WO2014148495A1 - 脳活動測定装置および脳活動測定方法 - Google Patents

脳活動測定装置および脳活動測定方法 Download PDF

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WO2014148495A1
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博則 西本
隆紀 河内山
育廣 島田
藤本　一郎
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株式会社国際電気通信基礎技術研究所
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    • G16H30/40—ICT specially adapted for the handling or processing of medical images for processing medical images, e.g. editing

Definitions

  • the present invention relates to a brain activity measuring device and a brain activity measuring method.
  • the training support device disclosed in this' 593 document the active region of the brain is detected by near-infrared light as the biological reaction of the trainee, and assists rehabilitation and image training of the trainee with a disability. is there.
  • the brain activity area of a trainee who is performing a calculation task or a memory task imposed as training is measured, and the effect of the training is confirmed after the training is completed.
  • the '055 document discloses a training system that always optimizes a training scenario according to the biological reaction of a trainee being trained.
  • biofeedback Such a technique that scientifically captures physiological indicators that cannot be perceived in nature, and feeds back the feedback so that it can be perceived by the subject, is called “biofeedback”.
  • biological information such as pulse and respiration may be used, but mainly, an output from a human brain wave is converted into a form that can be sensed by an audiovisual sense such as an image and sound, and fed back. Since it is possible to know the state of the electroencephalogram in real time, it is a useful technique for controlling the electroencephalogram state by itself.
  • the human sense and perception system always changes according to the surrounding environment. Most of these changes occur at a fixed stage in early development, the so-called “critical period”. However, even in adults, the plasticity of the sensory / perceptual system is maintained to the extent that it can adapt to important changes in the surrounding environment. For example, when an adult is trained or exposed to a specific sensory stimulus, the performance of the training task or sensitivity to the sensory stimulus is improved, and the number of training results is It has been reported by Watanabe et al. (T. Watanabe, J. E. Nanez Sr, S. Koyama, I. Mukai, J. Liederman and Y.
  • MRI magnetic resonance imaging
  • fMRI functional Magnetic Resonance Imaging
  • That “perceptual learning” is possible by feeding back to (Kazuhisa Shibata, Takeo Watanabe, Yuka Sasaki, Mitsuo Kawato, “Perceptual Learning Incepted by Decoded fMRI Neurofeedback Presentation Presence” SCIENCE VOL 334 9 DECEMBER 2011.)
  • Such a biofeedback method is called a decoded neurofeedback method (DecNef method: Decoded NeuroFeedback method).
  • a nuclear magnetic resonance imaging method using a nuclear magnetic resonance phenomenon with respect to atoms in a living body, in particular, an atomic nucleus of a hydrogen atom is used for human clinical image diagnosis, etc. Is used.
  • Nuclear magnetic resonance imaging has the following characteristics, for example, in comparison with “X-ray CT” which is a similar tomographic image of the human body when it is applied to the human body.
  • Such nuclear magnetic resonance imaging uses the magnetic properties of hydrogen nuclei (protons) that are contained most in each cell of the human body and have the greatest magnetism.
  • the movement in the magnetic field of the spin angular momentum responsible for the magnetism of the hydrogen nucleus is classically compared to the precession of the coma.
  • the direction of spin angular momentum of hydrogen nuclei (the direction of the rotation axis of the coma) as described above is a random direction in an environment without a magnetic field, but when a static magnetic field is applied, the direction of the magnetic field lines is directed.
  • Such a resonance frequency f0 is 42.6 ⁇ B0 (MHz) for hydrogen atoms when the strength of the static magnetic field is B0 (T).
  • nuclear magnetic resonance imaging method it is also possible to visualize the active site of the brain with respect to an external stimulus or the like by using the change in the detected signal according to the change in the blood flow.
  • nuclear magnetic resonance imaging is particularly called fMRI.
  • fMRI a normal MRI apparatus equipped with hardware and software necessary for fMRI measurement is used.
