号検出用コイル６Ｍ2 との間に介在する補償用コイル６Ｍ3 のコイル面積をＳ3 とすると、
【数１４】
Ｓ3 ＝Ｓ1 ＋Ｓ2 ……（１４）
と設定されている。
【０１１１】
このように構成された２次微分型ピックアップコイルを用いれば、第１の信号検出用コイル６Ｍ1 と補償用コイル６Ｍ3 との間の面積の違い（アンバランス）に起因した環境磁場に対する検出感度を、第２の信号検出用コイル６Ｍ3 により打ち消すことができる。すなわち、第１の信号検出用コイル６Ｍ1 および第２の信号検出用コイル６Ｍ2 と補償用コイル６Ｍ3 との間でバランスをとることにより、環境磁場に対する検出感度を大きく低減することができるため、上述した電流源の深さ方向位置推定処理を環境磁場雑音の影響をほとんど受けることなく行なうことができる。
【０１１２】
さらに、第１実施形態、第２実施形態およびその変形例によれば、検出感度の異なる信号検出用コイルおよび補償用コイルを深さ方向に沿って２つの異なる平面上に位置するように配設したが、そのような信号検出用コイルおよび補償用コイルから成るピックアップコイルを、さらに深さ方向で異なる２平面に沿って２段に配置して生体磁場計測を行なうことも可能であり、生体内の電流源の深さ方向位置をさらに精度良く推定することができる。
【０１１３】
さらにまた、第１、第２実施形態およびその変形例によれば、ピックアップコイルが付帯した磁束トランスファ方式のＳＱＵＩＤ磁束計を用いた電流源推定装置を示したが、本発明はこれに限定されるものではなく、他のタイプのＳＱＵＩＤ磁束計、例えばＤｉｒｅｃｔ Ｃｏｕｐｌｉｎｇ方式のＳＱＵＩＤ磁束計を用いた電流源推定装置でも良いし、Ｄｉｇｉｔａｌ型ＳＱＵＩＤ磁束計を用いた電流源推定装置であってもよい。
【０１１４】
【発明の効果】
以上述べたように、本発明の電流源推定装置によれば、測定対象の深さ方向に沿って互いに異なる位置に配設された複数のコイル（信号検出用コイル、補償用コイル）を介して前記測定対象から発せられた微弱磁気信号を互いに異なる磁場感度で電気信号として検出し、この検出した電気信号に基づいて前記電流源の深さ方向の位置を直接推定することができるため、例えば生体の心臓や脳の深部等、測定対象内の深さ方向に沿って深い位置の電流源の深さ方向の位置をローカルミニマムおよびグローバルミニマムを起こすことなく高精度で推定することができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の第１の実施の形態に係わる電流源推定装置の概略構成を示すブロック図。
【図２】図１におけるＳＱＵＩＤ磁束計のピックアップコイルとして、接線方向磁場検出用ピックアップコイルを用いた場合の構成を示すブロック図。
【図３】（ａ）、（ｂ）は、感度の異なる複数個のピックアップコイルの配置例を示す図。
【図４】感度の異なる複数個のピックアップコイルの配置例を示す図。
【図５】本発明の第２の実施の形態に係わる電流源推定装置の概略構成を示すブロック図。
【図６】図５のデータ処理装置の処理の一例を示す概略フローチャート。
【図７】第２実施形態に係わる電流源推定装置の変形例の概略構成を示すブロック図。
【図８】第２実施形態に係わる電流源推定装置の変形例の概略構成を示すブロック図。
【図９】図８の制御演算部の処理の一例を示す概略フローチャート。
【図１０】第２実施形態に係わる電流源推定装置の変形例の概略構成を示すブロック図。
【図１１】図８のデータ処理装置の処理における各サンプリングクロックに応じた各ＳＱＵＩＤ素子のデータを表すタイミングチャート。
【図１２】デュワー内に設置された環境磁場をキャンセリングするための参照信号用ＳＱＵＩＤ磁束計の参照信号用コイル群および生体磁気信号検出用ピックアップコイル群を示す図。
【図１３】本発明に係わる２次微分型のピックアップコイルの概略構成を示す図。
【図１４】従来のグラジオメータを用いた生体からの磁気信号計測を説明するための図。
【図１５】従来のＳＱＵＩＤ磁束計の２つのピックアップコイル群を深さ方向で異なる２平面に沿って２段に配置して生体磁場計測を行なう構成を概略的に示す図。
【図１６】従来の接線方向成分用の１次微分型ピックアップコイルのベースライン長と深さ方向の感度分布との関係を示す図であり、（ａ）は、ピックアップコイルのベースライン長を５ｃｍに設定した場合の図、（ｂ）は、ピックアップコイルのベースライン長を７ｃｍに変えた場合の図。
【図１７】接線方向成分用のピックアップコイルにおける信号検出用コイルおよび補償用コイルの感度を変えた場合の深さ方向の感度分布を示すための図であり、（ａ）は、焦点距離が５ｃｍになるように補償用コイルの感度を調整した場合の図、（ｂ）は、焦点距離が７ｃｍになるように補償用コイルの感度を調整した場合の図。
【符号の説明】
１、２５、５０ 電流源推定装置
２ａ1 〜２ａ3 、３０ａ1 、３０ａ2 ＳＱＵＩＤ磁束計
５ ＳＱＵＩＤ素子
６ａ1 〜６ａ3 、６Ａ、２０ａ1 〜２０ａ12、３２ａ1 、３２ａ2 ピックアップコイルコイル
６ｃ1 〜６ｃ3 、６Ｍ1 、６Ｍ2 、２０ｃ1 〜２０ｃ3 信号検出用コイル
６ｄ1 〜６ｄ3 、６Ｍ3 、２０ｄ1 〜２０ｄ3 補償用コイル
７ 入力コイル
８ 電流源
１１ 駆動回路
１２ 抵抗
１３ フィードバックコイル
１４ フィードバック回路
１５ ＳＱＵＩＤ駆動回路
１６、３１、３１Ａ、５１ データ処理装置
２１Ａ1 〜２１Ａm ピックアップコイル群
３３ ゲイン制御部
３３ａ 第１のゲインコントローラ
３３ｂ 第２のゲインコントローラ
３４、３４Ａ、５３ Ａ／Ｄ変換器
３５、３５Ａ、５４ 制御演算部
４０ 差分回路
５２ サンプルホールド回路
５５ モニタ
５６Ａ 第１のラッチ回路
５６Ｂ 第２のラッチ回路
５７Ａ 第１のＤＡＣ
５７Ｂ 第２のＤＡＣ[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
The present invention measures a weak magnetic field emitted from a measurement object such as a living body using magnetic signal detection means such as a SQUID magnetometer (superconducting quantum interferometer) for detecting a weak magnetic signal, and measures the measurement object from the measurement magnetic field. The present invention relates to a current source estimation device that estimates a position in a depth direction of a current source that is a magnetic field generation source in the body.
[0002]
[Prior art]
When measuring a weak magnetic field (biological magnetic field) emitted from a measurement site in a measurement target such as a living body (hereinafter referred to as a living body) using a SQUID magnetometer, which is a high-sensitivity magnetic field measuring device, In a state where the living body and the SQUID magnetometer are put, a detection coil (pickup coil) in the SQUID magnetometer is arranged around the measurement site of the living body, and the magnetic flux based on the biomagnetic field emitted from the measurement site is detected by this detection coil. It is like that.
[0003]
At this time, as a conventional pickup coil, the spatial differential of the magnetic field {differentiated magnetic field in the normal direction from the body surface (pickup coil for normal component), the tangential magnetic field from the body surface is calculated. A gradiometer that detects a product differentiated in a linear direction (a pickup coil for a tangential component) or the like} is often used.
