JP2751408B2 - 脳磁計測装置 - Google Patents
脳磁計測装置Info
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- JP2751408B2 JP2751408B2 JP1137615A JP13761589A JP2751408B2 JP 2751408 B2 JP2751408 B2 JP 2751408B2 JP 1137615 A JP1137615 A JP 1137615A JP 13761589 A JP13761589 A JP 13761589A JP 2751408 B2 JP2751408 B2 JP 2751408B2
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Description
この発明は、人間などの脳において発生する磁界を計
測し、脳の活動部位を推定する装置に関する。
測し、脳の活動部位を推定する装置に関する。
従来より、人間の脳において発生する磁界を計測する
ことにより脳活動部位の位置を求めることは、てんかん
の位置推定、自発脳磁（とくにα波）の研究、誘発脳磁
の研究等、臨床医療に応用されている（Ritta Mari and
Risto J.Ilmoniemi,“Cevebral Magnetic Fields"CRC
Critical Reviews in Biomedical Engineering Vol.14,
No.2 p93−126,1986,L.Kaufman and J.Williamson,“Re
cent developments in neuromagnetism"in Third Inter
national Evoked Potentials Symposium,Stoneham:Butt
erworth,p100−113,1987）。 また、USP No.4,736,751では、脳波計測により脳活動
部位を同定するシステムが提案されている。
ことにより脳活動部位の位置を求めることは、てんかん
の位置推定、自発脳磁（とくにα波）の研究、誘発脳磁
の研究等、臨床医療に応用されている（Ritta Mari and
Risto J.Ilmoniemi,“Cevebral Magnetic Fields"CRC
Critical Reviews in Biomedical Engineering Vol.14,
No.2 p93−126,1986,L.Kaufman and J.Williamson,“Re
cent developments in neuromagnetism"in Third Inter
national Evoked Potentials Symposium,Stoneham:Butt
erworth,p100−113,1987）。 また、USP No.4,736,751では、脳波計測により脳活動
部位を同定するシステムが提案されている。
しかしながら、従来では、いずれも脳磁計測する場
合、計測点が少ない磁気センサを用いているため、この
磁気センサの場所を変えながら頭蓋所要範囲の測定を行
って脳磁図を作成する必要があり、計測に時間がかか
り、脳磁図を作成した後、単に等磁界地図をつくり、そ
れを表示するだけであるので、等磁界地図により磁界分
布の全体把握あるいは電流双極子の簡易的な把握は可能
であるが、多数の電流双極子の精密な推定は不可能であ
る、という問題があった。 また、USP No.4,736.751では、脳波計測に適したシス
テムが提案されているが、脳磁計測においては測定系、
センサ・MRI頭部画像位置把握に特別な工夫が必要とな
る。 この発明は、脳磁計測に時間がかからず、しかも脳活
動部位の位置を精密に求めることができる脳磁計測装置
を提供することを目的とする。
合、計測点が少ない磁気センサを用いているため、この
磁気センサの場所を変えながら頭蓋所要範囲の測定を行
って脳磁図を作成する必要があり、計測に時間がかか
り、脳磁図を作成した後、単に等磁界地図をつくり、そ
れを表示するだけであるので、等磁界地図により磁界分
布の全体把握あるいは電流双極子の簡易的な把握は可能
であるが、多数の電流双極子の精密な推定は不可能であ
る、という問題があった。 また、USP No.4,736.751では、脳波計測に適したシス
テムが提案されているが、脳磁計測においては測定系、
センサ・MRI頭部画像位置把握に特別な工夫が必要とな
る。 この発明は、脳磁計測に時間がかからず、しかも脳活
動部位の位置を精密に求めることができる脳磁計測装置
を提供することを目的とする。
上記目的を達成するため、この発明による脳磁計測装
置においては、マルチチャンネルSQUID（Superconducti
ng Quantum Interference Device:超電導量子干渉型デ
バイス）センサにより脳磁界を多点において同時計測す
る手段と、頭部の特徴点を通る基準平面に平行な多数の
スライス面でのMRI画像を撮影するMRI手段と、頭部の特
徴位置に設けた、電流パルスの流される小コイルにより
