CN105392422A - 脑活动测定装置以及脑活动测定方法 - Google Patents

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Abstract

提供一种在分多次进行的利用功能性核磁共振成像法的测量中能够严格地保证测定的再现性的脑活动测定装置。在MRI装置(10)中，数据处理部(32)以使在过去的测定中拍摄并存储在存储部(36)中的原始断层图像与在当前的拍摄处理中拍摄的初步断层图像的互信息量极大的方式，决定原始断层图像与初步断层图像之间的刚体变换，基于所决定的刚体变换的参数，来校正当前的拍摄处理中的断层图像的切片图像的位置和方向。

Description

脑活动测定装置以及脑活动测定方法
技术领域
本发明涉及一种脑活动测定装置以及脑活动测定方法。
背景技术
近年来，作为利用虚拟现实(VR)等计算机图形学(CG)技术进行训练的训练***，存在一种一边测定被训练者的生物体反应一边进行训练的***(例如，参照日本特开2004-294593号公报(以下称为“‘593号文献”。)、日本特开2007-264055号公报(以下称为“’055号文献”。))。在该‘593号文献所公开的训练辅助装置中，利用近红外光检测脑的活动区域来作为被训练者的生物体反应，帮助有障碍的被训练者进行康复训练(Rehabilitation)和表象训练(ImageTraining)。在该训练辅助装置中，测定正在进行作为训练而布置的计算课题或记忆课题等的被训练者的脑的活动区域，在训练结束后确认训练的效果。另外，在’055号文献中，公开了如下的训练***：根据训练中的被训练者的生物体反应来使训练方案始终最佳。
将像这样通过科学方式获取原本无法感知的生理学上的指标并以能够使对象者感觉到的方式反馈给对象者来控制体内状态的技术称为“生物反馈(bio-feedback)”。以往的生物反馈虽然存在使用脉搏和呼吸等生物体信息的情况，但是主要是将来自人的基于脑波的输出转换为图像和声音等能够通过视觉听觉等来感知的形态后反馈。由于能够实时地获知脑波的状态，因此这是一种有助于自己控制脑波的状态的技术。
另外，人的感觉和知觉***根据环绕周围的环境而始终变化。这种变化大半是在发育早期的被确定的阶段、即被称为“临界期”的时期发生。但是，即使是成人，也以能够适应周边环境的重要变化的程度保持着感觉和知觉***的可塑性。例如，由Watanabe等人做出了如下的报告：成人通过接受使用特定的知觉刺激的训练或者被暴露于特定的知觉刺激下，其训练课题的成绩或对知觉刺激的灵敏度提高，并且，其训练结果会维持几个月到几年(T.Watanabe,J.E.NanezSr,S.Koyama,I.Mukai,J.LiedermanandY.Sasaki:Greaterplasticityinlower-levelthanhigher-levelvisualmotionprocessinginapassiveperceptuallearningtask.NatureNeuroscience,5,1003-1009,2002.)。这种变化被称为知觉学习，确认出这种变化在所有感官即视觉、听觉、嗅觉、味觉以及触觉上均会发生。
由NikolausWeiskopf做出了在这种生物反馈中应用功能性核磁共振成像法(fMRI：functionalMagneticResonanceImaging)的报告，该功能性核磁共振成像法是以下方法：不是将脑波视觉化，而是利用核磁共振成像法(MRI:MagneticResonanceImaging)将与人脑的活动相关联的血流动态反应视觉化(NikolausWeiskopf,“Real-timefMRIanditsapplicationtoneurofeedback”,NeuroImage62(2012)682-692)。并且，特别是由Shibata等人做出了如下报告：在这种方法中，不是对受验者直接施加作为学习对象的刺激，而是检测脑的活动，并且对脑活动进行解码，只将与期望的脑活动之间的近似度反馈给受验者，由此能够进行“知觉学习”(KazuhisaShibata,TakeoWatanabe,YukaSasaki,MitsuoKawato,“PerceptualLearningInceptedbyDecodedfMRINeurofeedbackWithoutStimulusPresentation”,SCIENCEVOL3349DECEMBER2011.)。将这种生物反馈的方法称为解码神经反馈法(DecNef法：DecodedNeuroFeedback法)。
简单地说明这种核磁共振成像法则如下。
