JP2012176294A

JP2012176294A - 血圧センサ

Info

Publication number: JP2012176294A
Application number: JP2012138181A
Authority: JP
Inventors: Hiromi Yuasa; 裕美湯浅; Hideaki Fukuzawa; 英明福澤; Yoshihiko Fuji; 慶彦藤; Giddings Devin; キディングスデヴィン; Michiko Hara; 通子原; Shuichi Murakami; 修一村上
Original assignee: Toshiba Corp
Current assignee: Toshiba Corp
Priority date: 2012-06-19
Filing date: 2012-06-19
Publication date: 2012-09-13
Anticipated expiration: 2030-05-25
Also published as: JP5367877B2

Abstract

【課題】本発明によれば、高感度で連続的に血圧測定を行うことができる血圧センサを
提供することができる。
【解決手段】被測定者の血圧測定部位に装着され、撓むことで少なくとも一方向に引っ
張り応力が生じる基板と、前記基板上に設けられた第１の電極と、前記第１の電極上に設
けられ磁化が一方向に向いている磁化固着層と、前記磁化固着層上に設けられた非磁性層
と、前記非磁性層上に設けられ磁化が可変の磁化自由層と、前記磁化自由層上に設けられ
た第２の電極と、を備え、前記磁化自由層の磁化が前記引っ張り応力の生じる第１の方向
と異なる方向及び前記第１の方向に対して垂直な方向と異なる方向を向いていることを特
徴とする。
【選択図】図１

Description

本発明の実施形態は、血圧センサに関する。

日常生活をしながら連続的な血圧測定を負荷なく行うことが未病医療の分野で求められて
いる。これを可能にするためには、絆創膏型のような小型サイズで、十分な測定精度を有
する血圧測定の実現が必要である。

血圧測定としてカフ型が知られている。カフ型では、腕・指などに強い圧力を加えること
で血流を一旦止めて血圧測定を行う。このために、連続的な測定が難しい。また、強い圧
力を加える機構が必要であるために小型化することが難しい。

連続的な測定が可能な血圧測定としてトノメトリ方式が知られている。トノメトリ方式は
、人体にセンサを接触させて動脈内圧による皮膚の歪みを感知することで血圧測定を行う
。

トノメトリ方式としてＭＥＭＳ（ＭｉｃｒｏＥｌｅｃｔｒｏＭｅｃｈａｎｉｃａｌ
Ｓｙｓｔｅｍ）圧力センサを利用したデバイスが製品化されている。この製品は、Ｓｉ基
板に厚さが薄い部分を設けて、動脈内圧の変動により厚さが薄い部分を歪ませる。この歪
みによる電気抵抗の変化を用いて血圧測定を行う。

特開２００２−１４８１３２号公報

G. Pressman, P. Newgard: "A transducer for continuous external measurement of arterial blood pressure", IEEE Trans Biomed Electro 10 73 (1963). M. Lohndorf et al., "Highly sensitive strain sensors based on magnetic tunneling junctions"J. Magn. Magn. Mater. 316, e223 (2007) D. Meyners et al., "Characterization of magnetostrictive TMR pressure sensors by MOKE", J. Appl. Phys. 105, 07C914 (2009)

しかしながら、トノメトリ方式では、センサが人体と広い範囲で理想的に接触していなけ
れば、歪みの感度が低下してしまう。このような場合、日常生活をしながら連続的に血圧
測定を行うことは難しい。

そこで本発明は、高感度で連続的に血圧測定を行うことができる血圧センサを提供するこ
とを目的とする。

本発明の一態様に係る血圧センサは被測定者の血圧測定部位に装着され、撓むことで第１
の方向に引っ張り応力が生じる基板と、前記基板上に設けられた第１の電極と、前記第１
の電極上に設けられ、磁化が一方向に向いている磁化固着層と、前記磁化固着層上に設け
られた非磁性層と、前記非磁性層上に設けられ前記第１の方向及び前記第１の方向に垂直
な第２の方向とは何れとも異なる方向を向いている可変の磁化を有する第１の磁化自由層
と、前記第１の磁化自由層上に設けられ前記第１の方向及び前記第２の方向とは何れとも
異なる方向を向いている可変の磁化を有する第２の磁化自由層と、前記第２の磁化自由層
上に設けられた第２の電極とを備えることを特徴とする。

本発明の第１の実施形態に係る血圧センサを用いた図。第１の実施形態に係る血圧センサを示す図。第１の実施形態に係る血圧センサを示す図。第１の実施形態に係る血圧センサを示す図。第１の実施形態に係る血圧センサを示す図。第１の実施形態に係る血圧センサを示す図。第１の実施形態に係る血圧センサを示す図。最高血圧と最低血圧を説明する図。磁化自由層の磁化の向きと血流方向を示す図。ＭＲ素子の変形例を示す図。ＭＲ素子の変形例を示す図。ＭＲ素子の変形例を示す図。ＭＲ素子の変形例を示す図。ＭＲ素子の変形例を示す図。ＭＲ素子の変形例を示す図。本発明の第２の実施形態に係る血圧センサを示す図。第２の実施形態に係る血圧センサの動作原理を説明するための図。第２の実施形態に係る血圧センサの変形例を示す図。第２の実施形態に係る血圧センサの変形例を示す図。第２の実施形態に係る血圧センサの変形例を示す図。第２の実施形態に係る血圧センサの変形例を示す図。第２の実施形態に係る血圧センサの変形例を示す図。第２の実施形態に係る血圧センサの変形例を示す図。第２の実施形態に係る血圧センサの変形例を示す図。第２の実施形態に係る血圧センサの変形例を示す図。本発明の第３の実施形態に係る血圧センサを示す図。第３の実施形態に係る血圧センサの変形例を示す図。本発明の第４の実施形態に係る血圧センサを示す図。ＭＲ素子の外部磁場に対する電気抵抗の測定結果を示す図。ＭＲ素子の歪みに対する電気抵抗の測定結果を示す図。歪みの印加方向を説明する図。本発明の第５の実施形態に係る血圧測定システムを説明する図。第５の実施形態に係る血圧測定システムを説明する図。第５の実施形態に係る血圧測定システムを説明する図。第５の実施形態に係る血圧測定システムを説明する図。第５の実施形態に係る血圧測定システムを説明する図。

以下図面を参照して、本発明の各実施形態を説明する。同じ符号が付されているものは同
様のものを示す。なお、図面は模式的または概念的なものであり、各部分の厚みと幅との
関係、部分間の大きさの比係数などは、必ずしも現実のものと同一とは限らない。また、
同じ部分を表す場合であっても、図面により互いの寸法や比係数が異なって表される場合
もある。
（第１の実施形態）

図１は、第１の実施形態に係る血圧センサ１０を用いた図である。

血圧センサ１０は、血圧測定部位に設けられ、皮膚表面に接着するために絆創膏のような
形状の一部に設けられている。すなわち、皮膚上に接するように、血圧センサ１０が配置
されている。血圧センサ１０は、動脈血管が存在しているような皮膚の直下に配置される
。紙面に垂直方向が血流方向である。血流方向とは、血管が延在する方向を示す。皮膚表
面の近傍に動脈血管が存在しなければ、血圧測定が難しくなる。体表から脈動を検知でき
る部位（および体表下にある動脈）は、以下の通りである。

内側上腕二頭筋溝（上腕動脈）、前腕外側下端で橈側手根屈筋腱と腕橈骨筋腱との間（橈
骨動脈）、前腕内側下端で尺側手根屈筋腱と浅指屈筋腱との間（尺骨動脈）、長母指伸筋
腱の尺側（第１背側中手動脈）、腋窩（腋窩動脈）、大腿三角部（大腿動脈）、下腿前面
の下部で前脛骨筋腱の外側（前脛骨動脈）、内果の後下部（後脛骨動脈）、長母指伸筋腱
の外側（足背動脈）、頚動脈三角（総頚動脈）、咬筋停止部の前（顔面動脈）、胸鎖乳突
筋停止部の後ろで僧帽筋起始部との間（後頭動脈）、外耳孔の前（浅側頭動脈）。よって
、血圧センサ１０を配置する箇所は、上記の部位となる。すなわち、これらが血圧測定部
位に相当する。血圧センサ１０はこれらの箇所の皮膚表面に貼り付ける。

図１に示すように、血管が径方向に対して拡張すると、皮膚が押し上げられ血圧として働
く。このとき、血圧が働く方向に対して垂直方向に皮膚は、引っ張り応力を受ける。それ
と同時に血圧センサ１０にも引っ張り応力がある一方向（第１の方向）に働く。

図２は、血圧センサ１０を示す図である。

血圧センサ１０は、基板２０上に電極３０が設けられ、電極３０上に磁化が一方向に向い
ている磁化固着層４０が設けられている。磁化固着層４０上には非磁性層５０が設けられ
、非磁性層５０上には磁化の向きが可変な磁化自由層６０が設けられている。磁化自由層
６０上には電極７０が設けられている。磁化固着層４０と磁化自由層６０との配置が入れ
替わっても良い。磁化固着層４０と磁化自由層６０は強磁性体である。電極３０、磁化固
着層４０、非磁性層５０、磁化自由層６０、電極７０を含む構成を磁気抵抗効果素子（以
下、ＭＲ素子と称する）１５という。ＭＲ素子から、電極３０、７０を除いたものをＭＲ
膜という。基板２０と電極３０との間にアルミ酸化物等の絶縁層を設けてもよい。