形成される磁界を上記マルチチャンネルSQUIDセンサで
測定したデータと、上記MRI手段により得た、頭部の特
徴点を通る基準平面に平行な多数のスライス面での画像
データとを用いて、上記マルチチャンネルSQUIDセンサ
とMRI画像との位置関係を求める手段と、上記MRI画像よ
り頭部近似モデルを作成する手段と、該モデルにおいて
複数の電流双極子の位置、大きさ、向きをそれぞれ仮定
し、それら電流双極子群が上記脳磁界の計測点に作る磁
界分布と上記同時計測された多点の脳磁界データより求
めた磁界分布との差が最小になるような電流双極子群を
求める手段と、該電流双極子群を上記のMRI画像に関連
した画像上に表示する手段とが備えられる。
置においては、マルチチャンネルSQUID（Superconducti
ng Quantum Interference Device:超電導量子干渉型デ
バイス）センサにより脳磁界を多点において同時計測す
る手段と、頭部の特徴点を通る基準平面に平行な多数の
スライス面でのMRI画像を撮影するMRI手段と、頭部の特
徴位置に設けた、電流パルスの流される小コイルにより
形成される磁界を上記マルチチャンネルSQUIDセンサで
測定したデータと、上記MRI手段により得た、頭部の特
徴点を通る基準平面に平行な多数のスライス面での画像
データとを用いて、上記マルチチャンネルSQUIDセンサ
とMRI画像との位置関係を求める手段と、上記MRI画像よ
り頭部近似モデルを作成する手段と、該モデルにおいて
複数の電流双極子の位置、大きさ、向きをそれぞれ仮定
し、それら電流双極子群が上記脳磁界の計測点に作る磁
界分布と上記同時計測された多点の脳磁界データより求
めた磁界分布との差が最小になるような電流双極子群を
求める手段と、該電流双極子群を上記のMRI画像に関連
した画像上に表示する手段とが備えられる。
マルチチャンネルSQUIDセンサを用いることにより、
脳磁界が多点において同時に計測できる。 他方、MRI手段により頭部のMRI画像が撮影される。そ
の際、頭部の特徴点を通る基準平面に平行な多数のスラ
イス面での画像データを得るようにする。 そして、マルチチャンネルSQUIDセンサにより、頭部
の特徴位置に設けた、電流パルスの流される小コイルに
より形成される磁界を測定し、その磁界測定データと、
上記MRI手段により得た、頭部の特徴点を通る基準平面
に平行な多数のスライス面での画像データを用いて、マ
ルチチャンネルSQUIDセンサとMRI画像との位置関係を求
める。これにより脳磁計測データの測定点MRI画像との
位置関係が分かる。 MRI画像より頭部近似モデルが作成され、このモデル
において複数の電流双極子の位置、大きさ、向きをそれ
ぞれ仮定し、それら電流双極子群が上記脳磁界の計測点
に作る磁界分布と上記同時計測された多点の脳磁界デー
タより求めた磁界分布との差が最小になるような電流双
極子群を求めることにより、電流双極子の各々の位置、
大きさ、向きが分かる。 こうして求められた電流双極子群の各位置は、MRI画
像と対応しているので、MRI画像に関連した画像（つま
りMRI画像自体、あるいはそれから作られた画像）上に
表示することができる。 これにより、脳活動部位が電流双極子群としてMRI画
像上に表示され、その位置を精密に知ることができる。
上記のように、頭部の特徴位置に設けた小コイルにより
形成される磁界をマルチチャンネルSQUIDセンサにより
計測するとともに、MRI手段により頭部の特徴点を通る
基準平面に平行な多数のスライス面でのMRI画像を得、
これらによって、脳磁データの位置情報とMRIデータの
位置情報とを一致させているため、位置関係の合致が正
確であり、結果的に得られる脳活動打位の位置精度が高
まり、しかも位置関係の照合の操作も簡単である。
脳磁界が多点において同時に計測できる。 他方、MRI手段により頭部のMRI画像が撮影される。そ
の際、頭部の特徴点を通る基準平面に平行な多数のスラ
イス面での画像データを得るようにする。 そして、マルチチャンネルSQUIDセンサにより、頭部
の特徴位置に設けた、電流パルスの流される小コイルに
より形成される磁界を測定し、その磁界測定データと、
上記MRI手段により得た、頭部の特徴点を通る基準平面
に平行な多数のスライス面での画像データを用いて、マ
ルチチャンネルSQUIDセンサとMRI画像との位置関係を求
める。これにより脳磁計測データの測定点MRI画像との
位置関係が分かる。 MRI画像より頭部近似モデルが作成され、このモデル
において複数の電流双極子の位置、大きさ、向きをそれ
ぞれ仮定し、それら電流双極子群が上記脳磁界の計測点
に作る磁界分布と上記同時計測された多点の脳磁界デー
タより求めた磁界分布との差が最小になるような電流双
極子群を求めることにより、電流双極子の各々の位置、
大きさ、向きが分かる。 こうして求められた電流双極子群の各位置は、MRI画
像と対応しているので、MRI画像に関連した画像（つま
りMRI画像自体、あるいはそれから作られた画像）上に
表示することができる。 これにより、脳活動部位が電流双極子群としてMRI画
像上に表示され、その位置を精密に知ることができる。