[0004]
This gradiometer is for attenuating a signal (magnetic noise) from other than a living body. As shown in FIG. 14, a plurality (for example, two) of coils 70a and 70b at different positions are reversed in phase. It has a structure in which it is wound and joined with an interval (baseline) BL. A biomagnetic signal and a noise component are detected by one coil (hereinafter referred to as a signal detection coil) 70a disposed close to the living body H, and the other coil (hereinafter referred to as compensation) disposed far from the living body. It is configured to detect only the biomagnetic signal by detecting only the noise component at 70b and taking the difference. A gradiometer that takes the difference between two magnetic fields based on two coils, such as the gradiometer shown in FIG. 14, is called a primary differential type gradiometer. For example, two gradiometers are prepared and A gradiometer that takes a difference is called a second-order differential type gradiometer.
[0005]
By the way, when estimating a current source in a measurement site of a living body based on a measurement magnetic field obtained via a pickup coil, a SQUID element of a SQUID magnetometer, a drive circuit, etc., a homogeneous or multilayer concentric conductor sphere is used. Then, the magnetic field generated from the measurement site is calculated using the current dipole as the current source, and the current dipole that minimizes the difference from the measurement magnetic field is set as the estimated position of the current source. At this time, as a method for avoiding repeated computation of a nonlinear system, a method of fixing the position of the current dipole and replacing the problem with a linear system is known. This method is described in detail in the following document.
[0006]
(1) Brain Jeffs, et al: “An Evaluation of Methods for Neuromagnetic Image Reconstruction”, IEEE Transactions on Biomadecal Engineering, Vol. BME-34, No. 9, Sep. 1987;
(2) Warren E. Smith, et al: "Linear estimation theory applied to the reconstruction of a 3-D vector current distribution", Applied Optics, Vol. 29, No. 5 (1990);
(3) Jukka Sarvas: "Basic mathematical and electromagnetic concepts of the biomagnetic inverse problem", Phys. Med. & Biol., Vol. 32, Jan., 1987.
[0007]
Here, in the method using the singular value decomposition of the matrix, in order to represent the measured magnetic field picked up by the pickup coil and the current dipole density on the lattice points in the discretized model by a linear simultaneous equation, a three-dimensional current dipole distribution is fixed. On the grid points. Now, assuming that the matrix Q representing the current density in each of the three directions of the current dipole, the matrix A represented by a linear equation determined by the position of the pickup coil and the position of the current dipole, and the measurement magnetic field B, these relations are simultaneous. Linear equation
[Expression 2]
B = AQ (2)
It is represented by Therefore, if there is an inverse matrix of A,
[Equation 3]
Q = A^-1B ...... (3)
It can be expressed as. However, in general, since the coefficient matrix A is a singular matrix in which each column is not independent, there is no inverse matrix. In such a case, there is a method of obtaining a unique solution that minimizes the square sum of the measured magnetic field and the calculated magnetic field from the singular value decomposition (method using the least square method).
[0008]
[Problems to be solved by the invention]
In the current source estimation method using the singular value decomposition (least-squares method) described above, it is difficult to accurately estimate the position with a deep current source. Therefore, for example, a magnetic field generated from the heart or a magnetic field generated from the deep part of the brain. Therefore, it is difficult to accurately estimate the position of the current dipole having a depth of several centimeters necessary for medical diagnosis.
[0009]
Therefore, as disclosed in Japanese Patent Laid-Open No. 05-297091 (see FIG. 15), a plurality of pickup coils (a group of pickup coils) 75A and 75B of the SQUID magnetometer are arranged along two planes different in the depth direction. An apparatus that improves the estimation accuracy of a living body's deep current source by performing biomagnetic field measurement by placing it in a stage (the side closer to the living body is the lower coil group and the side far from the living body is the upper coil group) is known. It has been.
[0010]
However, in the apparatus disclosed in the above-mentioned Japanese Patent Application Laid-Open No. 05-297091, the pickup coil composed of the signal detection coil and the compensation coil is simply arranged in a plurality of stages, so that the difference between the measured magnetic field and the calculated magnetic field is different. However, there is still a strong risk of falling into a local minimum, which is an inadequate solution in which local current becomes the minimum value, and accurate current source estimation has been difficult. Further, in the apparatus disclosed in the above-mentioned Japanese Patent Application Laid-Open No. 05-297091, for the same reason, a global minimum (in this specification, it takes a long time to reach a global true minimum value). The danger of falling into the city was still strong and impractical.
[0011]
The present invention has been made in view of the above-described circumstances, and estimates the position in the depth direction of a current source distributed in the deep portion of a measurement target such as a living body with high accuracy without causing a local minimum and a global minimum. It is an object of the present invention to provide a current source estimation device that is made possible.
[0012]
[Means for Solving the Problems]
In recent years, the performance of magnetic shield rooms has improved, and active shield technology for environmental magnetic field cancellation has also been implemented. Therefore, under such a high environmental magnetic field shield environment, a gradiometer, that is, a signal detection coil And the need to remove noise components with the compensation coil is reduced.
[0013]
Therefore, it was important to consider the new role of gradiometers originally developed for environmental magnetic field canceling.
[0014]
Therefore, the present inventor gives a new role to the gradiometer by changing the detection sensitivity (magnetic field sensitivity) of each coil (signal detection coil, compensation coil) of the gradiometer. I came to think that the position of the current source in the depth direction could be estimated with high accuracy.
[0015]
Now, the magnetic field vector B1 generated from the current dipole dI from the Biosavall formula is
[Expression 4]
B1 = (μ₀DI) / (4πX²) (4)
It is represented by Μ₀= 4π × 10^-7(Zero equimagnetic constant), X is a distance (hereinafter referred to as a focal length) along the depth direction between the current dipole dI and the pickup coil (first coil thereof). Here, assuming that the base line of the pickup coil is b, the magnetic field vector B2 measured by the pickup coil is
[Equation 5]

[0016]
Therefore, from the equations (4) and (5),
[Formula 6]
B2 / B1 = X²/ (X + b)²      ...... (6)
As represented.
[0017]
From this equation (6), the magnetic field sensitivity S2 of the compensation coil in the pickup coil is (X + b) of the magnetic field sensitivity S1 of the signal detection coil.²/ X²That is,
[Expression 7]
S2 = S1 * {(X + b)²/ X²} (7)
It is understood that the magnetic field generated by the current dipole at a distance X from the pickup coil and detected by the pickup coil is canceled by the signal detection coil and the compensation coil and becomes zero. That is, by setting the magnetic field sensitivities of the signal detection coil and the compensation coil in the pickup coil of the SQUID magnetometer according to the focal length X to be measured, the current source at the focal length X can be recognized. .
[0018]
Further, advantages of changing the sensitivity of each coil of the above-described gradiometer will be described with reference to FIGS.
[0019]
FIGS. 16A and 16B are diagrams for illustrating the relationship between the baseline length and the sensitivity distribution in the depth direction of a conventional first-order differential type gradiometer (pickup coil) for a tangential component, for example. FIG. 4 is a sectional view taken along the depth direction immediately below the pickup coil installation portion. 16A is a diagram when the base line length of the pickup coil is set to 5 cm, and FIG. 16B is a diagram when the base line length of the pickup coil is changed to 7 cm. The distance along the depth direction between the object to be measured and the pickup coil is set to 2 cm, and L0 represents a zero sensitivity line.
[0020]
As shown in FIG. 16A, the sensitivity in the depth direction based on the conventional pickup coil is R1 (−2.5 × 10^-12[T] ~ 2.0 × 10^-12[T]), R2 (-2.0 × 10^-12[T] ~ -1.5 × 10^-12[T]), R3 (-1.5 × 10^-12[T] ~ -1.0 × 10^-12[T]), R4 (-1.0 × 10^-12[T] ~ -0.5 × 10^-12[T]), R5 (-0.5 × 10^-12[T] to 0 [T]), R6 (0 [T] to 0.5 × 10^-12[T]).
[0021]
At this time, as shown in FIG. 16B, the sensitivity distributions R1 ′ to R6 ′ in the depth direction based on the conventional pickup coil are constant regardless of the change in the baseline length (R1 ′ = R1). R2 '= R2, R3' = R3, R4 '= R4, R5' = R5, R6 '= R6), and it was difficult to accurately estimate current sources having different depths in the living body to be measured.