基板２０には、絶縁体又は半導体等の材料を用いることができる。絶縁体の材料としては
、例えば、プラスチック材料であるポリイミド等を用いることができる。半導体の材料と
しては、例えばシリコン等を用いることができる。

磁化固着層４０は、強磁性体である。磁化固着層４０の材料としては、例えばＦｅＣｏ合
金、ＣｏＦｅＢ合金、ＮｉＦｅ合金等を用いることができる。磁化固着層４０の膜厚は、
例えば２ｎｍ〜６ｎｍである。

非磁性層５０は、金属又は絶縁体を用いることができる。金属としては、例えば、Ｃｕ、
Ａｕ、Ａｇ等を用いることができる。金属の場合、非磁性層５０の膜厚は、例えば１ｎｍ
〜７ｎｍである。絶縁体としては、例えば、マグネシウム酸化物（ＭｇＯ等）、アルミ酸
化物（Ａｌ_２Ｏ_３等）、チタン酸化物（ＴｉＯ等）、亜鉛酸化物（ＺｎＯ等）を用いるこ
とができる。絶縁体の場合、非磁性層５０の膜厚は、例えば０．６ｎｍ〜２．５ｎｍであ
る。

磁化自由層６０は、強磁性体である。磁化自由層６０の材料としては、例えばＦｅＣｏ合
金、ＮｉＦｅ合金等を用いることができる。他にも、Ｆｅ−Ｃｏ−Ｓｉ−Ｂ合金、λｓ＞
１００ｐｐｍを示すＴｂ−Ｍ−Ｆｅ合金（Ｍは、Ｓｍ、Ｅｕ、Ｇｄ、Ｄｙ、Ｈｏ、Ｅｒ）
、Ｔｂ−Ｍ１−Ｆｅ−Ｍ２合金（Ｍ１は、Ｓｍ、Ｅｕ、Ｇｄ、Ｄｙ、Ｈｏ、Ｅｒ、Ｍ２は
、Ｔｉ，Ｃｒ，Ｍｎ，Ｃｏ，Ｃｕ，Ｎｂ，Ｍｏ，Ｗ，Ｔａ）、Ｆｅ−Ｍ３−Ｍ４−Ｂ合金
（Ｍ３は、Ｔｉ，Ｃｒ，Ｍｎ，Ｃｏ，Ｃｕ，Ｎｂ，Ｍｏ，Ｗ，Ｔａ、Ｍ４は、Ｃｅ，Ｐｒ
，Ｎｄ，Ｓｍ，Ｔｂ，Ｄｙ，Ｅｒ）、Ｎｉ、Ａｌ−Ｆｅやフェライト（Ｆｅ_３Ｏ_４、（Ｆ
ｅＣｏ）_３Ｏ_４）など）等を用いることができる。磁化自由層６０の膜厚は、例えば２ｎ
ｍ以上である。

磁化自由層６０は、２層構造としてもよい。この場合、ＦｅＣｏ合金を積層して、次にＦ
ｅ−Ｃｏ−Ｓｉ−Ｂ合金、λｓ＞１００ｐｐｍを示すＴｂ−Ｍ−Ｆｅ合金（Ｍは、Ｓｍ、
Ｅｕ、Ｇｄ、Ｄｙ、Ｈｏ、Ｅｒ）、Ｔｂ−Ｍ１−Ｆｅ−Ｍ２合金（Ｍ１は、Ｓｍ、Ｅｕ、
Ｇｄ、Ｄｙ、Ｈｏ、Ｅｒ、Ｍ２は、Ｔｉ，Ｃｒ，Ｍｎ，Ｃｏ，Ｃｕ，Ｎｂ，Ｍｏ，Ｗ，Ｔ
ａ）、Ｆｅ−Ｍ３−Ｍ４−Ｂ合金（Ｍ３は、Ｔｉ，Ｃｒ，Ｍｎ，Ｃｏ，Ｃｕ，Ｎｂ，Ｍｏ
，Ｗ，Ｔａ、Ｍ４は、Ｃｅ，Ｐｒ，Ｎｄ，Ｓｍ，Ｔｂ，Ｄｙ，Ｅｒ）、Ｎｉ、Ａｌ−Ｆｅ
やフェライト（Ｆｅ_３Ｏ_４、（ＦｅＣｏ）_３Ｏ_４）など）等から選択される材料を積層す
る。

電極３０、７０には、例えば非磁性体であるＡｕ、Ｃｕ、Ｔａ、Ａｌ等を用いることがで
きる。他にも、電極３０、７０に軟磁性体の材料を用いることで、ＭＲ素子１５に影響を
及ぼす外部からの磁気ノイズを低減することができる。軟磁性体の材料としては、例えば
パーマロイ（ＮｉＦｅ合金）や珪素鋼（ＦｅＳｉ合金）を用いることができる。ＭＲ素子
１５は、電極３０、７０が電気的に短絡せぬようアルミ酸化物（例えばＡｌ_２Ｏ_３）やシ
リコン酸化物（例えばＳｉＯ_２）等の絶縁体で覆われている（図示せず）。

次に、血圧センサ１０の動作原理について説明する。

血圧センサ１０は、強磁性体が有する「逆磁歪効果」と、磁化固着層４０、非磁性層５０
、及び磁化自由層６０の積層膜で発現する「ＭＲ効果」を応用したものである。

血圧センサ１０の一部を用いた「逆磁歪効果」及び「ＭＲ効果」について説明する。「Ｍ
Ｒ効果」は、磁化の向きの相対角度の変化を電極３０及び電極７０を用いて磁化固着層４
０、非磁性層５０、磁化自由層６０の積層方向に通電することで電気抵抗変化として読取
ることで発現する。すなわち、磁化自由層６０の磁化の向きと引っ張り応力の方向とが異
なる方向であれば、逆磁歪効果によりＭＲ効果を発現することができる。なお、ＭＲ効果
によって変化する電気抵抗量を「ＭＲ変化量」といい、ＭＲ変化量を電気抵抗値で除した
ものを「ＭＲ変化率」という。

図３は、磁化固着層４０及び磁化自由層６０の磁化の方向と引っ張り応力の方向との関係
を示す図である。図３では、磁化固着層４０、非磁性層５０、及び磁化自由層６０が示さ
れている。

図３（Ａ）は、引っ張り応力が印加されていない状態を示す。磁化固着層４０の磁化の向
きと磁化自由層６０の磁化の向きは同一方向を向いている。

図３（Ｂ）は、引っ張り応力が印加された状態を示す。併せて血流方向を示す。血流方向
と引っ張り応力が働く方向は直交している。引っ張り応力は磁化固着層４０及び磁化自由
層６０の磁化の向きに対して直交方向に印加されている。このとき、引っ張り応力が印加
された方向と同一方向になるように磁化自由層６０の磁化は回転する。これを「逆磁歪効
果」という。さらに、磁化固着層４０の磁化は一方向に固着されている。よって、磁化自
由層６０の磁化が回転することで、磁化固着層４０の磁化の向きと磁化自由層６０の磁化
の向きとの相対角度が変化する。磁化固着層４０の磁化の方向は一例として記載してあり
、必ずしも図と同じ方向でなくてもよい。

逆磁歪効果は、強磁性体の磁歪定数の符号によって磁化の容易軸が変化する。大きな逆磁
歪効果を示す多くの材料は磁歪定数が正の符号を持つ。磁歪定数が正の符号である場合に
は、上述のように引っ張り応力が働く方向が磁化容易軸となる。つまり、磁化自由層６０
の磁化が磁化容易軸の方向に回転することになる。

したがって、磁化自由層６０の磁歪定数が正の符号の場合には、磁化自由層６０の磁化の
方向を引っ張り応力が働く方向とは異なる方向に向けておく必要がある。

磁歪定数が負の符号の場合には、引っ張り応力が働く方向に垂直な方向が磁化容易軸とな
る。これを図３（Ｃ）に示す。磁歪定数が負の符号の場合には、磁化自由層６０の磁化の
方向を引っ張り応力が働く方向に対して垂直な方向と異なる方向に向けておく必要がある
。磁化固着層４０の磁化の方向は一例として記載してあり、必ずしも図と同じ方向でなく
てもよい。

図３（Ｄ）は、磁歪定数の符号が正と負の場合を併せて示した図である。血流方向に対し
、同一な方向又は直交する方向が磁化容易軸と一致する。

図３（Ｅ）は、磁化自由層６０の磁化の方向と血管の血流方向とのなす角度と逆磁歪効果
に基づくエネルギーの大小を示す図である。磁化自由層６０の磁化の方向と血流方向との
なす角度をθ（ｄｅｇ。ｄｅｇは「°」に相当）としている。縦軸がエネルギー、横軸が
θである。エネルギーが最小となる角度θが磁化容易軸に相当する。エネルギーが最大と
なる角度θが磁化困難軸である。磁化困難軸とは、磁化自由層６０の磁化が向きにくい軸
のことをいう。

磁化固着層４０の磁化の方向と磁化自由層６０の磁化の方向とがなす角度の相対変化量を
ＭＲ変化量という。

ＭＲ変化量は、磁化固着層４０の磁化の方向と磁化自由層６０の磁化の方向とがなす角度
が大きいほど大きい。したがって、引っ張り応力が印加されていない状態で磁化自由層６
０の磁化が磁化困難軸を向くとＭＲ変化量が最大になる。