即，以往以来，在人的临床成像诊断等中使用利用对于生物体中的原子、特别是氢原子的原子核的核磁共振现象的核磁共振成像法来作为对生物体的脑或全身的断面进行成像的方法。
核磁共振成像法在应用于人体的情况下，与同样是人体内断层成像法的“X射线CT”相比，例如存在如下的特征。
(1)能够得到与氢原子的分布及其信号弛豫时间(反映原子结合的强度)对应的浓度的图像。因此，呈现出与组织的性质差异相应的浓淡，从而易于观察组织的不同。
(2)磁场不会被骨骼吸收。因此，易于观察被骨骼包围的部位(头颅内、脊髓等)。
(3)不会像X射线那样对人体有害，因此能够广泛地有效利用。
这种核磁共振成像法利用人体的各细胞中含有最多的、且具有最大磁性的氢原子核(质子)的磁性质。承担氢原子核的磁性的自旋角动量的磁场内的运动在古典意义上被比喻为陀螺的进动。
下面，为了说明本发明的背景，以该直观的古典模型(classicalmodel)来简单地总结核磁共振的原理。
如上所述的氢原子核的自旋角动量的方向(陀螺的自转轴的方向)在没有磁场的环境中朝向随机的方向，但是若施加静磁场，则会朝向磁力线的方向。
当在该状态下进一步叠加振动磁场时，若该振动磁场的频率是根据静磁场的强度决定的共振频率f0＝γB0/2π(γ：物质所固有的系数)，则通过共振而在原子核侧能量发生移动，磁化矢量的方向发生变化(进动变大)。当在该状态下切断振动磁场时，进动退回倾斜角度来逐渐恢复为在静磁场中的方向。通过从外部利用天线线圈探测该过程，能够得到NMR信号。
在静磁场的强度为B0(T)时，在氢原子的情况下这种共振频率f0为42.6×B0(MHz)。
并且，在核磁共振成像法中，还能够利用与血流量的变化相应地在被检测的信号中出现变化这一情况，来将对于外部刺激等的脑的活动部位视觉化。将这种核磁共振成像法特别称为fMRI。
在fMRI中，作为装置，使用在通常的MRI装置中进一步配备fMRI测量所需的硬件和软件的装置。
在此，血流量的变化对NMR信号强度带来变化是利用了以下情况：血液中的氧合血红蛋白与脱氧血红蛋白的磁性质是不同的。氧合血红蛋白有抗磁性体的性质，对周围存在的水的氢原子的弛豫时间没有影响，与此相对，脱氧血红蛋白是顺磁性体，改变周围的磁场。因而，当脑受到刺激而局部血流增大、氧合血红蛋白增加时，能够检测其变化量来作为MRI信号。在日本特开2011-000184号公报中公开了：作为对受验者的刺激，例如使用视觉上的刺激或听觉上的刺激、或者规定的课题(任务)的执行等。
在此，在脑机能研究中，通过测定与微小静脉和毛细血管中的红细胞中的脱氧血红蛋白的浓度减少的现象(BOLD效应)对应的、氢原子的核磁共振信号(MRI信号)的上升，来进行脑的活动的测定。
特别是，在关于人的运动机能的研究中，一边使受验者进行某些运动，一边通过上述MRI装置测定脑的活动。作为由上述受验者进行的动作(任务)，例如可考虑物体的抓握运动等，通过由受验者抓住抓握力检测装置的检测部，来一边检测作用于该抓握力检测装置的力，一边通过上述MRI装置测定受验者进行上述抓握运动时的脑活动。
另外，在人的情况下，需要无创性的脑活动测量，在该情况下，能够从fMRI数据中提取出更详细的信息的解码技术发展起来(KamitaniY,TongF.Decodingthevisualandsubjectivecontentsofthehumanbrain.NatNeurosci.2005；8:679-85.)。这种解码技术对于针对知觉学习的任务的应用即为上述的DecNef法。
发明内容
发明要解决的问题
但是，在如上所述的DecNef法中，不仅需要实时地或以接近实时的状态对通过功能性核磁共振成像法测量的脑活动的变化进行解码，例如还需要将一边反馈解码所得到的结果一边实施这样的任务经多日地分多次进行。在该情况下，例如，每次受验者的头相对于装置的位置和方向未必都是一致的。但是，为了将经多日的任务经多次正确地进行，需要每次都能够再现性良好地获取来自MRI装置的测定信号。
另外，MRI装置是基本上用于医疗用途的装置，还存在以下作业混合运用的可能性：在设置于某个机关的情况下，由该机关的检查技师等对患者进行与患者的隐私直接相关的检查；由其它机关的医师或研究者还实验性地使用或者以检查或治疗用途来使用。在这种情况下，需要谋求保护这样的各患者的隐私来进行该装置的运营。
另外，在这样的其它机关的医师或研究者利用MRI装置的情况下，还存在以下情况：仅利用MRI装置中原本配备的计算机等未必能够进行作业，需要使用这种原本的计算机以外的其它计算机设备来进行作业。但是，在这种情况下也需要设为如下的***：通过其它计算机设备也能够稳定地获取从MRI装置获取的数据，并且，这种其它设备的影响不波及到原本的计算机。