上記のように、頭部の特徴位置に設けた小コイルにより
形成される磁界をマルチチャンネルSQUIDセンサにより
計測するとともに、MRI手段により頭部の特徴点を通る
基準平面に平行な多数のスライス面でのMRI画像を得、
これらによって、脳磁データの位置情報とMRIデータの
位置情報とを一致させているため、位置関係の合致が正
確であり、結果的に得られる脳活動打位の位置精度が高
まり、しかも位置関係の照合の操作も簡単である。
つぎにこの発明の一実施例について図面を参照しなが
ら説明する。第１図に示すように被検者10は検査室（シ
ールドルームあるいは外来磁場の少ない部屋）８内で検
査を受ける。この検査室８内で使用する構造物などはす
べて非磁性体材料で作られている。被検者10の頭部には
マルチチャンネルのSQUIDセンサ11がセットされる。検
査室８外にはTVモニター装置などの表示装置12が配置さ
れ、ミラー12aを介してその画像を被検者10に観察させ
ることにより視覚刺激が与えられる。また、イヤホン13
が検査室８の外に配置され、その音声をシリコンチュー
ブ13aなどを通して被検者10の耳に導き、これにより聴
覚刺激が与えられる。さらに図示しない電気刺激装置を
用いて体性感覚刺激が与えられる、あるいは認識動作を
行わせるため動作検出器14が用いられる。これらは実験
制御装置15によりコントロールされ、測定系９が形成さ
れる。データ採集装置16はマルチチャンネルのSQUIDセ
ンサ11から多点の脳磁界計測データを収集する。被検者
10の頭部はMRI装置17により撮影される。 これらデータ採集装置16で得た脳磁界の多点計測デー
タ及びMRI装置17で得たMRI画像データはコンピュータ18
に送られる。コンピュータ18において、磁界計測データ
は、てんかん脳磁の場合特別な処理を受けず、α波など
の自発脳磁の場合FFT（高速フーリエ変換）処理を受
け、また誘発脳波の場合はS/N比の向上のため加算（積
分）処理を受ける。これら各場合においてS/N比の向上
のためさらにディジタルフィルタ処理を受けることもあ
る。頭部MRI画像より頭部近似モデルが作成される。ま
たSQUIDセンサと頭部との相対位置関係が求められ、こ
れにより脳磁計測点と頭部MRI画像との位置関係が定め
られる。このように計測点とMRI画像との位置関係の把
握がなされた上で、頭部近似モデルが選択され、座標系
が選択される。こうして座標系が定められ、上記の処理
を受けた脳磁計測データを用いて電流双極子群の各々の
位置、大きさ、向きが求められる。これは逆方向問題を
解くことに相当し、ここでは上記の座標上で複数の電流
双極子の位置、大きさ、向きをそれぞれ仮定し、これら
電流双極子群が磁界計測点に作る磁界分布と、実際に計
測した磁界分布との最小２乗誤差が最小になるような電
流双極子群の各位置、大きさ、向きを求めている。 こうして求められた電流双極子は、表示装置19におい
てそれぞれ矢印などのマークでMRI画像あるいはそれよ
り作成された３次元画像上に表示され、あるいは座標表
示される。 マルチチャンネルSQUIDセンサ11は通常デュワーと呼
ばれる容器中に満たされた液体ヘリウム中に浸されて冷
却される。ここでは第２図に示すように３個のデュワー
２を同時に用い、その先端の底面で被検者頭部を囲むよ
うにする。これら３個のデュワー２は、それぞれ、ベー
ス21から伸縮自在に下がっているアーム22の先端に、軸
23を介してベルト24によって保持されている。デュワー
２は概略円多状であり、ベルト24を図示しない固定具を
緩めることにより、デュワー２がその中心軸に対して回
転できるようになっている。また、このベルト24は軸23
によって回転自在にアーム22の先端に取り付けられてい
る。さらにベース21は天井に設けられたレール（図示し
ない）に沿って移動可能とされるとともに鉛直軸に対し
て回転自在である。このような吊り下げ機構により、各
デュワー２は、水平方及び鉛直方向に位置を自由に定め
ることができ、しかも水平面内での方向も自由であり、
鉛直軸に対する傾き角度も自由に設定できるとともに、
自身の中心軸を中心にした回転もできる。 また、両側部に位置するデュワー２の底面は第２図及
び第３図に示すように、その中心軸から約45゜に傾けら
れている。中央部に位置するデュワー２の底面はその中
心軸に対してほぼ直角にされている。これらの底面はい
ずれも頭蓋に近似した球状の凹面とされている。 デュワー２の内部は第３図のように構成されている。
デュワー２は、液体ヘリウム41が入られる液体ヘリウム
容器32と、その外側を覆う外囲器31とからなる。この外
囲器31の中は真空33となっており、液体ヘリウム容器32
を囲むようにして断熱材たるスーパーインシュレーショ
ン層35と、蒸気冷却金属ストリップ34とが配置される。
液体ヘリウム容器32の底部には多数の検出コイル42が配
置される。この検出コイル42はそれぞれ石英ボビンに巻
かれている。このデュワー２は底面が45゜に傾けられ且
つ球面状の凹面をなしているため、この45゜の凹面に沿
って多数の検出コイル42が配置される。なお、中央部の