磁化自由層６０の磁化は左右どちらかに回転する。左回り回転をする確率と右回り回転す
る確率は同程度と考えられる。この場合、実質的にはＭＲ変化量は２つの値をとることに
なる。このため、磁化自由層６０の磁化は、磁化困難軸から少し傾けておく。すなわち、
磁化自由層６０の磁歪定数が正の符号の場合には、磁化自由層６０の磁化の向きを血流方
向と平行な方向とならないようにする。磁化自由層６０の磁歪定数が負の符号の場合には
、磁化自由層６０の磁化の方向を血流方向に対して垂直な方向とならないようにする。

つまり、引っ張り応力が印加されていない状態では、磁化自由層６０の磁化の方向を磁化
容易軸及び磁化困難軸と平行にならないようにする。したがって、磁化自由層６０の磁歪
定数の符号によらず、血流方向に対して垂直又は平行とならないように磁化自由層６０の
磁化を弱く固着しておくことが必要である。

磁化自由層６０の磁歪定数が正の符号の場合には、図３（Ｅ）におけるθを１０°から４
５°、１３５°から１７０°、１９０°から２２５°、３１５°から３５０°にすると、
磁化回転量を多くしＭＲ変化量を大きくすることが出来る。磁化自由層６０の磁歪定数が
負の符号の場合には、図３（Ｅ）におけるθを４５°から８０°、１００°から１３５°
、２２５°から２６０°、２８０°から３１５°にすると、磁化回転量を多くしＭＲ変化
量を大きくすることが出来る。

血圧センサー１０で血圧を測定する場合、血圧センサー１０が血管から受ける圧力は、脈
の動きに合わせて最高血圧時と最低血圧時のそれぞれの状態によって変わる。最高血圧の
ときには、皮膚表面に対して引っ張り応力が強く働く。最低血圧のときには、皮膚表面に
対して引っ張り応力が弱く働く。この引っ張り応力の強弱が脈の周期振動に相当する。

血圧センサ１０が血圧を測定できているかどうかは、脈の周期振動に伴う血圧の高低の変
化によって判断できる。そのうえで、血圧センサ１０又はそれに付属の制御部が最高血圧
と最低血圧の値を算出する。

図４は、最高血圧時と最低血圧時を説明する図である。図４は、手首に血圧センサ１０を
貼り付けた場合の例を示している。図４の（１）に示すように、動脈血管上に重なるよう
に、基板上に形成された血圧センサ１０を配置する。

図４の（２）は、基板（図４ではフレキシブル基板を想定している）上にＭＲ素子が配置
されている様子を示す。動脈血管の外径に沿うように基板が曲がっている。引っ張り応力
は、血流方向に対して略垂直方向に働く。

図４の（３）は、最高血圧状態と最低血圧状態において、血流方向から基板と動脈血管を
眺めた図である。最高血圧状態では、動脈血管が最大に膨張した状態となるので基板に働
く引っ張り応力の大きさが大きくなる。最低血圧状態では、動脈血管の膨張が抑えられた
状態となるので基板に働く引っ張り応力の大きさは小さくなる。

図４の（４）は、最高血圧状態と最低血圧状態を検知する場合のＭＲ素子の配置を示す図
である。磁歪定数が正の符号である場合について説明する。血圧が印加されていないとき
には、磁化自由層６０の磁化は、引っ張り応力がかかる方向以外の方向に向けられている
。最高血圧が印加されると、基板は大きく歪み、磁化自由層の磁化は大きく回転する。最
低血圧が印加されると、基板は最高血圧時よりも小さく歪み、磁化自由層の磁化は、初期
状態と最高血圧状態の中間の角度を取る。

血管が明瞭でない場合がある。一例として後頭動脈などで血圧測定を行う場合であるが、
手首の橈骨動脈などでも完全な血管を見つけるのは難しい。これに対し、血圧センサのフ
レキシブル基板が、歪異方性を有していれば、問題がない。具体的には、皮膚に引っ張り
応力が印加された場合、基板が必ず指定した方向に引っ張られるという特性を付与し、そ
の方向と磁化自由層６０の磁化の向きを設定する。概念図を図５（Ａ）に示す。これの具
体的な歪異方性の付与方法は、フレキシブル基板を長方形や楕円など、長軸と短軸を有す
る形状とすればよい。概念図を図５（Ｂ）に示す。基板の形状が楕円形状の場合は、長軸
方向が長手方向に相当する。基板の形状が長方形の場合は長辺方向が長手方向に相当する
。長手方向は血流方向と交わることが好ましい。

非磁性層５０が金属の場合は、ＧＭＲ（Ｇｉａｎｔｍａｇｎｅｔｏｒｅｓｉｓｔａｎｃ
ｅ）効果が発現し、絶縁体の場合はＴＭＲ（Ｔｕｎｎｅｌｍａｇｎｅｔｏｒｅｓｉｓｔ
ａｎｃｅ）効果が発現する。本実施形態及び以下説明する第２の実施形態では、積層膜の
積層方向に対して通電するＣＰＰ（Ｃｕｒｒｅｎｔｐｅｒｐｅｎｄｉｃｕｌａｒｔｏ
ｐｌａｎｅ）−ＧＭＲ効果を用いる。通電は、電極３０と電極７０間で行われる。ＴＭ
Ｒ効果を用いる場合でも、同様に積層膜の積層方向に対して通電する。

血圧を測定するには、例えば予め被測定者から血圧を測定することで蓄積されたデータと
そのときのＭＲ変化率との相関を用いることで血圧変動を把握することができる。このこ
とについては後で説明する。
（変形例１）

図６は、第１の実施形態に係るＭＲ素子１５の変形例を示す図である。電極は省略してい
る。第１の実施形態で説明したのと同様の構成についての説明は省略する。

図６（Ａ）に示すＭＲ素子１５は、下地層８０上に、反強磁性層９０、磁化固着層４０、
非磁性層５０、磁化自由層６０、保護層１００が順に設けられている。この構造は、ボト
ム型スピンバルブ膜と呼ばれる。

下地層８０は、下地層８０上に積層される膜の結晶配向性を高めるものである。下地層８
０の材料としては、例えば、基板との馴染み易いアモルファスのＴａや、その上の層の結
晶配向性を向上させる結晶質Ｒｕ、ＮｉＦｅ、Ｃｕ等を用いることができる。アモルファ
スＴａと、結晶質Ｒｕ、ＮｉＦｅ、Ｃｕ等の積層とするとぬれ性と結晶配向性を両立でき
る。下地層８０の膜厚は、例えば０．５ｎｍ〜５ｎｍである。

保護層１００は、ＭＲ素子１５を製造する際のダメージからＭＲ素子１５を保護する。保
護膜１００の材料としては、例えば、Ｃｕ、Ｔａ、Ｒｕ等を用いることができる。保護膜
１００の膜厚は、例えば１ｎｍ〜２０ｎｍである。

図６（Ｂ）に示すＭＲ素子１５は、下地層８０上に、反強磁性層９０、磁化固着層１１０
、反平行結合層１２０、磁化固着層４０、非磁性層５０、磁化自由層６０、保護層１００
が順に設けられている。この構造は、ボトム型シンセティックバルブ膜と呼ばれ、磁化固
着層４０の磁化の固着力を強めることができる。

磁化固着層１１０は、反強磁性層９０からの交換結合によって磁化が一方向に固着される
。磁化固着層１１０に用いる材料は、磁化固着層４０と同様である。磁化固着層１１０の
膜厚は、磁化固着層４０の磁気膜厚（飽和磁化Ｂｓと膜厚ｔの積、Ｂｓｔ）と概ね同じに
なるように作製する。例えば２ｎｍ〜６ｎｍである。

反平行結合層１２０は、磁化固着層４０の磁化と磁化固着層１１０の磁化とを反平行に結
合させる。よって、反強磁性層９０からの交換結合エネルギーが一定でも、磁化固着層４
０の磁化の固着磁場を強めることができる。したがって、電子機器から生じる磁気ノイズ
に対する影響を低減できる。反平行結合層１２０の材料としては、例えばＲｕ、Ｉｒ等を
用いることができる。反平行結合層１２０の膜厚は、例えば０．８ｎｍ〜１ｎｍである。

本変形例のＭＲ素子１５は、図７（Ａ）に示すように、下地層８０上に、磁化自由層６０
、非磁性層５０、磁化固着層４０、反強磁性層９０、保護層１００を順に積層したトップ
型スピンバルブ膜とすることもできる。

本変形例のＭＲ素子１５は、図７（Ｂ）に示すように、下地層８０上に磁化自由層６０、
非磁性層５０、磁化固着層４０、反平行結合層１２０、磁化固着層１１０、反強磁性層９
０、保護層１００を順に積層したトップ型シンセティックスピンバルブ膜とすることもで
きる。トップ型スピンバルブ膜及びトップ型シンセティックスピンバルブ膜を構成する層
は、ボトム型スピンバルブ膜及びボトム型シンセティックスピンバルブ膜と同様であるの
で説明は省略する。

磁化自由層６０の磁化を引っ張り応力と異なる方向に向けておく方法として、磁化固着層
４０の磁化との層間結合を用いる方法がある。非磁性層５０が金属の場合には３ｎｍ以下
、絶縁体の場合は１．５ｎｍ以下で、両者の磁化は平行に揃うように層間結合が働く。し
たがって、磁化固着層４０の磁化を引っ張り応力と異なる方向に固着することによって、
磁化自由層６０の磁化を弱いエネルギーで同じ方向に向けることが出来る。