  • the change in blood flow brings about a change in the NMR signal intensity utilizing the fact that oxygenated and deoxygenated hemoglobin in blood has different magnetic properties.
  • Oxygenated hemoglobin has a diamagnetic property and does not affect the relaxation time of hydrogen atoms present in the surrounding area, whereas deoxygenated hemoglobin is a paramagnetic material and changes the surrounding magnetic field. Therefore, when the brain is stimulated, local blood flow increases, and oxygenated hemoglobin increases, the change can be detected as an MRI signal.
  • JP-A-2011-000184 discloses that the stimulus to the subject is, for example, visual stimulation or auditory stimulation, or execution of a predetermined task (task).
  • MRI signals nuclear magnetic resonance signals
  • BOLD effect the phenomenon in which the concentration of deoxygenated hemoglobin in red blood cells decreases in microvenes and capillaries.
  • brain activity is measured by the MRI apparatus while causing a subject to perform some exercise.
  • an operation (task) performed by the subject for example, an object gripping motion or the like can be considered, and when the subject grips the detection unit of the gripping force detection device, the force acting on the gripping force detection device is detected.
  • the brain activity when the subject performs the gripping motion is measured by the MRI apparatus.
  • An MRI apparatus is basically used for medical purposes, and when installed in a certain institution, an examination engineer or the like of the institution inspects a patient directly related to patient privacy. There is a possibility that a work performed by a doctor or a researcher of another institution using the apparatus is used in a mixed manner, even if it is used experimentally or for examination or treatment. In such a case, it is necessary to operate the apparatus while protecting the privacy of each patient.
  • the present invention has been made to solve the above-described problems, and its purpose is to strictly measure the reproducibility of measurements in functional nuclear magnetic resonance imaging performed in multiple steps. It is intended to provide a brain activity measuring device and a brain activity measuring method that can be guaranteed.
  • Another object of the present invention is to provide a brain activity measuring device and a brain activity measuring method that enable stable operation and protect patient privacy even when operated by a plurality of operating subjects. It is to be.
  • the brain activity measurement device detects a detection signal resulting from nuclear magnetic resonance from a subject and generates a tomographic image of the measurement target.
  • the brain activity measuring apparatus includes a static magnetic field applying apparatus for applying a static magnetic field to a measurement target, and a detection signal having position information of a nucleus that emits a detection signal in a selected cross section of the measurement target.
  • a gradient magnetic field application device for applying a modulated magnetic field to a measurement target, an electromagnetic wave transmission / reception device for applying an electromagnetic wave to the measurement target and detecting a detection signal from the measurement target, and an electromagnetic wave transmission / reception And a tomography control device for generating a tomographic image for the slice in response to the detection signal and a storage device for storing the captured tomographic image.
  • the tomography control device i) has a maximum mutual information amount between a reference tomographic image of a subject imaged in a past measurement and stored in a storage device, and a preliminary tomographic image of the subject imaged in the current imaging process.
  • the tomography control device corrects the slice position in the coordinate system of the brain activity measurement device based on the rigid body transformation parameters determined in the coordinate system of the tomographic image by the reference tomographic image and the preliminary tomographic image. .
  • the tomography control device further includes a presentation device for providing biofeedback to the subject based on the captured tomographic image.
  • the biofeedback is biofeedback based on the decoded neurofeedback method.
  • the brain activity measurement device further includes a network interface device for communicating with the relay server in the first network, and the relay server transmits the tomographic image data transferred by the network interface device to the first network.
  • the data is transferred to the terminal device via the independent second network.
  • the brain activity measurement method detects a detection signal resulting from nuclear magnetic resonance from a subject and generates a tomographic image of the measurement target.
  • This brain activity measurement method includes a step of applying a static magnetic field to a measurement target, and a magnetic field modulated so that the detection signal has position information of a nucleus that generates the detection signal within a selected cross section of the measurement target. Applying to the measurement object; applying an electromagnetic wave to the measurement object; detecting a detection signal from the measurement object; and generating a tomographic image for the slice by the arithmetic unit receiving the detection signal; Storing the captured tomographic image in a storage device.