本发明是为了解决如上所述的问题而完成的，其目的在于提供一种在分多次进行的利用功能性核磁共振成像法的测量中能够严格地保证测定的再现性的脑活动测定装置以及脑活动测定方法。
本发明的其它目的在于提供一种即使在由多个操作主体进行运营的情况下也能够稳定地运营且能够谋求患者隐私的保护的脑活动测定装置以及脑活动测定方法。
用于解决问题的方案
在本发明的一个方面中，脑活动测定装置探测来自受验者的、由核磁共振引起的检测信号，来生成被测定对象的断层图像。该脑活动测定装置具备：静磁场施加装置，其用于对被测定对象施加静磁场；倾斜磁场施加装置，其用于对被测定对象施加以使检测信号具有在被测定对象的所选择的断面内发出检测信号的原子核的位置信息的方式调制后的磁场；电磁波发送接收装置，其用于对被测定对象施加电磁波，探测来自被测定对象的检测信号；断层摄影控制装置，其用于向电磁波发送接收单元提供电磁波，接收检测信号来生成针对切片的断层图像；以及存储装置，其用于存储所拍摄的断层图像。断层摄影控制装置进行如下处理：i)以使在过去的测定中拍摄并存储于存储装置中的关于受验者的基准断层图像与在当前的拍摄处理中拍摄的关于受验者的预备断层图像的互信息量极大的方式，决定基准断层图像与预备断层图像之间的三维的刚体变换；以及ii)基于所决定的刚体变换的参数，在当前的拍摄处理中控制倾斜磁场施加装置，由此校正断层图像的切片的位置和方向。
优选的是，断层摄影控制装置基于利用基准断层图像和预备断层图像在断层图像的坐标系中决定的刚体变换的参数，来进行在脑活动测定装置的坐标系中的切片的位置的校正。
优选的是，断层摄影控制装置还具备呈现装置，该呈现装置用于基于所拍摄的断层图像向受验者提供生物反馈。
优选的是，生物反馈是基于解码神经反馈法的生物反馈。
优选的是，脑活动测定装置还具备网络接口，该网络接口用于通过第一网络与中继服务器进行通信，中继服务器将通过网络接口传输的断层图像的数据经由与第一网络相独立的第二网络传输至终端装置。
按照本发明的其它方面的脑活动测定方法探测来自受验者的、由核磁共振引起的检测信号，来生成被测定对象的断层图像。该脑活动测定方法包括以下步骤：对被测定对象施加静磁场；对被测定对象施加以使检测信号具有在被测定对象的所选择的断面内发出检测信号的原子核的位置信息的方式调制后的磁场；对被测定对象施加电磁波，探测来自被测定对象的检测信号；运算装置接收检测信号来生成针对切片的断层图像；以及将所拍摄的断层图像存储在存储装置中。运算装置生成断层图像的步骤包括以下步骤：以使在过去的测定中拍摄并存储于存储装置中的关于受验者的基准断层图像与在当前的拍摄处理中拍摄的关于受验者的预备断层图像的互信息量极大的方式，决定基准断层图像与预备断层图像之间的三维的刚体变换的变换矩阵；以及校正步骤，基于所决定的变换矩阵的参数，控制倾斜磁场施加装置，由此校正断层图像的切片的位置和倾斜。
优选的是，在校正步骤中，运算装置基于利用基准断层图像和预备断层图像在断层图像的坐标系中决定的刚体变换的参数，来进行在脑活动测定装置的坐标系中的切片的位置的校正。
更为优选的是，脑活动测定装置具备网络接口，该网络接口用于通过第一网络与中继服务器进行通信。脑活动测定方法还具备以下步骤：中继服务器将通过网络接口传输的断层图像的数据经由与第一网络相独立的第二网络传输至终端装置。
发明的效果
根据本发明，在分多次进行的利用功能性核磁共振成像法的测量中能够严格地保证测定的再现性。
另外，根据本发明，即使在由多个操作主体进行运营的情况下也能够稳定地运营且能够谋求患者隐私的保护。
附图说明
图1是表示MRI装置10的整体结构的示意图。
图2是表示MRI装置10及其设置环境的外部结构的外观图。
图3是用于说明针对MRI装置10的控制***的概念图。
图4是主PC(数据处理部32)的硬件框图。
图5是将过去的切片位置与想要新开始测定的课程中的切片位置进行对比来说明的图。
图6是将过去的切片位置与想要新开始测定的课程中的切片位置进行对比来说明的图。
图7是用于说明MRI拍摄切片的位置对准的处理的流程图。
图8是用于说明MRI拍摄切片的位置对准的处理的流程图。
图9是用于说明MRI拍摄切片的位置对准的处理的流程图。
图10是用于说明主PC与实验者PC的连接关系的图。
图11是用于说明主PC与实验者PC的连接关系的图。
具体实施方式
下面，按图来说明本发明的实施方式的MRI***的结构。此外，在下面的实施方式中，标注了相同标记的结构要素和处理步骤是相同或相当的，在不必要的情况下不重复其说明。
[实施方式1]
图1是表示MRI装置10的整体结构的示意图。
如图1所示，MRI装置10具备：磁场施加机构11，其向受检者2的关注区域赋予受控制的磁场并照射RF(射频)波；接收线圈20，其接收来自该受检者2的响应波(NMR信号)并输出模拟信号；驱动部21，其对向该受检者2赋予的磁场进行控制，并且对RF波的发送接收进行控制；以及数据处理部32，其设定该驱动部21的控制时序，并且对各种数据信号进行处理来生成图像。