デュワー２の場合は底面はほぼ直角な球面状の凹面とな
っていて、多数の検出コイルがその底面に沿って配置さ
れる。いずれの場合も、その検出コイル42を正面からみ
ると、第４図に示すように等間隔に配置されており、し
かも球面状凹面の曲率中心を向くようにされる。ここで
は検出コイル42は第４図のようにデュワー１個当り19個
配置されており、それらがそれぞれ19個のDC SQUIDユ
ニット43に接続されている。これら検出コイル42及びDC
SQUIDユニット43は支持筒44によって支持される。こ
の支持筒44の上部には熱放射シールド45が取り付けられ
ている。DC SQUIDユニット43には磁束トランスにより
検出コイル42の検出した磁束が伝達され、FLL（Flux Lo
ck Loop）の動作によって磁束が電圧に変換され、その
電圧信号が、デュワー２の外側に取り付けられたプリア
ンプユニット46を介して外部に出力される。 各デュワー２は、その底面がこのような凹面になって
いること、及び上記のようにデュワー２の位置・方向が
自在に定め得るようになっていることから、検出コイル
42の位置つまり磁界計測点は頭蓋に近似した球面上とす
ることができる。 この57（＝19×３）個の計測信号はデータ採集装置16
を経てコンピュータ18に送られる。すなわち、第５図に
示すようにCPUバス52に送られ、CPUメモリ（図示しな
い）に格納されるとともに、ディスクインターフェイス
53を経てハードディスクドライバ装置54に送られて格納
される。その後、CPU51による処理が行われ、得られた
画像がイメージメモリ58に格納された後カラーイメージ
モニター装置59に送られ、画像表示されることになる。
また、キャラクタモニター装置56とキーボード装置57と
がコンソールコントロータ55を介してCPUバス52に接続
され、データ処理手順などの入力が行えるようになって
いる。 データ採集装置16は第６図のように構成される。SQUI
Dセンサ11のFLLから送られた信号（アナログ）はまずア
ンプ61を経て取り込まれ、フィルタ62、サンプルホール
ド回路63及びマルチプレクサ64を経てA/D変換器65に入
力され、ここで実時間でデジタル信号に変換された後、
FIFO（First In First Out）回路66を経て出力される。 一方、磁界測定点とMRI画像との位置関係は次のよう
にして求められる。第７図のようにいくつかの小コイル
71を被検者10の頭蓋の特徴位置に取り付ける。この特徴
位置としては、鼻根、耳介前方切痕、外後頭***点のう
ちの３点が望ましい。こうして取り付けた小コイル71の
１つずつに順次既知の電流パルスを流し、複数のSQUID
センサ11により計測する。既知の座標上に置かれた小コ
イル71による計測磁界をコンピュータ18において予め記
憶しておくことにより、頭蓋に取り付けられた小コイル
71の位置を求めることができる。これにより、小コイル
71が取り付けられた頭蓋特徴点の、磁界計測座標上での
位置関係を知ることができる。 なお、このように小コイル71を用いるのではなく、３
次元デジタイザを用いてSQUIDセンサ11による計測点と
頭部との位置関係を求めることもできる。これは直交コ
イルを頭部側に取り付け、この直交コイルにより直交磁
界を発生させ、SQUIDセンサ11側に設けた直交コイルで
検出することにより、頭部とSQUIDセンサ11との位置関
係を３次元的に検出するものである。 一方、MRI装置17では、第８図のように、鼻根、耳介
前方切痕、外後頭***点を通る平面をｘ−ｙ平面と定
め、このｘ−ｙ平面に平行な多数のスライス面（ｘ−ｙ
平面に直角なｚ方向に並ぶ）についての画像データを得
るようにする。この画像データがコンピュータ18に送ら
れるため、MRI画像と磁界計測データとの位置関係の整
合を図ることができる。コンピュータ18ではこの３次元
MRI画像データから頭表皮、頭蓋、脳のそれぞれの境界
を識別し、この各境界線を用いることにより近似モデル
が作成される。この近似モデルはたとえば第９図、第10
図、第11図に示すようなものである。第９図は大脳皮質
を均質球で表現する。第10図、第11図は頭表皮、頭表皮
−頭蓋境界、頭蓋−大脳皮質境界を、それぞれ多層球、
三角要素で表現する。三角要素表現が最も精密なモデル
である。 これらのモデルについて複数の電流双極子の位置、大
きさ、方向を仮定して、いわゆる逆方向問題を解く。電
流双極子が測定点に作る磁界Birは球モデル（第９図）
の場合、解析表現がすでに求められており（B.NEIL CUF
FIN et al.“Magnetic Fields of a Dipole in Special
Volume Conductor Shapes"IEEE Trans.Biomed.Eng.,Vo
l.BME−24,No.4,p372−381,1977）、これを用いること
により求められる。多層球モデル（第10図）及び精密モ
デル（第11図の）の場合、モデルを三角要素で表現し、
３次元ポテンシャル問題を境界要素法（C.A.ブレビア
「境界要素法入門」培風館）、境界積分方程式法（A.C.