[0022]
On the other hand, FIG. 17 shows the depth of the pickup coil (sensitivity changing pickup coil) in which the sensitivity of the signal detection coil and the compensation coil in the first-order differential type gradiometer (pickup coil) for the tangential component is changed as described above. It is a figure for showing the sensitivity distribution of a horizontal direction, and each shows sectional drawing along the depth direction of the direct lower side from the installation part of the said pickup coil. 17 (a) and 17 (b), the baseline length is set to a constant 5 cm, FIG. 17 (a) has a focal length of 5 cm, and FIG. 17 (b) has a focal length of 7 cm. It is a figure at the time of adjusting the sensitivity of the coil for compensation. The distance along the depth direction between the object to be measured and the pickup coil is set to 2 cm, and L1 represents a zero sensitivity line.
[0023]
As shown in FIG. 17A, the sensitivity in the depth direction based on the sensitivity change pickup coil described above is R10 (−0.8 × 10^-12[T] ~ -0.6 × 10^-12[T]), R11 (-0.6 × 10^-12[T] ~ -0.4 × 10^-12[T]), R12 (-0.4 × 10^-12[T] ~ -0.2 × 10^-12[T]), R13 (-0.2 × 10^-12[T] to 0 [T]), R14 (0 [T] to 0.2 × 10^-12[T]).
[0024]
At this time, as shown in FIG. 17B, the sensitivity distributions R10 ′ to R14 ′ in the depth direction based on the sensitivity change pickup coil with the focal length changed are the above R10 to R14 according to the change of the focal length. Changes because {R10 '(-0.6 × 10^-12[T] ~ -0.4 × 10^-12[T]), R11 '(-0.4 × 10^-12[T] ~ -0.2 × 10^-12[T]), R12 '(-0.2 × 10^-12[T] ~ 0 [T]), R13 '(0 [T] ~ 0.2 × 10^-12[T]), R14 '(0.2 × 10^-12[T] ~ 0.4 × 10^-12[T])} makes it possible to accurately estimate current sources having different positions in the depth direction in the living body to be measured.
[0025]
  In order to solve the above-described problem, a current source estimation device according to the present invention is a current source estimation device that estimates the position of the current source based on a weak magnetic signal emitted from a current source in a measurement target. A plurality of coils including first and second pickup coils which are arranged at different positions along the depth direction of the measurement object and have different magnetic field sensitivities, and the first pickup coil and the second pickup coil A plurality of magnetic field measuring means each having a SQUID element that outputs an electric signal in accordance with a magnetic flux based on each weak magnetic signal detected by each pickup coil provided by each pickup coil, and each electric power output from the plurality of SQUID elements The electric signals are fed back to the respective SQUID elements as magnetic fluxes to thereby convert the electric signals into the weak magnetic fields. A magnetic signal detecting means having a plurality of SQUID driving means for making an output signal proportional to the signal, and adjusting at least one gain of each electric signal output from the plurality of SQUID driving means to Gain adjusting means for changing the magnetic field sensitivity related to the signal, and arithmetic processing means for obtaining the position of the current source in the depth direction by arithmetic processing based on the gain value of each electrical signal gain adjusted by the gain adjusting means. A current source estimation device comprising: an estimation unit, wherein the calculation processing unit converts each electrical signal gain-adjusted by the gain adjustment unit into digital data, and a difference between the converted digital data Means for calculating a magnetic field distribution (magnetic field mapping) in the measurement object based on the difference value, and the magnetic field mapping A peak is extracted at step (a) to determine whether or not the difference value at the peak is zero; and if the difference value at the peak is not zero as a result of the determination, the gain adjustment unit is controlled to control at least one of the electric signals. Means for changing a set gain value for one of the current sources, and when the difference value at the peak as a result of the determination is zero, an arithmetic processing is performed based on a gain value of each electric signal set in the gain adjusting means. The position in the depth direction is obtained.
[0026]
  Moreover, in order to solve the above-described problem, the current source estimation device according to the present invention is a current source estimation device that estimates the position of the current source based on a weak magnetic signal emitted from a current source in a measurement target. , A plurality of coils including first and second pickup coils which are arranged at different positions along the depth direction of the measurement object and have different magnetic field sensitivities, and the first pickup coil and the second pickup coil. A plurality of magnetic field measuring means provided for each pickup coil, each having a SQUID element that outputs an electric signal in accordance with a magnetic flux based on each weak magnetic signal detected by each pickup coil, and output from the plurality of SQUID elements Each electric signal is fed back to each SQUID element as a magnetic flux, and each electric signal is converted to each minute signal. Magnetic signal means having a plurality of SQUID driving means for making an output signal proportional to the magnetic signal, means for converting each electric signal into digital data, and the first pickup coil in each converted digital data Means for obtaining a magnetic field distribution (magnetic field mapping) in the measurement object on the basis of the first digital data relating to the second digital data relating to the second pickup coil by extracting a peak value on the magnetic field mapping. Means for obtaining a difference value between the value of the second value and the peak value, means for adjusting the gain of the second digital data so that the obtained difference value becomes zero, and the difference value has become zero. And performing an arithmetic processing based on the gain value of the first digital data and the gain value of the second digital data. And a estimation unit and a processing means for determining the position in the depth direction of the current sources.
[0027]
  Furthermore, according to the current source estimation device according to the present invention for solving the above-described problem, a current source estimation device that estimates the position of the current source based on a weak magnetic signal emitted from the current source in the measurement object. A plurality of coils including first and second pickup coils which are arranged at different positions along the depth direction of the measurement object and have different magnetic field sensitivities, and the first pickup coil and the second pickup coil. A plurality of magnetic field measuring means each provided with a SQUID element that outputs an electrical signal in accordance with a magnetic flux based on each weak magnetic signal detected by each of the pickup coils provided from each of the pickup coils, and from the plurality of SQUID elements Sample hold means for sample-holding each output electric signal, and output from the sample hold means Conversion means for converting an electric signal into digital data, and second digital data related to the second pickup coil in each converted digital data to amplify the second digital data related to the first pickup coil Calculation processing means for calculating the position of the current source in the depth direction by calculating the ratio, and conversion means for converting the first and second digital data output via the calculation processing means into electric signals, respectively. And a plurality of SQUID drives that feed back the electric signals converted by the conversion means as magnetic fluxes to the respective SQUID elements so that the electric signals converted by the conversion means are output signals proportional to the weak magnetic signals. Means.
[0031]
In particular, the plurality of coils are arranged at a predetermined interval along the depth direction with respect to the first pickup coil arranged close to the current source in the measurement target and the first pickup coil. The magnetic signal detection means is provided for each of the first pickup coil and the second pickup coil, and is based on each weak magnetic signal detected by each pickup coil. A plurality of magnetic field measurement means each having a SQUID element that outputs an electrical signal in accordance with magnetic flux, and the estimation means samples and holds each electrical signal output from the plurality of SQUID driving means; Conversion means for converting each electrical signal output from the sampling hold means into digital data; The second digital data related to the second pickup coil in each converted digital data is amplified, and the ratio of the first digital data related to the first pickup coil is calculated, thereby processing the depth of the current source. Arithmetic processing means for obtaining the position in the vertical direction, conversion means for converting the first and second digital data output via the arithmetic processing means into electric signals, and the electric signal converted by the conversion means And a plurality of SQUID driving means for converting the electric signal converted by the converting means into an output signal proportional to each of the weak magnetic signals by feeding back to each SQUID element as a magnetic flux.
[0032]
DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
Embodiments of the present invention will be described below with reference to the drawings.
[0033]
(First embodiment)
FIG. 1 shows a first embodiment relating to a current source estimation apparatus of the present invention.