また、磁化自由層６０をスパッタ装置で成膜する際に、磁場を印加することによっても磁
化自由層６０の磁化を一方向に向けておくことが出来る。成膜時の磁場の方向に磁化が向
きやすくなるので、引っ張り応力と異なる方向に磁場を印加しながらスパッタ法で成膜す
ることが好ましい。
（変形例２）

図８は、第１の実施形態に係るＭＲ素子１５の変形例を示す図である。電極は省略してい
る。第１の実施形態で説明したのと同様の構成についての説明は省略する。

図８（Ａ）は、ＭＲ素子１５の上面図であって、磁化自由層６０が示されている。図８（
Ｂ）は、ＭＲ素子１５の断面図であって、磁化固着層４０、非磁性層５０、磁化自由層６
０が示されている。

図８（Ａ）に示すように、ＭＲ素子１５は、積層方向に対して垂直な方向（面内方向）に
おいて、長手方向を有する長手形状である。図８（Ａ）に示すように、磁化自由層６０を
上面から眺めた形状が矩形状である場合の一辺の長さをそれぞれＸ、Ｙとする。このとき
Ｙの方がＸよりも長い。

このように、磁化自由層６０を長手方向を有する形状とすることで、形状磁気異方性によ
って磁化自由層６０の磁化が長手方向に向く。これは、その方が静磁エネルギーが小さく
なるためである。

ＭＲ素子１５は、図８（Ｃ）のように、上面から眺めた形状が長軸・短軸を有する楕円形
状であってもよい。この場合も、上記したように、磁化自由層６０の磁化が長軸方向（長
手方向）に対して向く。図８（Ｄ）は、ＭＲ素子１５の断面図を示している。

このようにすることで、磁化自由層６０の磁化を一方向に弱く固着することができる。よ
って、磁化自由層６０の磁化の向きＭＲ素子１５に印加される引っ張り応力の向きを異な
る方向にすることができる。

図８では長方形と楕円形を例示したが、長手方向を有する長手形状であれば、同様に磁化
自由層６０の磁化の向きを引っ張り応力と異なる方向に向けることができる。

次に、本変形例に係るＭＲ素子１５を用いた血圧センサ１０の製造方法について説明する
。

基板２０は、Ｓｉやガラスからなる基板、フレキシブルなプラスチック材料からなる基板
、金属である軟磁性体からなる基板などが挙げられる。基板２０に高い弾性率を持たせる
ことで撓みやすく出来、低い剛性率を持たせることで壊れにくく出来る。これにより撓み
やすい基板を得、圧力に対して歪を大きく得る。

Ｓｉやガラス、金属である軟磁性体からなる基板の場合、ＭＲ素子１５の配置される部分
を薄膜化することで、撓みやすくすることが出来る。Ｓｉ基板の薄膜化は、後に説明する
ＭＲ素子作成の後、ＲＩＥ（ＲｅａｃｔｉｖｅＩｏｎＥｔｃｈｉｎｇ）による選択性
エッチングなどで行う。

フレキシブルなプラスチック材料からなる基板は、Ｓｉやガラスなどの固い基板の上にこ
れらを塗布や成膜・合成によって形成する。その上にＭＲ素子を作成し、その後Ｓｉやガ
ラスからなる固い基板から剥離する。剥離の前に固定支持部を設けることで、フレキシブ
ルなプラスチック材料からなる基板を後の工程でハンドリングしやすくなる。また、フレ
キシブルなプラスチック材料からなる基板を撓まない厚さで作成し、後でＭＲ素子１５の
配置された部分を撓む厚さまで薄膜化することで形成しても良い。

フレキシブルなプラスチック基板に要求される特性を、以下に説明する。一つ目は、給水
率・透湿率である。プラスチック基板は、Ｓｉやガラス基板ではほぼゼロであった給水率
・透湿率が、ＭＲ素子作成上無視できない値を持つ。無視できない一つ目の理由は、真空
装置内での放出ガスの問題である。基板は、ＭＲ素子作成中、電極、ＭＲ膜、などを成膜
する度に成膜装置の真空チャンバーに入れる。ＭＲ膜の成膜装置では、真空度が１０^−９
Ｔｏｒｒ台以下であるため、フレキシブルなプラスチック基板からの放出ガス量を抑制す
ることが必要となる。成膜装置に入れる前に事前焼きだしを行うこと、あるいはマルチチ
ャンバーの成膜装置の準備室にヒーターを設けで、成膜室に入れる前に焼きだしを行うこ
と、が有効である。給水率・透湿率を無視できない二つ目の理由は、基板の変形である。
基板変形量が大きいと、微細なＭＲ素子を形成することが出来ない。そこで、給水率・透
湿率の出来るだけ小さい材料を選ぶことが重要である。

プラスチック基板に要求される二つ目の特性は、機械的強度である。血圧センサでは血管
の収縮・拡大に沿うように、基板が柔軟に撓む。このことから、弾性率が高いもの、たと
えば２から15000ＭＰａ、好ましくは５０ＭＰａ以上が望まれる。さらに、使用時に壊れ
ない強度の指標として、引っ張り強度、破断伸び係数がある。引っ張り強度は１０から数
百ＭＰａがよい。破断伸び係数は、１％から１０００％、好ましくは４００ＭＰａ以下が
よい。

プラスチック基板に要求される三つ目の特性は、耐熱性である。ＭＲ膜は、磁化固着層の
磁化を一方向に固着するために、磁場中熱処理が必要である。この温度に耐えうるプラス
チック材料が必要となる。この指標は、線膨張係数であり、これが小さいほど熱で基板に
掛かる応力を小さくすることが出来る。ＭＲ素子作成工程では、300℃程度の熱処理が必
要となる。３００℃でも線膨張係数が十分小さい基板が必要である。

以上で述べた要求特性を鑑みると、フレキシブルなプラスチック基板として、ポリイミド
基板、パリレン基板、などが良い。

基板２０上にスパッタ法により約５００ｎｍのアルミ酸化物を積層することで絶縁層を形
成する。

絶縁層上にレジストをスピンコート法で塗布し、フォトリソグラフィーによりレジストを
パターンニングし、レジストの一部を除去する。

ＲＩＥ（ＲｅａｃｔｉｖｅＩｏｎＥｔｃｈｉｎｇ）により、レジストが除去された部
分の絶縁層を除去することで、基板２０の一部を露出させる。

基板２０が絶縁層から露出した部分にマスクを用いてスパッタ法によりＴａ（５ｎｍ）／
Ｃｕ（４００ｎｍ）／Ｔａ（２０ｎｍ）を積層することで電極３０を形成する。なお、括
弧書きは膜厚を示す。‘／’は積層を示し、Ａ／Ｂ／Ｃと記載された場合、Ａ層上に、Ｂ
層、Ｃ層が積層されていることを示す。

ＣＭＰ（ＣｈｅｍｉｃａｌＭｅｃｈａｎｉｃａｌＰｏｌｉｓｈｉｎｇ）を行って絶縁
層の表面を平坦化することで、電極３０の表面を絶縁層から露出させる。

絶縁層から露出した電極３０上にマスクを用いてスパッタ法によりＭＲ膜を約４０ｎｍ積
層する。

マスクを用いてＭＲ膜を幅が２μｍから５μｍの複数の線状の溝を形成する。

絶縁層、ＭＲ膜上にシリコン酸化物層をスパッタ法により約２００ｎｍ積層する。

シリコン酸化物層上にレジストをスピンコート法で塗布し、ＭＲ膜の溝が形成された方向
に対して垂直方向においてＭＲ膜の上面上のレジストを１．５μｍから５μｍの範囲で除
去することでＭＲ膜の形状を規定する。

ＲＩＥとイオンミリングにより、レジストが除去された部分のシリコン酸化物層を除去す
ることで、ＭＲ膜の上面を露出させる。

磁化固着層４０の磁化を一方向に向けるための磁場中熱処理は、ＭＲ素子作製後でも、Ｍ
Ｒ膜成膜直後であっても良い。反強磁性層がＩｒＭｎの場合、７ｋＯｅの磁場中において
、２８０℃、４時間の熱処理を行った。

シリコン酸化物層から露出したＭＲ膜の上面にマスクを用いてＡｕを約１００ｎｍ積層し
て電極７０を形成して血圧センサ１０を製造する。その後、電極７０上にＡｕパット等を
形成する。
（変形例３）

図９は、第１の実施形態に係るＭＲ素子１５の変形例を示す図である。電極は省略してい
る。第１の実施形態で説明したのと同様の構成についての説明は省略する。

ＭＲ素子１５の積層方向に垂直な方向において、磁化固着層４０、非磁性層５０、及び磁
化自由層６０を挟むように硬磁性層１３０が設けられている。

硬磁性層１３０中の磁化は、例えば５ｋＯｅ程度の磁場中で２００℃以上２５０℃以下で
アニールすることによって磁化が一方向に向けられている。硬磁性層１３０からの磁場に
よって、磁化自由層６０の磁化が硬磁性層１３０の磁場方向と同一方向を向く。硬磁性層
１３０は、例えばＣｏＰｔ、ＦｅＰｔ等を用いることができる。硬磁性層１３０の膜厚は
、例えば５ｎｍ〜２０ｎｍである。