  • the step in which the arithmetic unit generates the tomographic image includes the mutual information amount between the reference tomographic image for the subject imaged in the past measurement and stored in the storage device, and the preliminary tomographic image for the subject imaged in the current imaging process. Determining a transformation matrix of a three-dimensional rigid transformation between the reference tomographic image and the preliminary tomographic image, and controlling the gradient magnetic field application device based on the determined transformation matrix parameters And correcting the slice position and inclination of the tomographic image.
  • the arithmetic device determines the slice position in the coordinate system of the brain activity measurement device based on the rigid body transformation parameter determined in the coordinate system of the tomographic image by the reference tomographic image and the preliminary tomographic image. Make corrections.
  • the brain activity measuring device includes a network interface for communicating with the relay server in the first network.
  • the brain activity measurement method further includes a step in which the relay server transfers the tomographic image data transferred by the network interface to the terminal device via the second network independent of the first network.
  • FIG. 1 is a schematic diagram showing an overall configuration of an MRI apparatus 10. It is an external view which shows the external structure of the MRI apparatus 10 and its installation environment.
  • FIG. 3 is a conceptual diagram for explaining a control system for the MRI apparatus 10. It is a hardware block diagram of host PC (data processing part 32). It is a figure explaining the past slice position and the slice position in the process which is going to start a measurement by contrasting. It is a figure explaining the past slice position and the slice position in the process which is going to start a measurement by contrasting. It is a flowchart for demonstrating the process of alignment of a MRI imaging slice. It is a flowchart for demonstrating the process of alignment of a MRI imaging slice. It is a flowchart for demonstrating the process of alignment of a MRI imaging slice. It is a figure for demonstrating the connection relation of host PC and experimenter PC. It is a figure for demonstrating the connection relation of host PC and experimenter PC.
  • FIG. 1 is a schematic diagram showing the overall configuration of the MRI apparatus 10.
  • the MRI apparatus 10 includes a magnetic field application mechanism 11 that applies a controlled magnetic field to a region of interest of the subject 2 and irradiates an RF wave, and a response wave (NMR) from the subject 2. Signal) and output an analog signal, a drive unit 21 that controls the magnetic field applied to the subject 2 and controls transmission and reception of RF waves, and a control sequence of the drive unit 21. And a data processing unit 32 configured to set and process various data signals to generate an image.
  • the central axis of the cylindrical bore on which the subject 2 is placed is taken as the Z axis
  • the X axis in the horizontal direction perpendicular to the Z axis and the Y axis in the vertical direction are defined.
  • the nuclear spin of the nuclei constituting the subject 2 is oriented in the magnetic field direction (Z-axis) by the static magnetic field applied by the magnetic field applying mechanism 11, and this Precession is performed around this magnetic field direction at the Larmor frequency specific to the nucleus.
  • the atoms resonate and absorb energy to be excited, and a nuclear magnetic resonance phenomenon (NMR phenomenon; Nuclear Magnetic Resonance) occurs.
  • NMR phenomenon Nuclear Magnetic Resonance
  • the atoms emit an electromagnetic wave (NMR signal) having the same frequency as the Larmor frequency in a relaxation process in which energy is released and returns to the original steady state.
  • the output NMR signal is received by the receiving coil 20 as a response wave from the subject 2, and the region of interest of the subject 2 is imaged in the data processing unit 32.
  • the magnetic field application mechanism 11 includes a static magnetic field generating coil 12, a gradient magnetic field generating coil 14, an RF irradiation unit 16, and a bed 18 for placing the subject 2 in the bore.
  • Subject 2 lies on bed 18, for example.
  • the prism glasses 4 can see the screen displayed on the display 6 installed perpendicular to the Z axis.