L.Barnard et al.“The application of electromagnet
ic theory of electrocardiology"Biophysical Journa
l,Vol.7,p443−491,1967）を用いて求める。 そしてつぎのように測定値Bieとの最小２乗誤差Ｅを
求める。 ここでＮは測定点である。この最小２乗誤差Ｅが最小に
なるような複数の電流双極子の位置、大きさ、方向を決
定する。 こうして各電流双極子の位置、大きさ、方向が求めら
れたら、それらを矢印等のマークで、３次元MRI画像上
に、あるいはその３次元MRI画像を変形して得た立体画
像上の重ね合わせる。こうしてたとえば第12図のように
頭部切削３次元画像上に電流双極子を表す矢印が表示さ
れ、あるいは第13図A,B,Cのようにコロナル、サジタ
ル、トランスバースの３方向断面図上に矢印が表示され
る。また、電流双極子の頭表皮任意点からの距離や座標
を表示するようにしてもよい。 なお、ある時点での脳磁計測データよりその時点の脳
活動に対応る電流双極子を表示するだけでなく、脳磁を
ある長い時間連続的に測定しそれから電流双極子を一定
時間枚に求めて表示し、あるい時間経過ごとに電流双極
子の色の変化させて表現するなどにより、脳活動の時間
的な変化を知り、脳活動のダイナミックな把握を行うこ
とも可能である。
ら説明する。第１図に示すように被検者10は検査室（シ
ールドルームあるいは外来磁場の少ない部屋）８内で検
査を受ける。この検査室８内で使用する構造物などはす
べて非磁性体材料で作られている。被検者10の頭部には
マルチチャンネルのSQUIDセンサ11がセットされる。検
査室８外にはTVモニター装置などの表示装置12が配置さ
れ、ミラー12aを介してその画像を被検者10に観察させ
ることにより視覚刺激が与えられる。また、イヤホン13
が検査室８の外に配置され、その音声をシリコンチュー
ブ13aなどを通して被検者10の耳に導き、これにより聴
覚刺激が与えられる。さらに図示しない電気刺激装置を
用いて体性感覚刺激が与えられる、あるいは認識動作を
行わせるため動作検出器14が用いられる。これらは実験
制御装置15によりコントロールされ、測定系９が形成さ
れる。データ採集装置16はマルチチャンネルのSQUIDセ
ンサ11から多点の脳磁界計測データを収集する。被検者
10の頭部はMRI装置17により撮影される。 これらデータ採集装置16で得た脳磁界の多点計測デー
タ及びMRI装置17で得たMRI画像データはコンピュータ18
に送られる。コンピュータ18において、磁界計測データ
は、てんかん脳磁の場合特別な処理を受けず、α波など
の自発脳磁の場合FFT（高速フーリエ変換）処理を受
け、また誘発脳波の場合はS/N比の向上のため加算（積
分）処理を受ける。これら各場合においてS/N比の向上
のためさらにディジタルフィルタ処理を受けることもあ
る。頭部MRI画像より頭部近似モデルが作成される。ま
たSQUIDセンサと頭部との相対位置関係が求められ、こ
れにより脳磁計測点と頭部MRI画像との位置関係が定め
られる。このように計測点とMRI画像との位置関係の把
握がなされた上で、頭部近似モデルが選択され、座標系
が選択される。こうして座標系が定められ、上記の処理
を受けた脳磁計測データを用いて電流双極子群の各々の
位置、大きさ、向きが求められる。これは逆方向問題を
解くことに相当し、ここでは上記の座標上で複数の電流
双極子の位置、大きさ、向きをそれぞれ仮定し、これら
電流双極子群が磁界計測点に作る磁界分布と、実際に計
測した磁界分布との最小２乗誤差が最小になるような電
流双極子群の各位置、大きさ、向きを求めている。 こうして求められた電流双極子は、表示装置19におい
てそれぞれ矢印などのマークでMRI画像あるいはそれよ
り作成された３次元画像上に表示され、あるいは座標表
示される。 マルチチャンネルSQUIDセンサ11は通常デュワーと呼
ばれる容器中に満たされた液体ヘリウム中に浸されて冷
却される。ここでは第２図に示すように３個のデュワー
２を同時に用い、その先端の底面で被検者頭部を囲むよ
うにする。これら３個のデュワー２は、それぞれ、ベー
ス21から伸縮自在に下がっているアーム22の先端に、軸
23を介してベルト24によって保持されている。デュワー
２は概略円多状であり、ベルト24を図示しない固定具を
緩めることにより、デュワー２がその中心軸に対して回
転できるようになっている。また、このベルト24は軸23
によって回転自在にアーム22の先端に取り付けられてい
る。さらにベース21は天井に設けられたレール（図示し
ない）に沿って移動可能とされるとともに鉛直軸に対し
て回転自在である。このような吊り下げ機構により、各
デュワー２は、水平方及び鉛直方向に位置を自由に定め
ることができ、しかも水平面内での方向も自由であり、
鉛直軸に対する傾き角度も自由に設定できるとともに、
自身の中心軸を中心にした回転もできる。 また、両側部に位置するデュワー２の底面は第２図及
び第３図に示すように、その中心軸から約45゜に傾けら
れている。中央部に位置するデュワー２の底面はその中
心軸に対してほぼ直角にされている。これらの底面はい
ずれも頭蓋に近似した球状の凹面とされている。 デュワー２の内部は第３図のように構成されている。
デュワー２は、液体ヘリウム41が入られる液体ヘリウム
容器32と、その外側を覆う外囲器31とからなる。この外
囲器31の中は真空33となっており、液体ヘリウム容器32