ＲＩＥにより、レジストが除去された部分の絶縁層を除去することで、基板２０の一部を
露出させる。

基板２０が絶縁層から露出した部分にマスクを用いてスパッタ法によりＴａ（５ｎｍ）／
Ｃｕ（４００ｎｍ）／Ｔａ（２０ｎｍ）を積層することで電極３０を形成する。

ＣＭＰを行って絶縁層の表面を平坦化することで、電極３０の表面を絶縁層から露出させ
る。

ＭＲ膜の側面であって絶縁層上にマスクを用いてスパッタ法により硬磁性層１３０を約３
０ｎｍ積層する。

次に、絶縁層、ＭＲ膜、硬磁性層上にシリコン酸化物層をスパッタ法により約２００ｎｍ
積層する。

シリコン酸化物層上にレジストをスピンコート法で塗布し、ＭＲ膜の上面であってシリコ
ン酸化物層上のレジストを除去する。

シリコン酸化物層から露出したＭＲ膜の上面にマスクを用いてＴａ（５ｎｍ）／Ｃｕ（４
００ｎｍ）／Ｔａ（５ｎｍ）を積層して電極７０を形成して血圧センサ１０を製造する。
その後、電極７０上にＡｕパット等を形成する。

磁化固着層４０の磁化を一方向に向けるための磁場中熱処理は、ＭＲ素子作製後でも、Ｍ
Ｒ膜成膜直後であっても良い。反強磁性層がＩｒＭｎの場合、７ｋＯｅの磁場中において
、２８０℃、４時間の熱処理を行った。
（変形例４）

図１０は、第１の実施形態に係るＭＲ素子１５の変形例を示す図である。電極は省略して
いる。第１の実施形態で説明したのと同様の構成についての説明は省略する。

磁化自由層６０上に反強磁性層９０が設けられている。図１０（Ａ）に示すように磁化自
由層６０の上面に反強磁性層９０を設ける場合には、材料としてはＩｒＭｎ等で、厚さが
１ｎｍ以上５ｎｍ以下の薄膜の反強磁性層９０を設ける。このようにすることで、反強磁
性層９０と磁化自由層６０が弱く交換結合をするために、磁化自由層６０の磁化が弱く固
着される。

図１０（Ｂ）に示すように、磁化自由層６０上に２つ反強磁性層９０を離間して設けても
よい。反強磁性層９０の材料はたとえばＩｒＭｎ等で、厚さはたとえば５ｎｍ〜７ｎｍと
する。磁化自由層６０の反強磁性層９０が設けられている場所では、磁化自由層６０と反
強磁性層９０が強く交換結合をする。その結果、反強磁性層９０が設けられている磁化自
由層６０において、磁化自由層６０の磁化が一方向に固着される。図１０（Ｂ）の場合、
磁化自由層６０の２箇所において磁化自由層６０の磁化が反強磁性層９０によって一方向
に固着されている。従って反強磁性層９０の設けられていない磁化自由層６０も、つられ
て磁化の向きが一方向に揃う。

図１１（Ａ）や図１１（Ｂ）に示すように、積層順を反強磁性層９０、磁化自由層６０、
非磁性層５０、磁化固着層４０としてもよい。

本変形例によれば、磁化自由層６０の磁化を比較的小さなエネルギーで一方向に向けてお
くことが可能となる。
（第２の実施形態）

図１２は、第２の実施形態に係る血圧センサ１９０を示図である。第１の実施形態で説明
したのと同様の構成についての説明は省略する。血圧センサ１９０は、ＭＲ素子１５を複
数用いている。

配線（ビット線ともいう）３５が列方向に複数並べられ、配線（ワード線ともいう）７５
が行方向に複数並べられている。配線３５と配線７５が交わる位置において、配線３５と
配線７５との間にＭＲ素子１５が設けられている。複数のＭＲ素子１５を挟んでいる配線
３５及び配線７５は絶縁層２００、２１０で挟まれている。絶縁層２００、２１０は更に
基板２２０、２３０に挟まれている。

配線３５、７５の材料は電極３０、７０と同様である。ＭＲ素子１５には電極３０、７０
がなくてもよい。

基板２００、２１０は基板２０の材料と同様である。

絶縁層２００、２１０は、例えばアルミ酸化物（例えば、Ａｌ_２Ｏ_３）やシリコン酸化物
（例えば、ＳｉＯ_２）等を用いることができる。

基板２００、２２０が絶縁体である場合、絶縁層２００、２１０を用いなくても良い。絶
縁層２００と基板２２０との間又は絶縁層２１０と基板２３０との間に軟磁性体の材料か
らなる層（軟磁性層）を挿入してもよい。軟磁性層を絶縁層と基板との間に挿入すること
で、ＭＲ素子１５に対する磁気ノイズを低減できる。基板２００、２１０に軟磁性体を用
いて磁気ノイズに対する影響を低減させてもよい。

次に、血圧センサ１９０の動作原理について説明する。

図１３は、血圧センサ１９０の動作原理を説明するための図である。

配線３５と配線７５に制御部２４０、２５０、２６０、２７０が設けられている。絶縁層
２００、２１０、基板２２０、２３０は省略している。配線３５が３本図示されており、
それぞれをＢＬ１、ＢＬ２、ＢＬ３とする。配線７５は４本図示されており、それぞれを
ＷＬ１、ＷＬ２、ＷＬ３、ＷＬ４とする。配線３５、７５の本数はこれに限られない。血
圧センサ１９０には引っ張り応力が働いているものとする。

制御部２４０、２５０で複数のＢＬ１〜ＢＬ３のうちＢＬ１を選択して通電する。ＢＬ１
に通電した状態で、制御部２６０、２７０でＷＬ１からＷＬ４に順に通電してＢＬ１に沿
って設けられた複数のＭＲ素子１５のＭＲ変化率を順に測定していく。ＷＬ４まで通電し
終わったら、ＢＬ２を選択して通電する。ＢＬ２に通電した状態で、再びＷＬ１からＷＬ
４に順に通電してＢＬ２に沿って設けられた複数のＭＲ素子１５のＭＲ変化率を順に測定
していく。このようにして、配線３５と配線７５との間に挟まれた全てのＭＲ素子１５の
ＭＲ変化率を測定して、制御部に接続されたＣＰＵ（（ＣｅｎｔｒａｌＰｒｏｃｅｓｓ
ｉｎｇＵｎｉｔ）図示せず）でＭＲ変化率が最も大きいＭＲ素子１５を特定する。ＭＲ
変化率が最も大きいＭＲ素子１５を特定できたら、そのＭＲ変化率が最も大きいＭＲ素子
１５で血圧測定を行う。

以上のような動作は例えば分単位、又は時間単位で一定の時間を空けて繰り返してもよい
。また、逐次血圧センサ１９０で測定したデータを血圧センサ１９０に接続されたデータ
ベースに蓄積等を行ってもよい。
（変形例５）

図１４は、第２の実施形態に係る血圧センサ１９０の変形例を示す図である。第２の実施
形態で説明したのと同様の構成についての説明は省略する。

血圧センサ１９０の基板２２０、２３０の両端面を支持体２８０、２９０で挟んでいる。
支持体２８０と支持体２９０は対向している。これらの支持体２８０、２９０が引っ張り
応力を受けて歪む基板２２０、２３０の歪みの基準点となる。すなわち、支持体２８０、
２９０が固定端として働く。このため、より定量的な血圧測定を行うことができる。基板
２２０又は基板２３０の配線３５、７５等が設けられている面に対して垂直方向から眺め
ると図１５（Ａ）のようになる。

支持体２８０、２９０は、例えば、シリコン等の材料を用いることができる。支持体２８
０、２９０は例えば板状の形状が好ましい。その厚さは、例えば１μｍ程度である。

図１５（Ｂ）のように、基板２２０と基板２３０の端面を取り囲むように支持体を設けて
もよい。

複数の血圧センサ１９０を設ける場合には、例えば、図１６のように、引っ張り応力が働
く方向において、複数の支持体の間に血圧センサ１９０を設けてもよい。図１７（Ａ）は
図１６の基板２２０又は基板２３０の配線３５、７５等が設けられている面に対して垂直
方向から眺めた図である。

図１７（Ｂ）のように基板２２０と基板２３０の端面を取り囲むように支持体を設けても
よい。図１７（Ｃ）のように２次元平面上に渡って複数の血圧センサ１９０を設ける場合
、基板２２０、２３０の端面を取り囲むように支持体を設けてもよい。
（変形例６）

図１８は、第２の実施形態に係る血圧センサ１９０の変形例を示す図である。第２の実施
形態で説明したのと同様の構成についての説明は省略する。

変形例５で説明した支持体２８０、２９０に加えて、支持体２８０、２９０の端面上にも
う一つ支持体３００が設けられている。このように支持体３００を設けることで、支持体
２８０、２９０をより強固に固定することができる。よって、より定量的な血圧測定を行
うことができる。