此外，在此，取载置受检者2的圆筒形状的孔(Bore)的中心轴为Z轴，将与Z轴正交的水平方向定义为X轴，将与Z轴正交的垂直方向定义为Y轴。
由于MRI装置10是这样的结构，因此通过由磁场施加机构11施加的静磁场，构成受检者2的原子核的核自旋顺着磁场方向(Z轴)取向，并且以该原子核所固有的拉莫尔频率(Larmorfrequency)进行以该磁场方向为轴的进动。
而且，当照射与该拉莫尔频率相同频率的RF脉冲时，原子发生共振并吸收能量而被激励，从而产生核磁共振现象(NMR现象；NuclearMagneticResonance)。在该共振后，若停止RF脉冲照射，则原子在放出能量来恢复为原来的稳定状态的弛豫过程中输出与拉莫尔频率相同的频率的电磁波(NMR信号)。
利用接收线圈20接收所输出的该NMR信号来作为来自受检者2的响应波，在数据处理部32中，受检者2的关注区域被图像化。
磁场施加机构11具备静磁场发生线圈12、倾斜磁场发生线圈14、RF照射部16以及在孔中载置受检者2的床18。
受验者2在床18上例如仰卧。虽未特别限定，受验者2例如能够通过棱镜眼镜4看到与Z轴垂直地设置的显示器6上显示的画面。通过该显示器6的图像来对受验者2施加视觉刺激。此外，对受验者2的视觉刺激也可以是由投影仪将图像投影到受验者2的眼前的结构。
这种视觉刺激在如上述的DecNef法那样的生物反馈中相当于反馈信息的呈现。特别是，在DecNef法中，基于通过fMRI得到的功能图像来检测脑的活动，并且对脑活动进行解码，只将与期望的脑活动之间的近似度反馈给受验者。
驱动部21具备静磁场电源22、倾斜磁场电源24、信号发送部26、信号接收部28以及使床18移动到Z轴方向上的任意位置的床驱动部30。
数据处理部32具备：输入部40，其从操作者(省略图示)受理各种操作和信息输入；显示部38，其对与受检者2的关注区域相关的各种图像和各种信息进行画面显示；显示控制部34，其控制显示部38的画面显示；存储部36，其存储用于执行各种处理的程序、控制参数、图像数据(后述的构造图像等)以及其它电子数据；控制部42，其对产生使驱动部21驱动的控制时序等的各功能部的动作进行控制；接口部44，其与驱动部21之间执行各种信号的发送接收；数据收集部46，其收集包括源于关注区域的一组NMR信号的数据；图像处理部48，其基于该NMR信号的数据来形成图像；以及网络接口部50，其用于执行与网络之间的通信。
另外，数据处理部32除了是专用计算机的情况以外，也包括如下情况：是执行使各功能部动作的功能的通用计算机，基于安装于存储部36的程序来进行所指定的运算、数据处理、或者控制时序的产生。下面，设数据处理部32是通用计算机来进行说明。
静磁场发生线圈12向绕Z轴卷绕的螺旋线圈流通从静磁场电源22提供的电流来使螺旋线圈产生感应磁场，使得在孔中产生Z轴方向的静磁场。将受检者2的关注区域设定在形成于该孔的静磁场的均匀性高的区域。在此，更为详细地说，静磁场发生线圈12例如包括四个空心线圈，利用其组合来在内部生成均匀的磁场，对受验者2的体内的规定的原子核、更特定地说是对氢原子核的自旋(spin)赋予取向性。
倾斜磁场发生线圈14包括X线圈、Y线圈以及Z线圈(省略图示)，设置在呈圆筒形状的静磁场发生线圈12的内周面。
这些X线圈、Y线圈以及Z线圈分别顺次地切换X轴方向、Y轴方向和Z轴方向，来对孔内的均匀磁场叠加倾斜磁场，以对静磁场赋予强度梯度。在Z线圈激励时，使磁场强度向Z方向倾斜来限定共振面，在施加Z方向的磁场之后Y线圈紧接着加以短时间的倾斜地向检测信号施加与Y坐标成比例的相位调制(相位编码)，接着在数据采集时X线圈加以倾斜地向检测信号施加与X坐标成比例的频率调制(频率编码)。
该叠加的倾斜磁场的切换是通过按照控制时序从倾斜磁场电源24向X线圈、Y线圈以及Z线圈分别输出不同的脉冲信号来实现的。由此，能够确定NMR现象所表现的受检者2的位置，能够提供形成受检者2的图像所需的三维坐标上的位置信息。
在此，如上所述，使用三组正交的倾斜磁场，对这些倾斜磁场分别分配切片方向、相位编码方向以及频率编码方向，利用其组合来能够从各种角度进行拍摄。例如，除了能够拍摄与通过X射线CT装置拍摄的方向相同的方向的横向切片(transverseslice)以外，还能够拍摄与其正交的矢状切片(sagittalslice)和冠状切片(coronalslice)、以及垂直于面的方向不与三组正交的倾斜磁场的轴平行的斜切片(obliqueslice)等。在日本特开2004-24918号公报中公开了用于这种切片面的位置和方向(倾斜)的设定的控制。