を囲むようにして断熱材たるスーパーインシュレーショ
ン層35と、蒸気冷却金属ストリップ34とが配置される。
液体ヘリウム容器32の底部には多数の検出コイル42が配
置される。この検出コイル42はそれぞれ石英ボビンに巻
かれている。このデュワー２は底面が45゜に傾けられ且
つ球面状の凹面をなしているため、この45゜の凹面に沿
って多数の検出コイル42が配置される。なお、中央部の
デュワー２の場合は底面はほぼ直角な球面状の凹面とな
っていて、多数の検出コイルがその底面に沿って配置さ
れる。いずれの場合も、その検出コイル42を正面からみ
ると、第４図に示すように等間隔に配置されており、し
かも球面状凹面の曲率中心を向くようにされる。ここで
は検出コイル42は第４図のようにデュワー１個当り19個
配置されており、それらがそれぞれ19個のDC SQUIDユ
ニット43に接続されている。これら検出コイル42及びDC
SQUIDユニット43は支持筒44によって支持される。こ
の支持筒44の上部には熱放射シールド45が取り付けられ
ている。DC SQUIDユニット43には磁束トランスにより
検出コイル42の検出した磁束が伝達され、FLL（Flux Lo
ck Loop）の動作によって磁束が電圧に変換され、その
電圧信号が、デュワー２の外側に取り付けられたプリア
ンプユニット46を介して外部に出力される。 各デュワー２は、その底面がこのような凹面になって
いること、及び上記のようにデュワー２の位置・方向が
自在に定め得るようになっていることから、検出コイル
42の位置つまり磁界計測点は頭蓋に近似した球面上とす
ることができる。 この57（＝19×３）個の計測信号はデータ採集装置16
を経てコンピュータ18に送られる。すなわち、第５図に
示すようにCPUバス52に送られ、CPUメモリ（図示しな
い）に格納されるとともに、ディスクインターフェイス
53を経てハードディスクドライバ装置54に送られて格納
される。その後、CPU51による処理が行われ、得られた
画像がイメージメモリ58に格納された後カラーイメージ
モニター装置59に送られ、画像表示されることになる。
また、キャラクタモニター装置56とキーボード装置57と
がコンソールコントロータ55を介してCPUバス52に接続
され、データ処理手順などの入力が行えるようになって
いる。 データ採集装置16は第６図のように構成される。SQUI
Dセンサ11のFLLから送られた信号（アナログ）はまずア
ンプ61を経て取り込まれ、フィルタ62、サンプルホール
ド回路63及びマルチプレクサ64を経てA/D変換器65に入
力され、ここで実時間でデジタル信号に変換された後、
FIFO（First In First Out）回路66を経て出力される。 一方、磁界測定点とMRI画像との位置関係は次のよう
にして求められる。第７図のようにいくつかの小コイル
71を被検者10の頭蓋の特徴位置に取り付ける。この特徴
位置としては、鼻根、耳介前方切痕、外後頭***点のう
ちの３点が望ましい。こうして取り付けた小コイル71の
１つずつに順次既知の電流パルスを流し、複数のSQUID
センサ11により計測する。既知の座標上に置かれた小コ
イル71による計測磁界をコンピュータ18において予め記
憶しておくことにより、頭蓋に取り付けられた小コイル
71の位置を求めることができる。これにより、小コイル
71が取り付けられた頭蓋特徴点の、磁界計測座標上での
位置関係を知ることができる。 なお、このように小コイル71を用いるのではなく、３
次元デジタイザを用いてSQUIDセンサ11による計測点と
頭部との位置関係を求めることもできる。これは直交コ
イルを頭部側に取り付け、この直交コイルにより直交磁
界を発生させ、SQUIDセンサ11側に設けた直交コイルで
検出することにより、頭部とSQUIDセンサ11との位置関
係を３次元的に検出するものである。 一方、MRI装置17では、第８図のように、鼻根、耳介
前方切痕、外後頭***点を通る平面をｘ−ｙ平面と定
め、このｘ−ｙ平面に平行な多数のスライス面（ｘ−ｙ
平面に直角なｚ方向に並ぶ）についての画像データを得
るようにする。この画像データがコンピュータ18に送ら
れるため、MRI画像と磁界計測データとの位置関係の整
合を図ることができる。コンピュータ18ではこの３次元
MRI画像データから頭表皮、頭蓋、脳のそれぞれの境界
を識別し、この各境界線を用いることにより近似モデル
が作成される。この近似モデルはたとえば第９図、第10
図、第11図に示すようなものである。第９図は大脳皮質
を均質球で表現する。第10図、第11図は頭表皮、頭表皮
−頭蓋境界、頭蓋−大脳皮質境界を、それぞれ多層球、
三角要素で表現する。三角要素表現が最も精密なモデル
である。 これらのモデルについて複数の電流双極子の位置、大
きさ、方向を仮定して、いわゆる逆方向問題を解く。電
流双極子が測定点に作る磁界Birは球モデル（第９図）
の場合、解析表現がすでに求められており（B.NEIL CUF
FIN et al.“Magnetic Fields of a Dipole in Special
Volume Conductor Shapes"IEEE Trans.Biomed.Eng.,Vo
l.BME−24,No.4,p372−381,1977）、これを用いること
により求められる。多層球モデル（第10図）及び精密モ
デル（第11図の）の場合、モデルを三角要素で表現し、
３次元ポテンシャル問題を境界要素法（C.A.ブレビア
「境界要素法入門」培風館）、境界積分方程式法（A.C.