複数の血圧センサ１９０を設ける場合には、例えば、図１９のように引っ張り応力が働く
方向において、複数の支持体の間に血圧センサ１９０を設ける。
（変形例７）

図２０は、第２の実施形態に係る血圧センサ１９０の変形例を示す図である。第２の実施
形態で説明したのと同様の構成についての説明は省略する。

圧力センサ１９０を構成する基板２３０上に加圧機構３１０を設けている。予め被測定者
の血圧Ｐ１と釣り合う範囲で、加圧機構３１０の圧力Ｐ２を一定に保持することで、より
定量的な血圧測定を行うことができる。この場合、測定中に血圧の絶対値を得るために、
予め血圧センサの圧力と電気抵抗の相関データを蓄積しておく。具体的には、圧力を制御
する圧力発生器により圧力Ｐ１を変化させながら印加し、それに応じた電気抵抗Ｒを取る
。この圧力Ｐ１と電気抵抗Ｒの相関データを血圧センサのゲージとする。そして、実際に
血圧を測定する際は、データとして得られる電気抵抗Ｒから蓄積済のゲージを参照し、血
圧Ｐ１を得る。加圧機構３１０を用いることで、ＭＲ変化率と血圧の相関関係を測定する
ことができる。

加圧機構３１０は図２０で示す破線に相当する。加圧機構３１０は、圧力を一定に保持す
ることが出来る。加圧機構は支持体で取り囲むようにして構成してもよいし、基板２３０
上に密閉された筐体を設けることで構成してもよい。

また、図２１に示すように、加圧機構３１０内にバネ３２０を設けることで加圧機構３１
０の圧力を一定にしてもよい。バネ３２０は、例えば直径８００μｍの精密マイクロバネ
を用いることができる。なお、バネ３２０は複数設けてもよい。

なお、図１９で説明したように血圧センサ１９０を複数設けてもよい。この場合、例えば
様々なバネ定数を有するバネを設けることで様々な被測定者に対応した血圧を測定するこ
とができる。

また、加圧機構３１０は外部から電子制御することで圧力を調整してもよい。例えば、密
閉された筐体を用いる場合は外部から空気の出し入れを電子制御する。
（第３の実施形態）

図２２（Ａ）は、第３の実施形態に係る血圧センサ４００を示す図である。第１の実施形
態及び第２の実施形態とは、ＣＩＰ（Ｃｕｒｒｅｎｔｉｎｐｌａｎｅ）―ＧＭＲ効果
を用いている点が異なる。すなわち、ＭＲ素子の積層膜の面内方向（積層方向に対して垂
直な方向）に通電することでＭＲ変化率を検出する。

血圧センサ４００は、基板２０上に絶縁層２００が設けられ、ＭＲ膜４１０の積層方向に
対して垂直な方向にＭＲ膜４１０を挟むように一対の電極３０、７０とが設けられている
。基板２０が絶縁体である場合には絶縁層２００は設けなくてもよい。

ＭＲ膜４１０は、ＭＲ素子１５から電極３０、７０を除いたものであるので、説明は省略
する。

図２２（Ｂ）のように、電極３０、７０とＭＲ膜４１０との間に硬磁性層１３０を設けて
もよい。
（変形例８）

図２３は、第３の実施形態に係る血圧センサ４００の変形例を示す図である。図２３は血
圧センサ４００を用いた回路を示している。基板２０等は省略している。また、第３の実
施形態と同様の構成についての説明は省略する。

図２３（Ａ）に示すように、列方向に配線３５が複数設けられ、行方向に配線７５が複数
設けられている。配線３５と配線７５とが交わっている位置において、配線３５と配線７
５との間にＭＲ膜４１０が設けられている。動作原理は、
図１３を用いて説明したのと同様であるので説明は省略する。

図２３（Ｂ）は、行方向から血圧センサ４００の回路を眺めた図である。配線３５にＭＲ
膜４１０が挟まれている。

図２３（Ｃ）は、列方向から血圧センサ４００の回路を眺めた図である。配線７５にＭＲ
膜４１０が挟まれている。

なお、以上のような構成は、第２の実施形態とは通電方向が異なるだけであるので、変形
例５〜７で説明した形態に用いることができる。
（第４の実施形態）

図２４は、血圧センサの第４の実施形態を示す図である。図２４は血圧センサを用いて被
測定者を測定する様子を示す。図２４は、血圧測定部位に血圧センサを貼り付けた場合の
、給電方法、データ蓄積方法の一例を示したものである。血圧センサには、第１、第２、
及び第３の実施形態で説明した血圧センサ１０、１９０、４００を用いることができる。

給電方法として、小型の電池を用いることもできるし、無線給電を採用することも可能で
ある。データ蓄積方法には、例えば無線送信で携帯電話やパーソナルコンピュータ、腕時
計等に蓄積する方法をとる。
（実施例）

シリコン基板上に、Ａｌ_２Ｏ_３（２０ｎｍ）／Ｃｕ（４００ｎｍ（電極に相当））／Ｉｒ
Ｍｎ（７ｎｍ）／ＣｏＦｅ（３．４ｎｍ）／Ｒｕ（０．８ｎｍ）／ＦｅＣｏ（３ｎｍ（磁
化固着層に相当））／Ａｌ_２Ｏ_３（１ｎｍ（非磁性層に相当））／ＦｅＣｏ（４ｎｍ（磁
化自由層に相当））／Ｃｕ（４００ｎｍ（電極に相当））／Ｔａ（（３ｎｍ）保護層に相
当）をスパッタ法により積層し、ＭＲ素子を作製した。ＭＲ素子をその後８μｍ四方の正
方形に加工した。なお、作製したＭＲ素子はＴＭＲ素子として用いた。

図２５は、作製したＭＲ素子に外部磁場を−４０００Ｏｅから４０００Ｏｅの範囲で掃引
することで、ＭＲ素子の電気抵抗を測定した結果を示す図である。縦軸はＭＲ素子の電気
抵抗値Ｒ（Ω）を示し、横軸は磁場Ｈ（Ｏｅ）を示す。

図２５に示すように、外部磁場を増加させると電気抵抗値が急激に増加・減少しているこ
とがわかる。電気抵抗値が最も小さい場合は、磁化自由層の磁化の向きと磁化固着層の磁
化の向きとが平行であることを示す。電気抵抗値が最も大きい場合は、磁化自由層の磁化
の向きと磁化固着層の磁化の向きとが反平行であることを示す。このときのＭＲ変化率は
３６％であり、面積抵抗は５ｋΩμｍ^２であり、磁化自由層の磁歪定数は５６ｐｐｍであ
った。面積抵抗とは、ＭＲ素子の積層膜の積層方向に対して垂直な断面積とＭＲ素子の積
層膜の膜面に垂直に電流を流したときに一対の電極から得られる抵抗との積を示す。ＭＲ
変化率は、電気抵抗値の変化量を電気抵抗値で割った値を示す。磁歪定数λｓとは、外部
磁場を強磁性層の面内方向に印加することによって、強磁性層が面内に延びる量の大きさ
を示す。外部磁場がない状態で長さlだったものが、Δlだけ延びたとすると、磁歪定数λ
ｓは下式で表される。

λｓ＝Δl／l

この現象は磁歪効果と呼ばれる。強磁性層をΔlだけ延ばすと、磁化が延ばした方向に向
く現象を逆磁歪効果と呼ぶ。上記したように血圧センサでは、歪みを印加して引っ張り応
力を与え、磁化自由層６０が延びることで逆磁歪効果が得られる。なお、磁歪定数が負の
場合には、外部磁場を印加するとその方向に磁性層は圧縮される。

以上から作製したＭＲ素子が歪みに対して良好なＭＲ変化率を示すことがわかった。

図２６は、作製したＭＲ素子に対して引っ張り応力を加え、ＭＲ素子の電気抵抗を測定し
た結果を示す図である。縦軸が電気抵抗値Ｒ（Ω）を示し、横軸がシリコン基板に印加し
た歪み（印加歪ε（千分率：‰））を示す。歪みは、図２７に示すように、基板の3点を
固定して印加した。両端が固定端で、その中間点を押圧することによって歪を印加する。
このとき、歪みは下式で表される。

ε＝６ｈＴ／ｌ^２

ここで、hは基板垂直方向への変位、Tは基板の厚さ、lは基板の固定端間距離である。

歪のない状態では、磁化自由層と磁化固着層の磁気層間結合により、磁化自由層の磁化は
磁化固着層の磁化と同じ方向を向いている。さらに、磁化固着層の磁化は、ＭＲ膜を成膜
した後、７ｋＯｅの磁場中で２８０℃4時間の熱処理を行うことで、決定した。磁場の方
向は、基板オリフラに対して平行とした。したがって、磁化自由層の磁化も、基板オリフ
ラ方向を向いている。これを記憶し、歪はこれに垂直な方向に印加しながら測定を行った
。ここでは外部磁場を磁化固着層４０の磁化の方向と平行に、外部から磁場を６［Ｏｅ］
印加した状態で測定した。実際の血圧センサでは外部からＭＲ素子に磁場を印加するため
に硬磁性層を側壁に配置したり、反強磁性層を磁化自由層に接触させたりする。この磁化
自由層の磁化の向きに対して直交方向に引っ張り応力が働くようにシリコン基板を撓ませ
ることでＭＲ素子に対して引っ張り歪みを加えた。印加歪εの値を、０‰、０．３５‰、
０．５５‰、０．７８‰、０．９９‰としてＭＲ素子の電気抵抗を測定した。

図２６から、印加歪の変化に応じて電気抵抗値が変化していることから、作製したＭＲ素
子が歪みに対して良好なＭＲ変化率を示すことがわかった。また、印加歪の値が増加する
につれて電気抵抗値が減少していることがわかる。これは、初めは磁化固着層の磁化の向
きと磁化自由層の磁化の向きとが反平行であり、磁化自由層の磁化が回転することで磁化
固着層の磁化の向きに対して平行に近づいたためである。