[0034]
According to FIG. 1, the current source estimation apparatus 1 of the present embodiment includes a plurality (three in the present embodiment) of SQUID magnetometers 2a1 to 2a3 for measuring a biomagnetic field emitted from a living body to be measured. I have.
[0035]
Each SQUID magnetometer 2a1 to 2a3 includes a SQUID element 5 having two Josephson junctions, a pickup coil 6 (6a1 to 6a3) for picking up a weak magnetic field (weak magnetic signal) emitted from a living body, and this pickup. And an input coil 7 for transmitting a magnetic flux based on the weak magnetic signal picked up by the coil 6 to the SQUID element 5.
[0036]
At this time, the pickup coils 6a1 to 6a3 of the SQUID magnetometers 2a1 to 2a3 (hereinafter, the pickup coil 6a1 will be described) are arranged on two different (separated) planes along the depth direction as shown in FIG. Coil 6c1 and 6c2 positioned in the opposite direction and wound with a gap (baseline) BL to form a first-order differential structure, and a magnetic field in the normal direction (radial direction) of the body surface of the living body (not shown) Each of the pickup coils 6a1 to 6a3 is disposed so that the normal direction of the coil surfaces thereof coincides with the normal direction of the body surface.
[0037]
The pickup coil 6a1 of the SQUID magnetometer 2a1 is configured such that the magnetic field sensitivity of each signal detection coil 6c1 and the magnetic field sensitivity of the compensation coil 6d1 are different from each other.
[0038]
That is, if the pickup coil 6a1 has a coil area of the signal detection coil 6c1 arranged close to the living body as Sc1 and the coil area of the compensation coil 6d1 arranged far from the living body as Sd1,
[Equation 8]

That is, the magnetic field sensitivity of the compensation coil 6d1 is "(X1 + BL)" which is the magnetic field sensitivity of the signal detection coil 6c1.²/ (X1)²It is configured to be “double”. However, X1 represents the focal length in the SQUID magnetometer 2a1.
[0039]
Similarly, the pickup coil 6a2 of the SQUID magnetometer 2a2 has a coil area of the signal detection coil 6c2 as Sc2 and a coil area of the compensation coil 6d2 as Sd2.
[Equation 9]

That is, the magnetic field sensitivity of the compensation coil 6d2 is "(X2 + BL)" which is the magnetic field sensitivity of the signal detection coil 6c2.²/ (X2)²The pickup coil 6a3 of the SQUID magnetometer 2a3 has a coil area of the signal detection coil 6c3 as Sc3 and a coil area of the compensation coil 6d3 as Sd3.
[Expression 10]

That is, the magnetic field sensitivity of the compensation coil 6d3 is "(X3 + BL)" which is the magnetic field sensitivity of the signal detection coil 6c3.²/ (X3)²It is configured to be “double”. However, X2 and X3 represent the focal lengths at the SQUID magnetometers 2a2 and 2a3, respectively.
[0040]
Each of the SQUID magnetometers 2a1 to 2a3 includes a current source 8 for supplying a bias current to the SQUID element 5, a driver circuit 11 including an amplifier (preamplifier) and an integrator for amplifying the voltage output from the SQUID element 5, and an integrator. SQUID having a first feedback circuit 14 that converts the voltage signals Vout1 to Vout3 output from the current into a current via a resistor 12 (impedance Zf0), which is a voltage / current conversion circuit, and flows the feedback coil 13 as a feedback current. The SQUID element 5 is provided with a feedback magnetic flux Φf that cancels the change in the measured magnetic field by the feedback current If flowing in the feedback coil 13. The SQUID magnetometers 2a2 and 2a3 are configured in the same manner as the SQUID magnetometer 2a1.
[0041]
By the way, the pickup coils 6a1 to 6a3, the input coil 7, the SQUID element 5 and the feedback coil 13 of the SQUID magnetometers 2a1 to 2a3 are housed in a dewar (not shown), and the dewar and the living body are magnetically cut off from the outside. Are disposed in a magnetic shield room R that shields ambient magnetic field noise.
[0042]
The current source estimation device 1 receives voltage signals Vout1 to Vout3 output from the drive circuits 11 (integrators) of the SQUID magnetometers 2a1 to 2a3, and performs data processing based on the input voltage signals Vout1 to Vout3. And a data processing device 16 for estimating the position of the current source in the depth direction in the living body.
[0043]
Next, the overall operation of this configuration will be described.
[0044]
According to the current source estimation device of this configuration, the dewar is attached to the living body and the SQUID driving circuits 15 of the respective SQUID magnetometers 2a1 to 2a3 are respectively driven to emit the light from the living body via the pickup coils 6a1 to 6a3. Each weak magnetic signal is detected.
[0045]
Magnetic fluxes based on the magnetic signals respectively detected by the pickup coils 6a1 to 6a3 are transmitted to the SQUID element 5 via the input coil 7, and a voltage based on the input magnetic flux is output. The voltage output is amplified through the drive circuit 11 and output as voltage signals Vout1 to Vout3.
[0046]
At this time, the voltage signals Vout1 to Vout3 output from the drive circuit 11 by the feedback circuit 14 are respectively supplied to the feedback coil 13 as feedback current via the resistor 12, and the feedback magnetic flux is given to the SQUID element 5. The measured magnetic signal change is canceled out.
[0047]
In addition, voltage signals Vout1 to Vout3 proportional to the feedback magnetic flux output from the drive circuit 11 are sent to the data processing device 16, respectively.
[0048]
In the data processing device 16, a process of inversely estimating the position of the current source in the living body is performed using the above-described singular value decomposition (least square method) based on the sent voltage signals Vout1 to Vout3.
[0049]
At this time, in this configuration, the coil area Sd1 of the compensation coil 6d1 of the pickup coil 6a1 of the SQUID magnetometer 2a1 is "(X1 + BL) of the coil area Sc1 of the signal detection coil 6c1.²/ (X1)²", That is, the magnetic field sensitivity of the compensation coil 6d1 to the weak magnetic signal is equal to the magnetic field sensitivity of the signal detection coil 6c1 to the weak magnetic signal" (X1 + BL) "²/ (X1)²Therefore, when the current source (current dipole) in the living body is located at the focal length X1 with respect to the pickup coil 6a1, it is detected by the pickup coil 6a1 and passed through the SQUID magnetometer 2a1. The measured voltage signal Vout1 becomes zero.
[0050]
Similarly, the coil areas Sd2 and Sd3 of the compensation coil 6d2 of the pickup coil 6a2 of the SQUID magnetometers 2a2 and 2a3 and the compensation coil 6d3 of the pickup coil 6a3 are the coil areas Sc2 and Sc3 of the signal detection coils 6c2 and 6c3. “(X2 + BL)²/ (X2)²"Times", "(X3 + BL)²/ (X3)²The magnetic field sensitivity of the compensation coils 6d2 and 6d3 to the weak magnetic signal is equal to the magnetic field sensitivity of the signal detection coils 6c2 and 6c3 to the weak magnetic signal "(X2 + BL)"²/ (X2)²"Times", "(X3 + BL)²/ (X3)²When the current source in the living body is located at the focal lengths X2 and X3 with respect to the pickup coils 6a2 and 6a3, the SQUID magnetometer 2a2 is detected by the pickup coils 6a2 and 6a3. The voltage signals Vout2 and Vout3 measured through 2a3 become zero.
[0051]
Therefore, the data processing device 16 determines the focal lengths X1 to X3 at which the output values Vout1 to Vout3 become zero based on the output values Vout1 to Vout3 of the SQUID magnetometers 2a1 to SQUID magnetometer 2a3, that is, the focal lengths X1. The three current sources PS1 to PS3 having ~ 3 as a position in the depth direction can be easily (and estimated) obtained.
[0052]
  That is, according to this configuration, the first-order differential pickup coil having two coils having different magnetic field sensitivities (coil areas) is positioned so that the two coils are located on two separate planes along the depth direction. Therefore, the position of the current source in the depth direction can be obtained directly, for example, deep along the depth direction in the living body, such as the deep part of the heart or brain (From the pickup coilThe position in the depth direction of the current source at a remote position can be detected with high accuracy.