如后面说明的那样，在分多次进行利用MRI装置的测定的情况下，也能够进行控制使得通过如上所述的功能来使切片位置、切片的方向一致。
RF照射部16用于基于按照控制时序从信号发送部26发送的高频信号，来向受检者2的关注区域照射RF(RadioFrequency：射频)脉冲。
此外，在图1中，RF照射部16内置于磁场施加机构11，但也可以设置于床18，或者与接收线圈20一体化。
接收线圈20用于检测来自受检者2的响应波(NMR信号)，为了高灵敏度地检测该NMR信号，接近受检者2地配置该接收线圈20。
在此，在接收线圈20中，当NMR信号的电磁波切割其线圈线材时基于电磁感应而产生微弱电流。该微弱电流在信号接收部28中被放大，进一步从模拟信号变换为数字信号后被送至数据处理部32。
即，成为如下结构：当通过RF照射部16向处于在静磁场上加上Z轴倾斜磁场的状态的受验者2施加共振频率的高频电磁场时，磁场的强度满足共振条件的部分的规定的原子核、例如氢原子核被选择性地激励而开始共振。处于符合共振条件的部分(例如，受验者2的规定厚度的断层)的规定的原子核被激励，自旋一齐旋转。当停止激励脉冲时，在接收线圈20中，本次是正在旋转的自旋所放射的电磁波感应出信号，在一段时间内检测出该信号。根据该信号，来观察受验者2的体内的包含规定的原子的组织。然后，为了获知信号的发送位置，加上X和Y的倾斜磁场来探测信号。
图像处理部48基于存储部36中构建的数据，一边重复施加激励信号一边测定检测信号，通过第一次傅立叶变换计算来将共振的频率还原为X坐标，通过第二次傅立叶变换来还原Y坐标，从而得到图像，并在显示部38上显示对应的图像。
图2是表示MRI装置10及其设置环境的外部结构的外观图。
如图2所示，在设置MRI的环境中设置有操作室202和隔壁室204，该操作室202中设置有用于进行对MRI装置10的操作的数据处理部32，该隔壁室204如后面所说明的那样，设置有用于由其它机关的实验者等监视测定结果的终端。
图3是用于说明针对MRI装置10的控制***的概念图。
首先，用MRI装置10执行测量(S1)，测量出的数据被传输至主PC(数据处理部32)(S2)。操作者通过该主PC对MRI装置10进行控制。并且，传输至主PC的数据被传输至中继服务器210(S3)。
在隔壁室204中，实验者实时地监视经由中继服务器210传输至实验者PC(S4)的数据。
实验者PC为经由中继服务器210仅接收与实验相关的数据的传输的结构，对于作为实验对象的受验者以外的数据，实验者PC无法访问。
特别是，在利用上述的DecNef法进行的实验中，进行如下处理。
(1)使对于受验者的当日的拍摄位置与同一受验者在过去的实验中的拍摄位置一致(MRI拍摄切片的位置对准)。
(2)实时地向主PC输出MRI数据。
(3)将主PC的MRI数据复制至中继服务器(MRI拍摄数据的文件传输)。
(4)实验者通过实验者PC访问中继服务器的文件。
关于(1)的MRI拍摄切片的位置对准和(3)的MRI拍摄数据的文件传输，在后面进行详细说明。
图4是主PC(数据处理部32)的硬件框图。
作为数据处理部32的硬件能够使用通用计算机，对此不特别限定。
在图4中，数据处理部32的计算机主体2010除了存储器驱动器2020、盘驱动器2030以外，还包括：CPU2040；总线2050，其连接在盘驱动器2030和存储器驱动器2020上；ROM2060，其用于存储启动程序等程序；RAM2070，其用于临时存储应用程序的命令并且提供临时存储空间；非易失性存储装置2080，其用于存储应用程序、***程序以及数据；以及通信接口2090，其用于与MRI装置10和中继服务器210进行通信。此外，作为非易失性存储装置2080，能够使用硬盘(HDD)或固态硬盘(SSD：SolidStateDrive)等。
CPU2040通过基于程序而执行的运算处理来实现数据处理部32的各功能。
使数据处理部32执行上述实施方式的功能的程序也可以被存储在CD-ROM2200或存储器介质2210中并被***到盘驱动器2030或存储器驱动器2020并进一步被传输至非易失性存储装置2080。程序在执行时被加载至RAM2070。
数据处理部32还具备作为输入装置的键盘2100和鼠标2110以及作为输出装置的显示器2120。
用于作为如上所述的数据处理部32而发挥功能的程序也可以未必包括使计算机主体2010执行信息处理装置等的功能的操作***(OS)。程序只要仅包括用于在受控制的方式下调用适当的功能(模块)从而得到期望的结果的命令的部分即可。数据处理部32如何动作这是众所周知的，因此省略详细的说明。
另外，执行上述程序的计算机既可以是单个也可以是多个。即，可以进行集中处理，或者也可以进行分散处理。