  • a visual stimulus is given to the subject 2 by the image on the display 6.
  • the visual stimulus to the subject 2 may be configured such that an image is projected by a projector in front of the subject 2.
  • Such a visual stimulus corresponds to presentation of feedback information in biofeedback such as the DecNef method described above.
  • brain activity is detected based on a functional image by fMRI, and the brain activity is decoded, and only the degree of approximation with the desired brain activity is fed back to the subject.
  • the drive unit 21 includes a static magnetic field power supply 22, a gradient magnetic field power supply 24, a signal transmission unit 26, a signal reception unit 28, and a bed drive unit 30 that moves the bed 18 to an arbitrary position in the Z-axis direction.
  • the data processing unit 32 includes an input unit 40 that receives various operations and information input from an operator (not shown), a display unit 38 that displays various images and various information related to the region of interest of the subject 2, and a display unit 38.
  • a display control unit 34 for controlling the screen display, a storage unit 36 for storing programs, control parameters, image data (structural images and the like to be described later) for executing various processes, and other electronic data, and a drive unit 21. It consists of a control unit 42 that controls the operation of each functional unit such as generating a control sequence, an interface unit 44 that transmits and receives various signals to and from the drive unit 21, and a group of NMR signals derived from the region of interest. Communication is performed between a data collection unit 46 that collects data, an image processing unit 48 that forms an image based on the data of the NMR signal, and a network. And a network interface unit 50 of the order.
  • the data processing unit 32 is a general-purpose computer that executes a function for operating each functional unit, in addition to the case of being a dedicated computer, and based on a program installed in the storage unit 36, a specified calculation, data A case of generating a processing or control sequence is also included. In the following description, it is assumed that the data processing unit 32 is a general-purpose computer.
  • the static magnetic field generating coil 12 generates an induction magnetic field by causing a current supplied from a static magnetic field power supply 22 to flow through a spiral coil wound around the Z axis, and generates a static magnetic field in the Z axis direction in the bore. .
  • the region of interest of the subject 2 is set in a region where the static magnetic field formed in the bore is highly uniform.
  • the static magnetic field generating coil 12 is composed of, for example, four air-core coils, and a combination thereof creates a uniform magnetic field in the interior of the subject 2. Gives orientation to the spin of hydrogen nuclei.
  • the gradient magnetic field generating coil 14 includes an X coil, a Y coil, and a Z coil (not shown), and is provided on the inner peripheral surface of the static magnetic field generating coil 12 having a cylindrical shape. These X coil, Y coil, and Z coil superimpose a gradient magnetic field on the uniform magnetic field in the bore while sequentially switching the X-axis direction, the Y-axis direction, and the Z-axis direction, and give an intensity gradient to the static magnetic field. .
  • the Z coil limits the resonance surface by inclining the magnetic field strength in the Z direction
  • the Y coil adds a short time immediately after applying the magnetic field in the Z direction to phase-modulate the detection signal in proportion to the Y coordinate. Is added (phase encoding), and the X coil subsequently applies a gradient when data is acquired to give the detected signal a frequency modulation proportional to the X coordinate (frequency encoding).
  • the switching of the superimposed gradient magnetic field is realized by outputting different pulse signals from the gradient magnetic field power source 24 to the X coil, the Y coil, and the Z coil in accordance with the control sequence.
  • the position of the subject 2 where the NMR phenomenon appears can be specified, and position information on three-dimensional coordinates necessary for forming the image of the subject 2 is given.
  • a slice direction, a phase encoding direction, and a frequency encoding direction are assigned to each of them, and imaging can be performed from various angles by the combination.
  • a sagittal slice and a coronal slice orthogonal to the slice and further, a direction perpendicular to the plane is parallel to three orthogonal gradient magnetic field axes. It is possible to take an image of a non-oblique slice or the like.
  • Such control for setting the position and direction (inclination) of the slice plane is disclosed in Japanese Patent Application Laid-Open No. 2004-24918.