[0053]
In this embodiment, three SQUID magnetometers having three pickup coils having different detection sensitivities (coil areas) are used. However, the present invention is not limited to this, and for example, detection sensitivities (coil areas) ) Can be used in various ways (for example, having a detection sensitivity divided into a plurality of stages with a predetermined value), and a plurality of SQUID magnetometers with a plurality of pick-up coils can be used. The position of each source in the depth direction can be estimated.
[0054]
In this embodiment, the pick-up coils 6a1 to 6a3 of the SQUID magnetometers 2a1 to 2a3 are used to detect the magnetic field in the normal direction (radial direction) of the body surface of the living body and to detect the pick-up coils 6a1 to 6a3 for detecting the radial magnetic field. However, the present invention is not limited to this. For example, as shown in FIG.
The present invention can also be applied to pickup coils 20a1 to 20a3 of the type that detect a magnetic field in the tangential direction (tangential direction) of the body surface.
[0055]
That is, according to FIG. 2, the pick-up coils 20a1 to 20a3 are, as shown in FIG. 2, first-order differential type in which coils 20c1 and 20c2 located at two separate positions are wound in opposite phases and joined at an interval BL. In order to detect a magnetic field in the tangential direction of the body surface of the living body (not shown), each pickup coil 6a1 to 6a3 has a structure in which the normal direction of the coil surfaces thereof coincides with the tangential direction of the body surface. It is arranged.
[0056]
The pickup coil 20a1 of the SQUID magnetometer 2a1 has a coil area of the signal detection coil 20c1 arranged close to the living body in the coil 20a1 as Sc1 ', and a coil area of the compensation coil 20d1 arranged far from the living body. Is Sd1 ',
## EQU11 ##

It is configured to satisfy. However, X1A represents the focal length in the SQUID magnetometer 2a1.
[0057]
Similarly, the pickup coil 20a2 of the SQUID magnetometer 2a2 has a coil area of the signal detection coil 20c2 as Sc2 'and a coil area of the compensation coil 20d2 as Sd2'.
[Expression 12]

The pickup coil 20a3 of the SQUID magnetometer 2a3 is configured such that the coil area of the signal detection coil 6c3 is Sc3 'and the coil area of the compensation coil 20d3 is Sd3'.
[Formula 13]

It is configured to satisfy. However, X1B and X1C represent the focal lengths at the SQUID magnetometers 2a2 and 2a3, respectively.
[0058]
Of course, the radial direction magnetic field detection pickup coil and the tangential direction magnetic field detection pickup coil described above may be used in combination.
[0059]
Further, the SQUID magnetometer 2a1 having a plurality of pickup coils 20a1 to 20an (here, shown for tangential pickup coils on the body surface) having different detection sensitivities, in other words, different focal lengths X11, X12,. When .about.2an is used, the pick-up coils 20a1 to 20an are arranged in concentric circles as shown in FIGS. 3 (a) and 3 (b) (n = 12 in FIG. 3). It is good to arrange | position so that it may line up in predetermined intervals.
[0060]
Further, as shown in FIG. 4, a plurality of sets (SQUID magnetometers 2A1 to 2Am) of SQUID magnetometers 2a1 'to 2an' each having a plurality of pickup coils (21a1 to 21an) having different detection sensitivities are provided. Pickup coil groups 21A1 to 21Am (m = 7 in the figure) may be arranged in a fine-weighted structure. Further, the pickup coil groups 21A1 to 21Am may be installed on the lattice points in the discretization model described above.
[0061]
(Second Embodiment)
FIG. 5 shows a second embodiment relating to a current source estimating apparatus using the SQUID magnetometer of the present invention.
[0062]
According to FIG. 5, the current source estimation device 25 of the present embodiment includes a plurality (two in this embodiment) of SQUID magnetometers 30a1 to 30a2 for measuring a biomagnetic field emitted from a living body that is a measurement target. I have.
[0063]
Each of the SQUID magnetometers 30a1 and 30a2 includes a SQUID element 5 having two Josephson junctions, a first pickup coil 32a1 for picking up a weak magnetic field (weak magnetic signal) emitted from a living body, and a second pickup coil. 32a2, and input coils 7 for transmitting magnetic fluxes based on the weak magnetic signals picked up by the first pickup coil 32a1 and the second pickup coil 32a2 to the SQUID element 5, respectively.
[0064]
Unlike the configuration of the first embodiment, the first pickup coil 32a1 and the second pickup coil 32a2 of each SQUID magnetometer 30a1, 30a2 are configured as so-called magnetometers that detect a magnetic field with a single coil. .
[0065]
The pickup coils 32a1 and 32a2 are located on two different (separated) planes along the depth direction, the pickup coil 32a1 is located close to the living body, and the pickup coil 32a2 is placed away from the living body. The magnetic field in the normal direction of the body surface of the living body (not shown) is detected.
[0066]
The pickup coil 32a2 is arranged with a base line (BL) with respect to the pickup coil 32a1 as in the first embodiment.
[0067]
Since the other configurations of the SQUID magnetometers 30a1 and 30a2 are the same as the configurations of the SQUID magnetometers 2a1 and 2a2 in the first embodiment, the description thereof is omitted.
[0068]
Further, the current source estimation device 25 receives the voltage signals Vout1 to Vout2 output from the drive circuit 11 (integrator) of each SQUID magnetometer 30a1 to 30a2, and performs data processing based on the input voltage signals Vout1 to Vout2. And a data processing device 31 for estimating the position of the current source in the living body.
[0069]
As shown in FIG. 5, the data processing device 31 includes a gain control unit 33 having a first gain controller 33a and a second gain controller 33b that are set while individually controlling the gains of the voltage signals Vout1 and Vout2. An A / D converter 34 for converting the voltage signals Vout1 'and Vout2' gain-controlled by the first gain controller 33a and the second gain controller 33b into digital data D1 and D2, respectively, and the A / D converter The three-dimensional position including the position in the depth direction of the current source is estimated on the basis of the digital data D1, D2 converted by 34 and the gain values set by the first gain controller 33a and the second gain controller 33b. A control calculation unit (for example, CPU, DSP, etc.) 35 is provided.
[0070]
Next, the overall operation of the current source estimation device 25 of this configuration will be described with a focus on the processing of the control calculation unit 35.
[0071]
According to the current source estimation device 25 of this configuration, as in the first embodiment, a dewar is mounted on a living body and the SQUID drive circuits 15 of the SQUID magnetometers 30a1 and 30a2 are driven, respectively, thereby picking up coils 32a1, A weak magnetic signal emitted from the living body through 32a2 is detected.
[0072]
Magnetic fluxes based on magnetic signals detected by the pickup coils 32a1 and 32a2 are transmitted through the input coil 7 and the SQUID element 5, respectively, and a voltage based on the input magnetic flux is output. Then, this voltage output is amplified through the drive circuit 11, and as voltage signals Vout1 and Vout2 proportional to the feedback magnetic flux, the first gain controller 33a and the second gain of the gain control unit 33 of the data processing device 16, respectively. Each is sent to the controller 33b.
[0073]
The first and second gain controllers 33a and 33b respectively set gain values G1 and G2 for the voltage signals Vout1 and Vout2 sent to the A / D converter as voltage signals Vout1 ′ and Vout2 ′, respectively. 34. The A / D converter 34 converts the voltage signals Vout1 ′ and Vout2 ′ sent to digital data D1 and D2 and sends them to the control calculation unit 35 (FIG. 6; step S1).
[0074]
The control calculation unit 35 obtains a difference value (digital difference value) between the sent digital data D1 and D2 (step S2), and magnetic field mapping (the intensity of the digital difference value is mapped based on this difference value. (Representing the magnetic field distribution in the living body) is obtained (step S3).
[0075]
Subsequently, the control calculation unit 35 finds the value of the peak portion on the magnetic field mapping (step S4), and determines whether the value of the peak portion is zero (step S5).