此外，中继服务器210和实验者PC等也是作为硬件结构而与数据处理部32的结构相同，因此不重复进行说明。
(MRI拍摄切片的位置对准)
在MRI拍摄切片的位置对准处理中，针对同一受验者，进行将某次测定(某个测定日)中要新拍摄的MRI头部拍摄数据的切片位置与过去的MRI头部拍摄数据的切片位置自动一致的处理。目的在于减小误差。
在DecNef法等神经反馈中，进行如下处理：测定通过fMRI测量得到的经时性的受验者的学习效果；以及使基于该测定的结果而计算出的信息成为影像等并将其反馈给受验者。为了实现误差少的测定，使过去的fMRI测量的切片位置与当前的切片位置一致是很重要的。
图5和图6是将这种过去的切片位置与想要新开始测定的课程中的切片位置进行对比来说明的图。
图5的(a)和图6的(a)表示过去的MRI头部拍摄数据的切片位置和断面图像，图5的(b)和图6的(b)表示想要通过MRI新拍摄头部时的拍摄数据的切片位置。
在图5和图6中，虽然稍微夸张地记载，但在由于测定日不同等而将拍摄复位来重新进行的情况下，切片的位置和方向(倾斜)未必一致。
其结果，如图5所示，即使是画面中央的位置为几乎相同的位置的切片图像，两者的图像在整体上也不一致。在将fMRI图像用于神经反馈的情况下，需要基于从特定的脑区域实时地测量的数据向受验者反馈基于测量结果的信息，因此若像这样切片位置和方向(倾斜)不同，则会对实验的精度造成影响。
虽然也能够通过在测量结束后进行的图像处理来使切片位置一致，但存在分辨率下降、需要计算时间等问题。
另外，虽然也能够通过手工作业来使切片位置和倾斜一致，但存在以下问题。
i)为了实现误差小的位置对准，要求操作者的高技能、熟练度。
ii)由于通过目视来进行与过去的fMRI图像之间的比较，因此非常花费时间。
iii)即使是同一操作者，位置对准的质量也参差不齐。
因此，在本实施方式中，如下那样，在测量开始前使用两个图像之间的互信息量来进行使两个不同的测定中的切片位置和切片的方向(倾斜)一致的处理。
此外，关于如MRI和PET等那样成像方法不同的图像(多模态图像)之间的位置对准，在以下的文献中公开了这种图像之间的互信息量和使用该互信息量进行的位置对准。
文献：FrederikMaes,AndreCollignon,DirkVandermeulen,GuyMarchal,andPaulSuetens,“MultimodalityImageRegistrationbyMaximizationofMutualInformation”,IEEETRANZACTIONSONMEDICALIMAGING,VOL.16,No.2,APRIL,1997,pp.187-198
文献：AndreCollignon,FrederikMaes,DominiqueDelaere,DirkVandermeulen,PaulSuetens,GuyMarchal,“Automatedmulti-modalityimageregistrationbasedoninformationtheory”,Informationprocessinginmedicalimaging(1995),Volume:3,Issue:6,Pages:263-274
文献：篠原広行、伊藤猛、今井貴祐、伊藤賢司、橋本雄幸、「段増映像法の基礎第20回画像の相互情報量」、断層映像研究会雑誌第33巻第3号p.154-160
如以下所说明的那样，在本实施方式中使用于这种互信息量和使用该互信息量进行的不同次的测定中的MRI图像的位置对准。
图7和图8是用于说明MRI拍摄切片的位置对准的处理的流程图。
首先，当开始初次的测定时，进行MRI的矢状面拍摄(S100)。接着，操作者基于该矢状面的图像，手动决定MRI横断面拍摄位置并输入拍摄位置(S102)。
接着，进行MRI横断面拍摄，获取构造图像(S104)。进行MRI横断面拍摄，来获取功能图像(S106)，如果是第一张图像，则作为MRI横断图像的原始图像登记在存储部36中(S112)。
若是第二张以后的图像，则利用基于fMRI的功能图像来执行脑活动的测量(S110)。
在第二次以后的实验中，当开始实验时，进行MRI的矢状面拍摄(S200)。接着，如果是位置对准处理前，则操作者基于该矢状面的图像，手动决定当前的MRI图像的切片的位置、角度(S202)来进行拍摄，从而获取功能图像(初步图像，pilotimage)(S204)。
初步图像的拍摄条件除了切片位置、角度以外(切片厚度、切片张数、视角、分辨率等)是与原始图像相同的拍摄条件。根据相对于MRI坐标系的原点的三个轴的水平移动和三个轴的旋转角来决定切片的位置、角度。
接着，数据处理部32进行原始图像与初步图像的位置对准处理(S210)。