一般的に、歪みに対して良好な応答を示すかどうかの指標としてゲージファクターが用い
られている。ゲージファクターは、ＭＲ変化率を歪み量εで割った値で定義される。ゲー
ジファクターの値は大きければ大きいほど歪みに対して良好な感度を示すといえる。これ
は、歪み量εを固定した場合に、ＭＲ変化率が大きくなればゲージファクターの値が大き
くなることからも理解できる。

作製したＭＲ素子のゲージファクターの値は２７０であった。これは、Ｓｉを用いたＭＥ
ＭＳ圧力センサのゲージファクターが約１４０ということが知られており、それと比較す
るとはるかに大きいな値である。

他にも、シリコン基板上に、Ａｌ_２Ｏ_３（２０ｎｍ）／Ｃｕ（４００ｎｍ（電極に相当）
）／ＩｒＭｎ（７ｎｍ）／ＣｏＦｅ（３．４ｎｍ）／Ｒｕ（０．８ｎｍ）／ＦｅＣｏＢ（
３ｎｍ（磁化固着層に相当））／ＭｇＯ（１ｎｍ（非磁性層に相当））／ＦｅＣｏ（１ｎ
ｍ（磁化自由層に相当））／ＦｅＣｏＢ（４ｎｍ（磁化自由層に相当））／Ｃｕ（４００
ｎｍ（電極に相当））／Ｔａ（（３ｎｍ）保護層に相当）としてスパッタ法により作製し
、８μｍ四方の正方形に加工したＭＲ素子では、ＭＲ変化率は２００％であり、ゲージフ
ァクターは１０００であった。このように、ＭＲ素子を用いることでゲージファクターの
値を増加させることが可能となる。
（第５の実施形態）

図２８は、血圧センサ５００を用いた血圧測定システムを示す図である。血圧センサ５０
０は、血圧センサ１９０、４００と同様の構成である。血圧センサ５００は、被測定者の
血圧測定部位に装着されている。ここでは、血圧測定部位を手首として図示している。本
実施形態に係る血圧測定システムは、血圧センサ５００と電子機器５１０を備えているこ
とを想定している。電子機器５１０とは、例えばテレビ、携帯電話機、医療用のデータベ
ース、パーソナルコンピュータ等を示す。

血圧センサ５００は、内部に処理部５２０を備えている。

処理部５２０は、血圧センサ５００を制御する第１の制御部５３０と、第１の制御部５３
０からの情報を外部に送信する送信部５４０と、外部からの情報を受信して第１の制御部
５２０に送る第２の受信部５５０とを備える。

なお、情報とは例えば、血圧値のデータ、電気抵抗変化率のデータ、電気抵抗値のデータ
をいう。

電子機器５１０は、受信部５６０と、第２の制御部５７０と、計算部５８０と、送信部５
９０と、データベース（以下、ＤＢ１という）とを備える。

受信部５６０は、送信部５４０から送信された情報を受信して第２の制御部５７０に送信
する。

第２の制御部５７０は、受信部５６０から受信した情報を計算部５８０に送信、送信部５
９０に送信、又はＤＢ１に情報をデータとして格納する。

計算部５８０は、第２の制御部５７０から送られてきた情報を計算する。計算方法は後述
する。

なお、送信部５４０と受信部５６０間での情報のやりとり、及び送信部５９０と受信部５
５０間での情報のやりとりは無線通信又は有線通信である。

図２９は、血圧センサを用いて血圧測定システムの動作を説明するフローチャート図であ
る。

ステップＳ１０では第１の制御部５３０が、血圧センサ５００に血圧測定部位における電
気抵抗変化量を測定するように指示する。このとき、血圧センサ５００に設けられた全て
のＭＲ素子における電気抵抗変化量を測定する。血圧センサ５００が測定した電気抵抗変
化量はデータとして、第１の制御部５３０を介して送信部５４０により電子機器５１０の
受信部５６０に送信される。受信部５６０で受信した電気抵抗変化量のデータは第２の制
御部５７０を介して計算部５８０に送信される。計算部５８０は、電気抵抗変化量のデー
タを電気抵抗変化量絶対に変換する計算をする。

図３０は、血圧センサ５００の電気抵抗変化量の測定方法を説明する図である。ワード線
とビット線が交差する位置に設けられた各ＭＲ素子を、ワード線とビット線で指定する。
たとえば、ワード線ＷＬ１とビット線ＢＬ１の交差する位置にあるＭＲ素子は、ＭＲ素子
のラベルを１１とし、そこで得られる電気抵抗はＲ１１と呼ぶこととする。

配置されたＭＲ素子の個々に対し、電流を通電する。たとえば、ワード線の本数がＮ本、
ビット線の本数がＭ本ある場合、ＷＬ１に通電したままビット線の通電箇所をＢＬ１から
ＢＬＭまで通電し、随時ＷＬ２に通電したままＢＬ１からＢＬＭまで通電し、ＷＬＮまで
同じことを繰り返す。さらにこれを血管収縮時と血管拡張時に同様のことを繰り返す。血
管収縮時の電気抵抗をRcoarctation、血管拡張時の電気抵抗をRdilationとし、ＭＲ素子
のラベルと合わせて、血管収縮時のＭＲ素子１１の電気抵抗をRcoarctation１１、血管拡
張時の電気抵抗をRdilation１１とする。次に、それぞれのＭＲ素子における、血管収縮
時と血管拡張時の電気抵抗変化量絶対値を求める。すなわち、ＭＲ素子ＸＹにおいて、Δ
ＲＸＹ＝｜ＲcoarctationＸＹ−ＲdilationＸＹ｜を演算により算出する。

ステップＳ２０では、計算部５８０がさらに、電気抵抗変化量絶対値をもとに血管の収縮
・拡大を最大限に検知できる位置に配置されたＭＲ素子を把握する。

図３１は、血管収縮時と血管拡張時の電気抵抗変化量絶対値が最大となるＭＲ素子の選択
方法を説明する図である。すなわち、ＭＲ素子１１の電気抵抗変化量ΔＲ１１とＭＲ素子
１２の電気抵抗変化量ΔＲ１２を比べ、値の大きい方を記録する。次いで記録した値とΔ
Ｒ１３を比べ、値の大きい方を記録する。最後のＭＲ素子ＭＮまで比較と記録を繰り返す
ことで、血管収縮時と血管拡張時の電気抵抗変化量が最大であったＭＲ素子を把握できる
。電気抵抗変化量が最大であったＭＲ素子を把握できたら、第２の制御部５７０が、その
ＭＲ素子を選択するように送信部５９０を介して受信部５５０に送信する。受信部５５０
は、その指示情報を第１の制御部５３０に送信し、第１の制御部５３０が電気抵抗変化量
が最大であったＭＲ素子を選択する。

ステップＳ３０では、第１の制御部５３０が、ステップＳ２０で選択したＭＲ素子の電気
抵抗値を血圧センサ５００で連続的に取得するように指示する。一定期間測定することで
、最高血圧と最低血圧と血圧波形を得る。一定期間とは、秒単位、分単位を示し、例えば
３０秒、２分等である。

ステップＳ４０では、ステップＳ３０の測定で取得した電気抵抗値をデータとしてＤＢ１
に格納する。

ステップＳ５０では、予め取得してある血圧と電気抵抗の相関データベースを用い、演算
により連続測定した電気抵抗値を血圧に変換する。データベース作成時は、血圧を正確に
制御できる圧力制御装置を用い、血圧センサに圧力を印加する。圧力範囲は血圧を網羅す
るように少なくとも５０ｍｍＨｇから３００ｍｍＨｇまでを含み、、精度よく測定するた
めに少なくとも１ｍｍＨｇ刻み、出来れば０．０１ｍｍＨｇ刻みで取得する。このような
血圧に対応する電気抵抗値のデータを取得し、データベースとする。このデータベースは
、たとえば図３２の上図のような相関グラフが得られる。図３２の下図のように、血圧の
血圧測定時は、逆に電気抵抗値のデータをデータベースに対応して血圧に変換する。

１０ … 血圧センサ、１５ … 磁気抵抗効果素子（ＭＲ素子）、２０ … 基板、３
０、７０ … 電極、４０ … 磁化固着層、５０ … 非磁性層、６０ …磁化自由層