[0076]
At this time, if the result of determination by the control calculation unit 35 in step S5 is NO, that is, if the value of the peak portion is not zero, the gain setting value of the second gain controller 33b is changed from G2 to G2 'and step S2 Returning to the process (step S6), the same process is repeated.
[0077]
On the other hand, if the result of determination in step S5 is YES, that is, the value of the peak portion is zero, the control calculation unit 35 sets the processing in step S1 or step S6 when the peak portion value is zero. From the ratio {G2 (G2 ') / G1} of the gain values G1 and G2 (G2') of the first gain controller 33a and the second controller 33b, the current source is calculated. The position in the depth direction (focal length XA) is obtained (step S7), and the process of calculating the position in the depth direction of the current source is terminated.
[0078]
As described above, according to the present configuration, by changing the gain value of the signal detected through the two pickup coils arranged so as to be positioned on two planes separated along the depth direction. Since the magnetic field sensitivity of the signal detected through the two pickup coils can be changed, the position of the current source in the depth direction can be directly obtained. Therefore, as in the first embodiment, the position in the depth direction of the current source at a deep position along the depth direction in the living body can be detected with high accuracy.
[0079]
In this embodiment, the A / D converter 34 converts the voltage signals Vout1 ′ and Vout2 ′ gain-controlled by the gain control unit 33 (the first gain controller 33a and the second gain controller 33b) by the A / D converter 34. The difference value between the converted digital data D1 and D2 is obtained by the processing of the control calculation unit 35. However, the present invention is not limited to this. For example, the gain control unit 33 and the A / D converter are used. 34 may be provided with an analog difference circuit 40. That is, as shown in FIG. 7, the voltage signals Vout1 ′ and Vout2 ′ gain controlled by the analog difference circuit 40 are sent to the A / D converter 34 as analog difference values via the analog difference circuit 40. It is converted into digital data (digital difference value) by the A / D converter 34 and sent to the control calculation unit 35. At this time, the control calculation unit 35 can obtain the position of the current source in the depth direction by performing the processing after step S3 in FIG. 6 based on the sent digital difference value.
[0080]
In the present embodiment, the position of the current source in the depth direction is detected while controlling the gain of the voltage signals Vout1 and Vout2 using the gain control unit 33 (gain controllers 33a and 33b). It is not limited.
[0081]
FIG. 8 shows a modification of the second embodiment. The data processing device 31A of the current source estimation device 25A shown in FIG. 8 receives the voltage signals Vout1 to Vout2 output from the drive circuits 11 (integrators) of the SQUID magnetometers 30a1 to 30a2, and inputs these input voltage signals Vout1. A / D converter 34A for converting .about.Vout2 into digital data D1 and D2, respectively, and the position in the depth direction of the current source based on the digital data D1 and D2 converted by the A / D converter 34A. And a control calculation unit (CPU / DSP) 35A for estimating the dimension position. Since the other configuration is the same as the configuration of the second embodiment (FIG. 5), description thereof is omitted.
[0082]
Next, the overall operation of the current source estimation device 25A having this configuration will be described, particularly focusing on the processing of the control calculation unit 35A.
[0083]
According to the current source estimation device 25A of this configuration, when a weak magnetic signal emitted from a living body is detected by driving the SQUID magnetometers 30a1 and 30a2 by the same operation as in the first and second embodiments, Voltage signals Vout1 and Vout2 based on the detected weak magnetic signal are sent to the A / D converter 34A of the data processing device 31A. The A / D converter 34A converts the sent voltage signal Vout1 and voltage signal Vout2 into digital data D1 and D2 and sends them to the control calculation unit 35A.
[0084]
The control arithmetic unit 35A performs magnetic field mapping based on the digital data D1 based on the biomagnetic signal detected by the first pickup coil 32a1 in the sent digital data D1 and D2, and mapping the intensity of the digital data D1. And represents the magnetic field distribution in the living body) (FIG. 9; Step S10), and finds the value of the peak portion in the magnetic field mapping (Step S11).
[0085]
On the other hand, the control calculation unit 35A adjusts (amplifies) the gain of the digital data D2 based on the biomagnetic signal detected by the second pickup coil 32a2 (the gain of the digital data D1 is constant (G10)) The difference between the peak value (peak value) is taken (step S12), and the gain of the digital data D2 related to the second pickup coil 32a2 is amplified so that the difference value becomes zero (step S13). .
[0086]
Then, the control calculation unit 35A calculates the above equation (G20 / G10) from the ratio (G20 / G10) between the gain value (G10) of the digital data D1 and the amplification gain value (G20) of the digital data D2 when the difference value becomes zero. 6), the position of the current source in the depth direction (focal length XB) is obtained (step S13), and the process of calculating the position of the current source in the depth direction is terminated.
[0087]
As described above, in the present modification, as in the second embodiment, the position in the depth direction of the current source at a deep position along the depth direction in the living body can be detected with high accuracy. Further, in this modification, it is not necessary to provide a gain control unit, and the circuit space of the current source estimation device can be reduced.
[0088]
Further, FIG. 10 shows a modification in which the data processing apparatus according to the second embodiment is configured using a sample hold circuit or the like.
[0089]
The data processing device 51 of the current source estimation device 50 shown in FIG. 10 samples the voltage signals Vout1 and Vout2 amplified through the amplifiers and integrators of the drive circuits 11 of the SQUID magnetometers 30a1 to 30a2 according to the sampling clock. A sample-and-hold circuit 52 that outputs after holding (holding) for a certain time, and an A / D converter 53 that converts the voltage signals Vout1 and Vout2 output from the sample-and-hold circuit 52 into digital data D1 and D2, respectively. At least one of the digital data D1 and D2 converted by the A / D converter 53 is amplified as necessary, and the current source in the depth direction of the current source is based on the amplified digital data D1 and D2. A control calculation unit (CPU / DSP) 54 for estimating a three-dimensional position including the position, and the control calculation unit It is connected to 4, and a monitor 55 for monitoring the digital data D1, D2 that is inputted to the control arithmetic unit 54.
[0090]
The data processing device 51 also holds the first latch circuit 56A and the second latch circuit 56B that output after holding (latching) the digital data D1 and D2 amplified by the control arithmetic unit 54, and the first latch circuit 56B. The first D / A converter (first DAC) 57A and the second digital data D1 and D2 output from the latch circuit 56A and the second latch circuit 56B, respectively, are converted into analog values (DC voltage signals). D / A converter (second DAC) 57B, and each feedback circuit 14A of the first SQUID magnetometer 30a1 and the second SQUID magnetometer 30a2 receives the output voltage signal from the drive circuit 11. Instead, the DC voltage signals output from the first DAC 57A and the second DAC 57B are respectively converted into resistors 12 (impedance Zf0). Into a current through, and is configured to flow to the feedback coil 13 as a feedback current. Since the other configuration is the same as the configuration of the second embodiment (FIG. 5), description thereof is omitted.
[0091]
Next, the overall operation of the current source estimation device 50 having this configuration will be described.
[0092]
According to the current source estimation device 50 of this configuration, as in the first and second embodiments, a dewar is mounted on a living body and the SQUID drive circuits 15 of the SQUID magnetometers 30a1 and 30a2 are driven, respectively. A weak magnetic signal emitted from a living body is detected via the coils 32a1 and 32a2.
[0093]
Magnetic fluxes based on magnetic signals detected by the pickup coils 32a1 and 32a2 are transmitted through the input coil 7 and the SQUID element 5, respectively, and a voltage based on the input magnetic flux is output. These voltage outputs Vout1 and Vout2 are amplified through the drive circuit 11.
[0094]
At this time, the voltage signals Vout1 and Vout2 amplified by the sample hold circuit 52 are held (held) at the same timing according to the rise of the received sample clock (for example, the nth sampling clock), and Output to the output A / D converter 53 in accordance with the decrease. Then, the sent voltage signal Vout1 and voltage signal Vout2 are converted into digital data D1 and D2 via the A / D converter 53 and sent to the control calculation unit 54.