在位置对准处理中，通过将三个轴的水平移动和三个轴的旋转角作为变换参数具有的刚体变换来将两个图像之间的偏差模型化。将互信息量用作图像相似度，通过鲍威尔共轭方向法(Powellconjugatedirectionmethod)等最优化算法来计算出使互信息量极大化的变换参数。
通过位置对准处理来计算切片的位置和角度的参数，使得初步图像相对于原始图像的切片位置、角度的误差最小化，该参数被保存在存储部36中(S212)。对切片位置、角度进行校正(S214)，拍摄MRI横断面图像(功能图像)(S216)，执行脑活动的测量(S218)。
在位置对准后再次进行测量的情况下的处理中，读出存储部36中保存的MRI切片的位置和角度(S206)，进行步骤S214以后的处理。
图9是用于说明图7示出的位置对准处理的流程图。
在数据处理部32中，从存储部36读出原始MRI图像(DICOM(DigitalImagingandCommunicationsinMedicine：医学数字成像和通信)数据)和初步MRI图像(DICOM数据)(S300、S302)。
将原始MRI图像和初步MRI图像分别从DICOM数据变换为Nifti格式(S304、S306)。
接着，双方的图像的坐标系被复位(S308、S310)，各图像例如被变换为8比特的灰度图像并被实施平滑化处理(S312、S314、S316、S318)。
数据处理部32根据双方的图像计算出联合直方图(S320)，并将联合直方图平滑化(S322)。
数据处理部32根据平滑化后的联合直方图计算出互信息量(S324)。
在此，将原始MRI图像设为f，将初步MRI图像设为g，设将三个轴的水平移动和三个轴的旋转角作为变换参数具有的刚体变换的变换矩阵为M。
若以H(…)表示平均信息量(熵，entropy)，则如下那样表现互信息量。
[数1]
N M I ( g , f ) = H ( g ) + H ( f ) H ( g , f )
图像熵： H ( x ) = ∫ - ∞ + ∞ P ( x ) log P ( x ) d x
如下那样计算变换矩阵M。
[数2]
M ^ = argmax M N M I ( g ( x ) , f ( M x ) )
实际上，在得到变换矩阵M之前，使用共轭方向法(鲍威尔法)等一边顺次更新变换矩阵、一边重复处理直到互信息量极大化(或最大化)并收敛为止(S326、S328)。
当这样获取到变换矩阵M时(S330)，将其作为用于图像位置对准的位置、角度参数而输出并保存在存储部36中(S332)。
此外，在第一天和第二天以后，在MRI装置内的受验者的头部的位置不同，因此严格地说，即使将在第一天的MRI拍摄时设定的MRI装置的坐标系中定义的切片位置直接应用于第二天以后，MRI图像上的头部的拍摄断面也不会相同。因此，更详细地说，在MRI图像(断层图像)上的坐标系中进行用于得到相同的拍摄断面的计算，将其结果变换为在第二天以后的MRI装置的坐标系上的位置之后使用于第二天以后的切片位置的校正。
通过如上那样的处理，在经多日地分多次进行的利用功能性核磁共振成像法的测量中能够严格地保证测定的再现性。
(MRI拍摄数据的文件传输)
在MRI拍摄数据的文件传输处理中，将脑活动测量用的MRI拍摄数据在拍摄的同时传输至中继服务器210。
当脑活动测量用MRI图像的拍摄结束时，紧接着作为图像数据文件而输出。想要通过分析用PC对其进行分析，并以数值或图像等方式反馈给受验者。但是，若考虑到患者的隐私保护等，则实验者PC直接与主PC连接的方式并不理想。另外，如上所述，若将原本不是作为用于控制MRI装置的***而构成的实验者PC直接与MRI装置连接，则还存在实验***不稳定化的担忧。
图10和图11是用于说明主PC与实验者PC的连接关系的图。
如图10所示，通过设置中继服务器210，来将与MRI控制有关的部分的网络(测定***网络)和与分析有关的网络(实验***网络)相独立地构成。
如图11所示，在中继服务器210中准备有第一访问区域，能够通过如SMB(ServerMessageBlock：服务器信息块)和CIFS(CommonInternetFileSystem：公共因特网文件***)那样的文件共享协议从实验者PC访问该第一访问区域。
在主PC中也准备有能够通过如SMB和CIFS那样的文件共享协议从中继服务器210访问的第二访问区域。
通过MRI拍摄而输出的MRI数据作为电子文件被输出至主PC的第二访问区域。在中继服务器210中搭载有文件传输程序，该文件传输程序始终监视主PC的第二访问区域，并与第一访问区域进行同步。
实验者PC访问中继服务器210的第一访问区域，获取MRI数据。禁止从实验者PC访问主PC或者MRI装置。