  • the RF irradiation unit 16 irradiates the region of interest of the subject 2 with an RF (Radio Frequency) pulse based on the high-frequency signal transmitted from the signal transmission unit 26 according to the control sequence.
  • RF Radio Frequency
  • the RF irradiation part 16 is incorporated in the magnetic field application mechanism 11 in FIG. 1, it may be provided on the bed 18 or may be integrated with the receiving coil 20.
  • the receiving coil 20 detects a response wave (NMR signal) from the subject 2 and is disposed close to the subject 2 in order to detect the NMR signal with high sensitivity.
  • a response wave NMR signal
  • the weak current is amplified by the signal receiving unit 28, further converted from an analog signal to a digital signal, and sent to the data processing unit 32.
  • the image processing unit 48 measures the detection signal while repeatedly applying the excitation signal based on the data constructed in the storage unit 36, and reduces the resonance frequency to the X coordinate by the first Fourier transform calculation.
  • the Y coordinate is restored by Fourier transformation to obtain an image, and an image corresponding to the display unit 38 is displayed.
  • FIG. 2 is an external view showing the external configuration of the MRI apparatus 10 and its installation environment.
  • the environment where the MRI is installed includes an operation room 202 in which a data processing unit 32 for performing operations on the MRI apparatus 10 is installed, and an experimenter of another engine as will be described later. And a next room 204 in which a terminal for monitoring measurement results is installed.
  • FIG. 3 is a conceptual diagram for explaining a control system for the MRI apparatus 10.
  • measurement is executed by the MRI apparatus 10 (S1), and the measured data is transferred to the host PC (data processing unit 32) (S2).
  • the operator controls the MRI apparatus 10 via the host PC. Further, the data transferred to the host PC is transferred to the relay server 210 (S3).
  • the experimenter monitors the data transferred to the experimenter PC via the relay server 210 (S4) in real time.
  • the experimenter PC is configured to receive only the data related to the experiment via the relay server 210, and the experimenter PC cannot access data other than the test subject.
  • the experimenter accesses the file on the relay server by the experimenter PC.
  • FIG. 4 is a hardware block diagram of the host PC (data processing unit 32).
  • the hardware of the data processing unit 32 is not particularly limited, but a general-purpose computer can be used.
  • the computer main body 2010 of the data processing unit 32 stores a CPU 2040, a bus 2050 connected to the disk drive 2030 and the memory drive 2020, and a program such as a bootup program.
  • a RAM 2070 connected to a ROM 2060 for storing, temporarily storing application program instructions and providing a temporary storage space, and a nonvolatile storage device 2080 for storing application programs, system programs, and data And a communication interface 2090 for communicating with the MRI apparatus 10 and the relay server 210.
  • the nonvolatile storage device 2080 it is possible to use a hard disk (HDD) or a solid state drive (SSD).
  • Each function of the data processing unit 32 is realized by arithmetic processing executed by the CPU 2040 based on a program.
  • a program that causes the data processing unit 32 to execute the functions of the above-described embodiments is stored in the CD-ROM 2200 or the memory medium 2210, inserted into the disk drive 2030 or the memory drive 2020, and further stored in the nonvolatile storage device 2080. May be forwarded.
  • the program is loaded into the RAM 2070 at the time of execution.
  • the data processing unit 32 further includes a keyboard 2100 and a mouse 2110 as input devices, and a display 2120 as an output device.
  • the program for functioning as the data processing unit 32 as described above does not necessarily include an operating system (OS) that causes the computer main body 2010 to execute functions such as an information processing apparatus.
  • the program only needs to include an instruction portion that calls an appropriate function (module) in a controlled manner and obtains a desired result. How the data processing unit 32 operates is well known, and detailed description thereof is omitted.
  • the computer that executes the program may be singular or plural. That is, centralized processing may be performed, or distributed processing may be performed.
  • relay server 210 the experimenter PC, and the like have the same hardware configuration as that of the data processing unit 32, and thus description thereof will not be repeated.