Claims

被測定者の血圧測定部位に装着され、撓むことで第１の方向に引っ張り応力が生じる基
板と、
前記基板上に設けられた第１の電極と、
前記第１の電極上に設けられ、磁化が一方向に向いている磁化固着層と、
前記磁化固着層上に設けられた非磁性層と、
前記非磁性層上に設けられ前記第１の方向及び前記第１の方向に垂直な第２の方向とは
何れとも異なる方向を向いている可変の磁化を有する第１の磁化自由層と、
前記第１の磁化自由層上に設けられ前記第１の方向及び前記第２の方向とは何れとも異
なる方向を向いている可変の磁化を有する第２の磁化自由層と、
前記第２の磁化自由層上に設けられた第２の電極とを備える血圧センサ。
被測定者の血圧測定部位に装着され、撓むことで第１の方向に引っ張り応力が生じる基
板と、
前記基板上に設けられた第１の電極と、
前記第１の電極上に設けられ前記第１の方向及び前記第１の方向に垂直な第２の方向と
は何れとも異なる方向を向いている可変の磁化を有する第１の磁化自由層と、
前記第１の磁化自由層上に設けられ前記第１の方向及び前記第２の方向とは何れとも異
なる方向を向いている可変の磁化を有する第２の磁化自由層と、
前記第２の磁化自由層上に設けられた非磁性層と、
前記非磁性層上に設けられ磁化が一方向に向いている磁化固着層と、
前記磁化固着層上に設けられた第２の電極とを備える血圧センサ。
前記第１の磁化自由層はＦｅＣｏ合金を含み、前記第２の磁化自由層はＦｅ−Ｃｏ−Ｓ
ｉ−Ｂ合金、Ｔｂ−Ｍ−Ｆｅ合金（Ｍは，Ｓｍ，Ｅｕ，Ｇｄ，Ｄｙ，Ｈｏ，Ｅｒ）、Ｔｂ
−Ｍ１−Ｆｅ−Ｍ２合金（Ｍ１は、Ｓｍ，Ｅｕ，Ｇｄ，Ｄｙ，Ｈｏ，Ｅｒ、Ｍ２は、Ｔｉ
，Ｃｒ，Ｍｎ，Ｃｏ，Ｃｕ，Ｎｂ，Ｍｏ，Ｗ，Ｔａ）、Ｆｅ−Ｍ３−Ｍ４−Ｂ合金（Ｍ３
は、Ｔｉ，Ｃｒ，Ｍｎ，Ｃｏ，Ｃｕ，Ｎｂ，Ｍｏ，Ｗ，Ｔａ、Ｍ４は、Ｃｅ，Ｐｒ，Ｎｄ
，Ｓｍ，Ｔｂ，Ｄｙ，Ｅｒ）、Ｎｉ、Ａｌ−Ｆｅ合金、又はフェライトを含む請求項１に
記載の血圧センサ。
前記第１の磁化自由層はＦｅ−Ｃｏ−Ｓｉ−Ｂ合金、Ｔｂ−Ｍ−Ｆｅ合金（Ｍは，Ｓｍ
，Ｅｕ，Ｇｄ，Ｄｙ，Ｈｏ，Ｅｒ）、Ｔｂ−Ｍ１−Ｆｅ−Ｍ２合金（Ｍ１は、Ｓｍ，Ｅｕ
，Ｇｄ，Ｄｙ，Ｈｏ，Ｅｒ、Ｍ２は、Ｔｉ，Ｃｒ，Ｍｎ，Ｃｏ，Ｃｕ，Ｎｂ，Ｍｏ，Ｗ，
Ｔａ）、Ｆｅ−Ｍ３−Ｍ４−Ｂ合金（Ｍ３は、Ｔｉ，Ｃｒ，Ｍｎ，Ｃｏ，Ｃｕ，Ｎｂ，Ｍ
ｏ，Ｗ，Ｔａ、Ｍ４は、Ｃｅ，Ｐｒ，Ｎｄ，Ｓｍ，Ｔｂ，Ｄｙ，Ｅｒ）、Ｎｉ、Ａｌ−Ｆ
ｅ合金、又はフェライトを含み、前記第２の磁化自由層はＦｅＣｏ合金を含む請求項２に
記載の血圧センサ。
前記基板は、長手方向を有する形状である請求項１又は請求項２に記載の血圧センサ。
前記第１の磁化自由層及び前記第２の磁化自由層は、積層方向に対して垂直な方向に長
手方向を有する長手形状である請求項１又は請求項２に記載の血圧センサ。
前記磁化固着層、前記非磁性層、前記第１の磁化自由層、及び前記第２の磁化自由層の
積層方向に対して垂直方向であって、前記磁化固着層、前記非磁性層、前記第１の磁化自
由層、及び前記第２の磁化自由層を挟むように設けられた一対の硬磁性層と、
を更に備える請求項１又は請求項２に記載の血圧センサ。
前記第２の磁化自由層と前記第２の電極との間に設けられた絶縁層と、
前記第２の電極と前記絶縁層との間に設けられた反強磁性層と、
を更に備える請求項１に記載の血圧センサ。
前記磁化固着層と前記第２の電極との間に設けられた絶縁層と、
前記第２の電極と前記絶縁層との間に設けられた反強磁性層と、
を更に備える請求項２に記載の血圧センサ。
前記反強磁性層は、前記絶縁層上で離間して設けられている請求項８又は請求項９に記
載の血圧センサ。
前記基板がポリイミドあるいはパリレンを含む請求項１又は請求項２に記載の血圧センサ
。
前記基板が軟磁性体である請求項１又は請求項２に記載の血圧センサ。
前記第１の電極と前記基板との間に設けられた第１の絶縁膜と、
前記第１の絶縁膜と前記基板との間に設けられた第１の軟磁性層と、
前記第２の電極上に設けられた第２の絶縁膜と、
前記第２の絶縁膜上に設けられた第２の軟磁性層と、
を更に備えることを特徴とする請求項１又は請求項２に記載の血圧センサ。
被測定者の血圧測定部位に装着され、撓むことで第１の方向に引っ張り応力が生じる基
板と、
前記基板上であって列方向に複数設けられた第１の配線と、
前記第１の配線上に複数設けられた第１の電極と、前記第１の電極上に設けられ磁化が
一方向に向いている磁化固着層と、前記磁化固着層上に設けられた非磁性層と、前記非磁
性層上に設けられ前記第１の方向及び前記第１の方向に垂直な第２の方向とは何れとも異
なる方向を向いている可変の磁化を有する第１の磁化自由層と、前記第１の磁化自由層上
に設けられ前記第１の方向及び前記第２の方向とは何れとも異なる方向を向いている可変
の磁化を有する第２の磁化自由層と、前記第２の磁化自由層上に設けられた第２の電極と
を備えた磁気抵抗効果素子と、
前記磁気抵抗効果素子上であって、前記磁気抵抗効果素子を挟むように行方向に複数設
けられた第２の配線と、
を備える血圧センサ。
被測定者の血圧測定部位に装着され、撓むことで第１の方向に引っ張り応力が生じる基
板と、
前記基板上であって列方向に複数設けられた第１の配線と、
前記第１の配線上に複数設けられた第１の電極と、前記第１の電極上に設けられ前記第
１の方向及び前記第１の方向に垂直な第２の方向とは何れとも異なる方向を向いている可
変の磁化を有する第１の磁化自由層と、前記第１の磁化自由層上に設けられ前記第１の方
向及び前記第２の方向とは何れとも異なる方向を向いている可変の磁化を有する第２の磁
化自由層と、前記第２の磁化自由層上に設けられた非磁性層と、前記非磁性層上に設けら
れ磁化が一方向に向いている磁化固着層と、前記磁化固着層上に設けられた第２の電極と
を備えた磁気抵抗効果素子と、
前記磁気抵抗効果素子上であって、前記磁気抵抗効果素子を挟むように行方向に複数設
けられた第２の配線と、
を備える血圧センサ。
前記第１の磁化自由層はＦｅＣｏ合金を含み、前記第２の磁化自由層はＦｅ−Ｃｏ−Ｓ
ｉ−Ｂ合金、Ｔｂ−Ｍ−Ｆｅ合金（Ｍは，Ｓｍ，Ｅｕ，Ｇｄ，Ｄｙ，Ｈｏ，Ｅｒ）、Ｔｂ
−Ｍ１−Ｆｅ−Ｍ２合金（Ｍ１は、Ｓｍ，Ｅｕ，Ｇｄ，Ｄｙ，Ｈｏ，Ｅｒ、Ｍ２は、Ｔｉ
，Ｃｒ，Ｍｎ，Ｃｏ，Ｃｕ，Ｎｂ，Ｍｏ，Ｗ，Ｔａ）、Ｆｅ−Ｍ３−Ｍ４−Ｂ合金（Ｍ３
は、Ｔｉ，Ｃｒ，Ｍｎ，Ｃｏ，Ｃｕ，Ｎｂ，Ｍｏ，Ｗ，Ｔａ、Ｍ４は、Ｃｅ，Ｐｒ，Ｎｄ
，Ｓｍ，Ｔｂ，Ｄｙ，Ｅｒ）、Ｎｉ、Ａｌ−Ｆｅ合金、又はフェライトを含む請求項１４
に記載の血圧センサ。
前記第１の磁化自由層はＦｅ−Ｃｏ−Ｓｉ−Ｂ合金、Ｔｂ−Ｍ−Ｆｅ合金（Ｍは，Ｓｍ
，Ｅｕ，Ｇｄ，Ｄｙ，Ｈｏ，Ｅｒ）、Ｔｂ−Ｍ１−Ｆｅ−Ｍ２合金（Ｍ１は、Ｓｍ，Ｅｕ
，Ｇｄ，Ｄｙ，Ｈｏ，Ｅｒ、Ｍ２は、Ｔｉ，Ｃｒ，Ｍｎ，Ｃｏ，Ｃｕ，Ｎｂ，Ｍｏ，Ｗ，
Ｔａ）、Ｆｅ−Ｍ３−Ｍ４−Ｂ合金（Ｍ３は、Ｔｉ，Ｃｒ，Ｍｎ，Ｃｏ，Ｃｕ，Ｎｂ，Ｍ
ｏ，Ｗ，Ｔａ、Ｍ４は、Ｃｅ，Ｐｒ，Ｎｄ，Ｓｍ，Ｔｂ，Ｄｙ，Ｅｒ）、Ｎｉ、Ａｌ−Ｆ
ｅ合金、又はフェライトを含み、前記第２の磁化自由層はＦｅＣｏ合金を含む請求項１５
に記載の血圧センサ。