通过如上那样的结构，即使在由多个操作主体进行运营的情况下，也能够稳定地运营且能够谋求患者的隐私的保护。
本次公开的实施方式是用于具体实施本发明的结构的例示，并不限制本发明的技术范围。本发明的技术范围不是由实施方式的说明来表示，而是由权利要求书来表示，意图包括权利要求书的语句上的范围及等同的含义的范围内的变更。
产业上的可利用性
本发明所涉及的脑活动测定装置和脑活动测定方法能够应用于知觉学习、有障碍的人的康复训练、体育休闲等。
附图标记说明
2：受验者；6：显示器；10：MRI装置；11：磁场施加机构；12：静磁场发生线圈；14：倾斜磁场发生线圈；16：RF照射部；18：床；20：接收线圈；21：驱动部；22：静磁场电源；24：倾斜磁场电源；26：信号发送部；28：信号接收部；30：床驱动部；32：数据处理部；36：存储部；38：显示部；40：输入部；42：控制部；44：接口部；46：数据收集部；48：图像处理部；50：网络接口。

Claims (8)

1.一种脑活动测定装置，用于探测来自受验者的、由核磁共振引起的检测信号，来生成被测定对象的断层图像，该脑活动测定装置具备：
静磁场施加装置，其用于对上述被测定对象施加静磁场；
倾斜磁场施加装置，其用于对上述被测定对象施加以使上述检测信号具有在上述被测定对象的所选择的断面内发出上述检测信号的原子核的位置信息的方式调制后的磁场；
电磁波发送接收装置，其用于对上述被测定对象施加电磁波，探测来自上述被测定对象的上述检测信号；
断层摄影控制装置，其用于向上述电磁波发送接收装置提供上述电磁波，接收上述检测信号来生成针对切片的上述断层图像；以及
存储装置，其用于存储所拍摄的上述断层图像，
其中，上述断层摄影控制装置进行如下处理：
i)以使在过去的测定中拍摄并存储于上述存储装置中的关于上述受验者的基准断层图像与在当前的拍摄处理中拍摄的关于上述受验者的预备断层图像的互信息量极大的方式，决定上述基准断层图像与上述预备断层图像之间的三维的刚体变换；以及
ii)基于所决定的上述刚体变换的参数，在当前的拍摄处理中控制上述倾斜磁场施加装置，由此校正断层图像的切片的位置和方向。
2.根据权利要求1所述的脑活动测定装置，其特征在于，
上述断层摄影控制装置基于利用上述基准断层图像和上述预备断层图像在断层图像的坐标系中决定的上述刚体变换的参数，来进行在上述脑活动测定装置的坐标系中的上述切片的位置的校正。
3.根据权利要求2所述的脑活动测定装置，其特征在于，
还具备呈现装置，该呈现装置用于基于所拍摄的上述断层图像向上述受验者提供生物反馈。
4.根据权利要求3所述的脑活动测定装置，其特征在于，
上述生物反馈是基于解码神经反馈法的生物反馈。
5.根据权利要求1所述的脑活动测定装置，其特征在于，
上述脑活动测定装置还具备网络接口，该网络接口用于通过第一网络与中继服务器进行通信，
上述中继服务器将通过上述网络接口传输的上述断层图像的数据经由与第一网络相独立的第二网络传输至终端装置。
6.一种脑活动测定方法，用于探测来自受验者的、由核磁共振引起的检测信号，来生成被测定对象的断层图像，该脑活动测定方法包括以下步骤：
对上述被测定对象施加静磁场；
对上述被测定对象施加以使上述检测信号具有在上述被测定对象的所选择的断面内发出上述检测信号的原子核的位置信息的方式调制后的磁场；
对上述被测定对象施加电磁波，探测来自上述被测定对象的上述检测信号；
运算装置接收上述检测信号来生成针对切片的上述断层图像；以及
将所拍摄的上述断层图像存储在存储装置中，
其中，上述运算装置生成上述断层图像的步骤包括以下步骤：
以使在过去的测定中拍摄并存储于上述存储装置中的关于上述受验者的基准断层图像与在当前的拍摄处理中拍摄的关于上述受验者的预备断层图像的互信息量极大的方式，决定上述基准断层图像与上述预备断层图像之间的三维的刚体变换的变换矩阵；以及
校正步骤，基于所决定的上述变换矩阵的参数，在当前的拍摄处理中控制上述倾斜磁场施加装置，由此校正断层图像的切片的位置和倾斜。
7.根据权利要求6所述的脑活动测定方法，其特征在于，
在上述校正步骤中，上述运算装置基于利用上述基准断层图像和上述预备断层图像在断层图像的坐标系中决定的上述刚体变换的参数，来进行在上述脑活动测定装置的坐标系中的上述切片的位置的校正。
8.根据权利要求6所述的脑活动测定方法，其特征在于，
上述脑活动测定装置具备网络接口，该网络接口用于通过第一网络与中继服务器进行通信，
上述脑活动测定方法还具备以下步骤：上述中继服务器将通过上述网络接口传输的上述断层图像的数据经由与第一网络相独立的第二网络传输至终端装置。
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