[0095]
The control arithmetic unit 54 monitors the sent digital data D1 and D2 via the monitor 55, amplifies at least one of the digital data D1 and D2 (eg, digital data D2) (D2 → D2a), and The data value ratio (D2a / D1) is set so as to satisfy the focal length = X1 (for example, 3 cm) in the above equation (6).
[0096]
Then, the control operation unit 54 outputs the digital data D1 and D2a to the first latch circuit 56A and the second latch circuit 56B, respectively.
[0097]
The digital data D1 and D2 'are latched through the first latch circuit 56A and the second latch circuit 56B, respectively, and then sent to the first DAC 57A and the second DAC 57B. The DC voltage signals V1 and V2 obtained through the first DAC 57A and the second DAC 57B are sent to the feedback circuits 14A of the first SQUID magnetometer 30a1 and the second SQUID magnetometer 30a2, respectively.
[0098]
The DC voltage signals V1 and V2 sent to the feedback circuits 14A are converted into currents through the resistors 12 (impedance Zf0), and the feedback currents of the first SQUID magnetometer 30a1 and the second SQUID magnetometer 30a2 are converted into currents. Each is supplied to the feedback coil 13. As a result, the feedback magnetic flux is applied to each SQUID element 5, and the change in the measured magnetic signal is canceled.
[0099]
On the other hand, the voltage signals Vout1 and Vout2 amplified by the sample and hold circuit 52 are held (held) in response to the rise of the sample clock (n + 1) sent subsequently, and A / D in response to the fall. It is output toward the converter 53. Then, the sent voltage signal Vout1 and voltage signal Vout2 are converted into digital data D1 and D2 via the A / D converter 53 and sent to the control calculation unit 54.
[0100]
At this time, the control calculation unit 54 monitors the sent digital data D1 and D2 via the monitor 55, amplifies the digital data D2 of the digital data D1 and D2 (D2 → D2a ′), and the data The value ratio (D2a '/ D1) is set so as to satisfy the focal length = X2 (for example, 4 cm) in the above equation (6).
[0101]
The magnetic flux feedback processing described above is performed via the first and second latch circuits 56A and 56B, the first and second DACs 57A and 57B, and the feedback circuits 14A.
[0102]
Hereinafter, the data processing device 51 differs by performing the above-described arithmetic processing while sequentially changing the focal length from X1: 3 cm to X5: 7 cm in accordance with the sampling clocks (nth to n + 4th) sent sequentially. It is possible to estimate a current source having a focal length X1: 3 cm to X5: 7 cm in the depth direction (see FIG. 11, corresponding to nth to n + 4th sampling clock groups and this sampling clock group) The digital data D1 group and the digital data D2 group obtained are set as data group 1).
[0103]
Subsequently, the data processing device 51 returns the focal length setting to X1: 3 cm again according to the n + 5th, n + 6th,..., N + 10,. By doing so, a current source having a focal length X1: 3 cm to X5: 7 cm in the depth direction can be repeatedly obtained.
[0104]
That is, according to this configuration, the number of pickup coils (2) is exceeded by amplifying the signal detected by the second pickup coil at each sampling time using the first and second pickup coils. The position in the depth direction of the current source having a large number of focal lengths can be estimated. Therefore, for example, it is not necessary to use a large number of pickup coils as shown in FIG. 3 and FIG. 4 of the first embodiment. It can be estimated by configuration.
[0105]
In addition, according to 1st Embodiment, 2nd Embodiment, and each modification, the dewar which accommodates the pick-up coil of a SQUID magnetometer, an input coil, a SQUID element, and a feedback coil, and a biological body are arranged in the magnetic shield room R. However, the present invention is not limited to this. For example, a reverse magnetic field generating coil (for example, a Helmholtz coil) constituting an active shield is disposed in a predetermined space including the pickup coil, and a signal based on the environmental magnetic field is fed back to the reverse magnetic field generating coil to cancel the environmental magnetic field. Environmental magnetic field noise is eliminated by subtracting the magnetic field signal received by the SQUID magnetometer for detecting the biomagnetic field signal from the magnetic field signal received by the SQUID magnetometer for detecting the biomagnetic field signal. The method of doing etc. is also applicable.
[0106]
For example, as shown in FIG. 12, a pickup coil group 6a1... 6an composed of a signal detection coil group 6c1... 6cn and a compensation coil group 6d1. A reference signal coil group 60a1... 60an of the SQUID magnetometer for detecting an environmental magnetic field is installed in the dewar D, and a biomagnetic field including an environmental magnetic field obtained based on the magnetic flux detected by the pickup coil groups 6a1. By subtracting the environmental magnetic field signal (reference signal) obtained based on the magnetic flux detected by the reference signal coil group 60a1... 60an from the signal, the depth of the current source is not affected by the environmental magnetic field noise. Direction position estimation processing can be performed.
[0107]
The environmental magnetic field noise removal system using the active shield and the reference signal described above can be used in combination with a magnetic shield room, and the current source estimation process can be performed in a better environmental magnetic field noise system. it can.
[0108]
In addition, according to the first embodiment, a first-order differential pickup coil in which coils positioned on two different (separated) planes in the depth direction are wound in opposite phases and combined with a base line BL. However, the present invention is not limited to this. For example, a SQUID magnetometer having a multi-order differential type pickup coil having a second-order derivative or higher may be used.
[0109]
For example, a second-order differential type pickup coil 6A shown in FIG. 13 includes signal detection coils 6M1 and 6M2 and compensation coils (double coils) located on three different (separated) planes along the depth direction. It has a second-order differential structure in which 6M3 is wound in opposite phase and spaced apart (baseline) BL1 and BL2, and a magnetic field in the normal direction (radial direction) of the body surface of the living body not shown is detected. It is supposed to be.
[0110]
The pickup coil 6A has the coil area of the first signal detection coil 6M1 arranged closest to the living body in the coil 6A as S1, and the second signal detection coil 6M2 arranged farthest from the living body. S2 and the coil area of the compensation coil 6M3 interposed between the signal detection coil 6M1 and the second signal detection coil 6M2 is S3.
[Expression 14]
S3 = S1 + S2 (14)
Is set.
[0111]
If the second-order differential pickup coil configured in this way is used, the detection sensitivity to the environmental magnetic field due to the difference in area (unbalance) between the first signal detection coil 6M1 and the compensation coil 6M3 is It can be canceled by the second signal detection coil 6M3. That is, the detection sensitivity to the environmental magnetic field can be greatly reduced by balancing the first signal detection coil 6M1, the second signal detection coil 6M2 and the compensation coil 6M3. The depth direction position estimation processing of the current source can be performed with almost no influence from the environmental magnetic field noise.
[0112]
Furthermore, according to the first embodiment, the second embodiment, and the modification thereof, the signal detection coil and the compensation coil having different detection sensitivities are arranged on two different planes along the depth direction. However, it is also possible to perform biomagnetic field measurement by arranging the pickup coil comprising such a signal detection coil and compensation coil in two stages along two different planes in the depth direction. The position of the current source in the depth direction can be estimated with higher accuracy.
[0113]
Furthermore, according to the first and second embodiments and the modifications thereof, the current source estimation device using the magnetic flux transfer type SQUID magnetometer attached with the pickup coil is shown, but the present invention is limited to this. Instead, it may be a current source estimation device using another type of SQUID magnetometer, for example, a direct coupling type SQUID magnetometer, or a current source estimation device using a digital SQUID magnetometer.
[0114]
【The invention's effect】
As described above, according to the current source estimation device of the present invention, the plurality of coils (signal detection coils, compensation coils) disposed at different positions along the depth direction of the measurement target are used. For example, a weak magnetic signal emitted from the measurement object can be detected as an electric signal with different magnetic field sensitivities, and the position of the current source in the depth direction can be directly estimated based on the detected electric signal. It is possible to estimate the position in the depth direction of the current source at a deep position along the depth direction in the measurement target, such as the deep part of the heart or brain, with high accuracy without causing a local minimum and a global minimum.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a block diagram showing a schematic configuration of a current source estimation device according to a first embodiment of the present invention.