L.Barnard et al.“The application of electromagnet
ic theory of electrocardiology"Biophysical Journa
l,Vol.7,p443−491,1967）を用いて求める。 そしてつぎのように測定値Bieとの最小２乗誤差Ｅを
求める。 ここでＮは測定点である。この最小２乗誤差Ｅが最小に
なるような複数の電流双極子の位置、大きさ、方向を決
定する。 こうして各電流双極子の位置、大きさ、方向が求めら
れたら、それらを矢印等のマークで、３次元MRI画像上
に、あるいはその３次元MRI画像を変形して得た立体画
像上の重ね合わせる。こうしてたとえば第12図のように
頭部切削３次元画像上に電流双極子を表す矢印が表示さ
れ、あるいは第13図A,B,Cのようにコロナル、サジタ
ル、トランスバースの３方向断面図上に矢印が表示され
る。また、電流双極子の頭表皮任意点からの距離や座標
を表示するようにしてもよい。 なお、ある時点での脳磁計測データよりその時点の脳
活動に対応る電流双極子を表示するだけでなく、脳磁を
ある長い時間連続的に測定しそれから電流双極子を一定
時間枚に求めて表示し、あるい時間経過ごとに電流双極
子の色の変化させて表現するなどにより、脳活動の時間
的な変化を知り、脳活動のダイナミックな把握を行うこ
とも可能である。
この発明の脳磁計測装置によれば、マルチチャンネル
SQUIDセンサで脳磁計測を行っているため、検査時間が
短縮できる。しかも、マルチチャンネルSQUIDセンサに
よる脳磁計測データとMRI画像データとの位置関係の照
合が容易でしかも正確であるため、脳活動部位の精密な
位置を求めることができる。そのため、たとえばてんか
んの場合、MRI画像上での生体機能異常部とてんかんに
よって発生する電流双極子との位置対応が明確になる。
SQUIDセンサで脳磁計測を行っているため、検査時間が
短縮できる。しかも、マルチチャンネルSQUIDセンサに
よる脳磁計測データとMRI画像データとの位置関係の照
合が容易でしかも正確であるため、脳活動部位の精密な
位置を求めることができる。そのため、たとえばてんか
んの場合、MRI画像上での生体機能異常部とてんかんに
よって発生する電流双極子との位置対応が明確になる。
第１図はこの発明の一実施例にかかる全体システムを示
すブロック図、第２図はSQUIDセンサが収納されるデュ
ワーの配置を示す正面図、第３図はデュワー内部を示す
断面図、第４図は検出コイルの位置関係を示す図、第５
図はコンピュータのハードウェア構成を示すブロック
図、第６図はデータ採集装置のハードウェア構成を示す
ブロック図、第７図は被検者頭蓋に対する小コイルの取
り付け位置を示す図、第８図はMRI像のスライス面を示
す図、第９図は頭蓋の球モデルを示す図、第10図は頭蓋
の多層球モデルを示す図、第11図A,B,Cは頭蓋の精密模
擬均質モデルを示す図、第12図は頭部切削３次元像を示
す図、第13図A,B,Cは頭部の３方向断面像を示す図であ
る。 ８……検査室、９……測定系、10……被検者、11……SQ
UIDセンサ、12、19……表示装置、12a……ミラー、13…
…イヤホン、13a……シリコンチューブ、14……動作検
出器、15……実験制御装置、16……データ採集装置、17
……MRI装置、18……コンピュータ、２……デュワー、2
1……ベース、22……アーム、23……軸、24……ベル
ト、31……外囲器、32……液体ヘリウム、33……真空、
34……蒸気冷却金属ストリップ、35……スーパーインシ
ュレーション層、41……液体ヘリウム、42……検出コイ
ル、43……DC SQUIDユニット、44……支持筒、45……
熱放射シールド、46……プリアンプユニット、51……CP
U、52……CPUバス、53……ディスクインターフェイス、
54……ハードディスクドライバ装置、55……コンソール
コントローラ、56……キャラクタモニター装置、57……
キーボード装置、58……イメージメモリ、59……カラー
イメージモニター装置、61……アンプ、62……フィル
タ、63……サンプルホールド回路、64……マルチプレク
サ、65……A/D変換器、66……FIFO回路、71……小コイ
ル。
すブロック図、第２図はSQUIDセンサが収納されるデュ
ワーの配置を示す正面図、第３図はデュワー内部を示す
断面図、第４図は検出コイルの位置関係を示す図、第５
図はコンピュータのハードウェア構成を示すブロック
図、第６図はデータ採集装置のハードウェア構成を示す
ブロック図、第７図は被検者頭蓋に対する小コイルの取
り付け位置を示す図、第８図はMRI像のスライス面を示
す図、第９図は頭蓋の球モデルを示す図、第10図は頭蓋
の多層球モデルを示す図、第11図A,B,Cは頭蓋の精密模
擬均質モデルを示す図、第12図は頭部切削３次元像を示
す図、第13図A,B,Cは頭部の３方向断面像を示す図であ
る。 ８……検査室、９……測定系、10……被検者、11……SQ
UIDセンサ、12、19……表示装置、12a……ミラー、13…
…イヤホン、13a……シリコンチューブ、14……動作検
出器、15……実験制御装置、16……データ採集装置、17
……MRI装置、18……コンピュータ、２……デュワー、2
1……ベース、22……アーム、23……軸、24……ベル
ト、31……外囲器、32……液体ヘリウム、33……真空、
34……蒸気冷却金属ストリップ、35……スーパーインシ
ュレーション層、41……液体ヘリウム、42……検出コイ
ル、43……DC SQUIDユニット、44……支持筒、45……
熱放射シールド、46……プリアンプユニット、51……CP
U、52……CPUバス、53……ディスクインターフェイス、
54……ハードディスクドライバ装置、55……コンソール
コントローラ、56……キャラクタモニター装置、57……
キーボード装置、58……イメージメモリ、59……カラー
イメージモニター装置、61……アンプ、62……フィル
タ、63……サンプルホールド回路、64……マルチプレク
サ、65……A/D変換器、66……FIFO回路、71……小コイ
ル。
Claims (1)
- 【請求項１】マルチチャンネルSQUIDセンサにより脳磁
界を多点において同時計測する手段と、頭部の特徴点を
通る基準平面に平行な多数のスライス面でのMRI画像を
撮影するMRI手段と、頭部の特徴位置に設けた、電流パ
ルスの流される小コイルにより形成される磁界を上記マ
ルチチャンネルSQUIDセンサで測定したデータと、上記M
RI手段により得た、頭部の特徴点を通る基準平面に平行
な多数のスライス面での画像データとを用いて、上記マ
ルチチャンネルSQUIDセンサとMRI画像との位置関係を求
める手段と、上記MRI画像より頭部近似モデルを作成す
る手段と、該モデルにおいて複数の電流双極子の位置、
大きさ、向きをそれぞれ仮定し、それら電流双極子群が
上記脳磁界の計測点に作る磁界分布と上記同時計測され
た多点の脳磁界データより求めた磁界分布との差が最小
になるような電流双極子群を求める手段と、該電流双極
子群を上記のMRI画像に関連した画像上に表示する手段
とを備える脳磁計測装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP1137615A JP2751408B2 (ja) | 1989-05-31 | 1989-05-31 | 脳磁計測装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP1137615A JP2751408B2 (ja) | 1989-05-31 | 1989-05-31 | 脳磁計測装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH031839A JPH031839A (ja) | 1991-01-08 |
| JP2751408B2 true JP2751408B2 (ja) | 1998-05-18 |
Family
ID=15202819
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP1137615A Expired - Fee Related JP2751408B2 (ja) | 1989-05-31 | 1989-05-31 | 脳磁計測装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP2751408B2 (ja) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2008086675A (ja) * | 2006-10-05 | 2008-04-17 | Hitachi Ltd | 磁場計測装置 |
Families Citing this family (8)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2796478B2 (ja) * | 1992-12-02 | 1998-09-10 | 科学技術振興事業団 | 診断装置 |
| JP2690678B2 (ja) * | 1993-11-08 | 1997-12-10 | 大阪瓦斯株式会社 | 近似モデル表示装置 |
| KR101081482B1 (ko) * | 2009-12-29 | 2011-11-08 | 한국표준과학연구원 | 저잡음 냉각장치 |
| WO2012032962A1 (ja) | 2010-09-10 | 2012-03-15 | コニカミノルタオプト株式会社 | 生体磁気計測装置、生体磁気計測システム、及び、生体磁気計測方法 |
| JP5712640B2 (ja) * | 2011-01-28 | 2015-05-07 | コニカミノルタ株式会社 | 磁気計測装置および生体磁気計測方法 |
| WO2012161037A1 (ja) | 2011-05-20 | 2012-11-29 | コニカミノルタアドバンストレイヤー株式会社 | 磁気センサ及び生体磁気計測システム |
| JP2020146286A (ja) | 2019-03-14 | 2020-09-17 | 株式会社リコー | 情報処理装置、情報処理方法、プログラムおよび生体信号計測システム |
| CN114190945B (zh) * | 2021-12-01 | 2023-10-20 | 南京景瑞康分子医药科技有限公司 | 一种用于脑磁信号测量的可调式头盔 |
Family Cites Families (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4736751A (en) * | 1986-12-16 | 1988-04-12 | Eeg Systems Laboratory | Brain wave source network location scanning method and system |
-
1989
- 1989-05-31 JP JP1137615A patent/JP2751408B2/ja not_active Expired - Fee Related
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2008086675A (ja) * | 2006-10-05 | 2008-04-17 | Hitachi Ltd | 磁場計測装置 |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH031839A (ja) | 1991-01-08 |
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Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| LAPS | Cancellation because of no payment of annual fees |