2 is a block diagram showing a configuration when a tangential magnetic field detection pickup coil is used as the pickup coil of the SQUID magnetometer in FIG. 1. FIG.
FIGS. 3A and 3B are diagrams showing examples of arrangement of a plurality of pickup coils having different sensitivities. FIGS.
FIG. 4 is a diagram illustrating an arrangement example of a plurality of pickup coils having different sensitivities.
FIG. 5 is a block diagram showing a schematic configuration of a current source estimation device according to a second embodiment of the present invention.
6 is a schematic flowchart showing an example of processing of the data processing apparatus of FIG.
FIG. 7 is a block diagram showing a schematic configuration of a modification of the current source estimation device according to the second embodiment.
FIG. 8 is a block diagram showing a schematic configuration of a modification of the current source estimation device according to the second embodiment.
9 is a schematic flowchart showing an example of processing of a control calculation unit in FIG.
FIG. 10 is a block diagram showing a schematic configuration of a modification of the current source estimation device according to the second embodiment.
11 is a timing chart showing data of each SQUID element corresponding to each sampling clock in the processing of the data processing apparatus of FIG.
FIG. 12 is a diagram showing a reference signal coil group and a biomagnetic signal detection pickup coil group of a reference signal SQUID magnetometer for canceling an environmental magnetic field installed in a dewar.
FIG. 13 is a diagram showing a schematic configuration of a second-order differential type pickup coil according to the present invention.
FIG. 14 is a diagram for explaining magnetic signal measurement from a living body using a conventional gradiometer.
FIG. 15 is a diagram schematically showing a configuration for performing biomagnetic field measurement by arranging two pickup coil groups of a conventional SQUID magnetometer in two stages along two different planes in the depth direction.
FIG. 16 is a diagram showing the relationship between the base line length of a conventional first-order differential pickup coil for tangential direction components and the sensitivity distribution in the depth direction, and FIG. (B) is a diagram when the base line length of the pickup coil is changed to 7 cm.
FIG. 17 is a diagram for illustrating a sensitivity distribution in the depth direction when the sensitivity of the signal detection coil and the compensation coil in the pickup coil for the tangential direction component is changed, and (a) shows a focal length of 5 cm. The figure when adjusting the sensitivity of the compensation coil so as to become, (b) is the figure when adjusting the sensitivity of the compensation coil so that the focal length becomes 7 cm.
[Explanation of symbols]
1, 25, 50 Current source estimation device
2a1-2a3, 30a1, 30a2 SQUID magnetometer
5 SQUID element
6a1-6a3, 6A, 20a1-20a12, 32a1, 32a2 Pickup coil coil
6c1-6c3, 6M1, 6M2, 20c1-20c3 Signal detection coil
6d1-6d3, 6M3, 20d1-20d3 compensation coil
7 Input coil
8 Current source
11 Drive circuit
12 Resistance
13 Feedback coil
14 Feedback circuit
15 SQUID drive circuit
16, 31, 31A, 51 Data processing device
21A1 to 21Am pickup coil group
33 Gain controller
33a First gain controller
33b Second gain controller
34, 34A, 53 A / D converter
35, 35A, 54 Control arithmetic unit
40 Difference circuit
52 Sample hold circuit
55 Monitor
56A First latch circuit
56B Second latch circuit
57A First DAC
57B Second DAC

Claims (4)

In the current source estimation device that estimates the position of the current source based on the weak magnetic signal emitted from the current source in the measurement target,
A plurality of coils comprising first and second pickup coils which are arranged at different positions along the depth direction of the measurement object and have different magnetic field sensitivities, and the first pickup coil and the second pickup A plurality of magnetic field measuring means each having an SQUID element that outputs an electric signal in accordance with a magnetic flux based on each weak magnetic signal detected by each pickup coil provided for each coil, and each output from the plurality of SQUID elements A magnetic signal detecting means comprising a plurality of SQUID driving means for making each electric signal an output signal proportional to each weak magnetic signal by feeding back the electric signal as a magnetic flux to each SQUID element;
Gain adjusting means for adjusting the gain of at least one of the electric signals output from the plurality of SQUID driving means to change the magnetic field sensitivity related to the electric signals, and each gain adjusted by the gain adjusting means A current source estimation apparatus comprising: an arithmetic processing unit that obtains a position in the depth direction of the current source by arithmetic processing based on a gain value of an electrical signal;
The arithmetic processing means obtains a difference value between each converted digital data and a means for converting each electric signal gain-adjusted by the gain adjusting means into digital data, and based on the difference value, A means for obtaining a magnetic field distribution (magnetic field mapping), a means for extracting a peak on the magnetic field mapping, determining whether or not a difference value at the peak is zero, and a result of the determination when the difference value at the peak is not zero. And a means for controlling the gain adjusting means to change a set gain value for at least one of the electrical signals, and is set in the gain adjusting means when the difference value at the peak as a result of the determination is zero A calculation process is performed based on the gain value of each electrical signal, and the position of the current source in the depth direction is obtained. Current source estimating apparatus according to. In the current source estimation device that estimates the position of the current source based on the weak magnetic signal emitted from the current source in the measurement target,
A plurality of coils composed of first and second pickup coils disposed at different positions along the depth direction of the measurement object and having different magnetic field sensitivities;
A plurality of magnetic field measuring means provided for each of the first pickup coil and the second pickup coil, each having a SQUID element that outputs an electric signal according to a magnetic flux based on each weak magnetic signal detected by each pickup coil; A plurality of SQUID driving means for feeding back each electrical signal output from the plurality of SQUID elements as a magnetic flux to each SQUID element, thereby converting the electrical signals into output signals proportional to the weak magnetic signals. Magnetic signal detection means provided,
A magnetic field distribution (magnetic field mapping) in the measurement object is obtained based on means for converting each electric signal into digital data and first digital data relating to the first pickup coil in each converted digital data. Means for extracting a peak value on the magnetic field mapping, calculating a difference value between the value of the second digital data relating to the second pickup coil and the peak value, and determining the difference value Based on means for adjusting the gain of the second digital data to be zero, and the gain value of the first digital data and the gain value of the second digital data when the difference value becomes zero A current source estimation device comprising: an estimation means having an arithmetic processing means for performing calculation processing and obtaining a position in the depth direction of the current source. . In the current source estimation device that estimates the position of the current source based on the weak magnetic signal emitted from the current source in the measurement target,
A plurality of coils comprising first and second pickup coils which are arranged at different positions along the depth direction of the measurement object and have different magnetic field sensitivities, and the first pickup coil and the second pickup A plurality of magnetic field measuring means provided with a SQUID element provided for each coil and outputting an electric signal in accordance with a magnetic flux based on each weak magnetic signal detected by each pickup coil;
Sample hold means for sample-holding each electrical signal output from the plurality of SQUID elements; conversion means for converting each electrical signal output from the sample-hold means to digital data; Calculation processing for amplifying the second digital data related to the second pickup coil and calculating the ratio with the first digital data related to the first pickup coil to determine the position of the current source in the depth direction Means, conversion means for converting the first and second digital data output via the arithmetic processing means into electric signals, respectively, and electric signals converted by the conversion means as magnetic fluxes to the respective SQUID elements, respectively. Electrical signal converted by the conversion means by feedback The current source estimating apparatus characterized by comprising a plurality of SQUID drive means for the output signal proportional to the weak magnetic signals. The arithmetic processing means changes the amplification amount of the second digital data in accordance with a sampling clock of the sample and hold circuit, and uses the plurality of second digital data having different amplification amounts and the first digital data and The current source estimation device according to claim 3 , wherein the respective positions in the depth direction of the plurality of current sources are obtained by calculating each of the ratios.

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