  • the slice position of MRI head imaging data to be newly imaged at a certain measurement time (a certain measurement date) is automatically set as the slice position of the past MRI head imaging data for the same subject. Process to match. The purpose is to reduce the error.
  • FIG. 5 and FIG. 6 are diagrams illustrating the comparison between the past slice position and the slice position in the process of starting a new measurement.
  • FIGS. 5 (a) and 6 (a) show slice positions and cross-sectional images of past MRI head imaging data
  • FIGS. 5 (b) and 6 (b) try to image a new MRI head. Indicates the slice position of the imaging data.
  • ⁇ Slice positions can be adjusted even in image processing performed after the measurement is completed, but there are problems such as a decrease in resolution and calculation time.
  • the slice position and tilt can be adjusted manually, but there are the following problems.
  • processing for matching the slice position and the slice direction (tilt) in two different measurements is performed using the mutual information amount between the two images before starting measurement as follows. .
  • FIG. 7 and 8 are flowcharts for explaining the alignment processing of the MRI imaging slice.
  • MRI cross-sectional imaging is performed and a structure image is acquired (S104).
  • MRI cross-sectional imaging is performed on the functional image (S106), and if it is the first image, it is registered in the storage unit 36 as the original image of the MRI cross-sectional image (S112).
  • the brain activity is measured by the functional image in fMRI (S110).
  • the imaging conditions of the pilot image are the same as the original image except for the slice position / angle (slice thickness, number of slices, viewing angle, resolution, etc.).
  • the position / angle of the slice is determined by the three-axis horizontal movement and the three-axis rotation angle with respect to the origin of the MRI coordinate system.
  • the data processing unit 32 performs alignment processing between the original image and the pilot image (S210).
  • the displacement between both images is modeled by rigid body transformation with three-axis horizontal movement and three-axis rotation angle as transformation parameters.
  • a conversion parameter that maximizes the mutual information is calculated by an optimization algorithm such as the Powell conjugate direction method.
  • the position and angle parameters of the slice are calculated and stored in the storage unit 36 so as to minimize the error of the slice position and angle of the pilot image with respect to the original image by the alignment process (S212).
  • the slice position and angle are corrected (S214), an MRI cross-sectional image (functional image) is taken (S216), and brain activity is measured (S218).
  • FIG. 9 is a flowchart for explaining the alignment process shown in FIG.
  • the original MRI image (DICOM (Digital Imaging and Communications in Medicine) data) and the pilot MRI image (DICOM data) are read from the storage unit 36 (S300, S302).
  • the DICOM data is converted into Nifti format (S304, S306).
  • each image is converted into, for example, an 8-bit gradation image and subjected to smoothing processing (S312, S314, S316, S318).
  • the data processing unit 32 calculates an integrated histogram from both images (S320), and smoothes the integrated histogram (S322).
  • the data processing unit 32 calculates the mutual information amount from the smoothed integrated histogram (S324).
  • the original MRI image is f
  • the pilot MRI image is g
  • the transformation matrix of rigid body transformation having the three-axis horizontal movement and the three-axis rotation angle as transformation parameters is M.
  • the mutual information amount is expressed as follows.
  • the transformation matrix M is calculated as follows.
  • the position of the subject's head in the MRI apparatus is different between the first day and the second day and thereafter, strictly, it is defined by the coordinate system of the MRI apparatus set at the time of MRI imaging on the first day. Even if the obtained slice position is applied as it is from the second day onward, the imaging section of the head on the MRI image is not the same. Therefore, in more detail, a calculation for obtaining the same imaging cross section is performed in the coordinate system on the MRI image (tomographic image), and the result is converted into a position in the coordinate system of the MRI apparatus after the second day. Thus, it is used for correcting the slice positions after the second day.
  • MRI imaging data file transfer In the MRI imaging data file transfer process, MRI imaging data for brain activity measurement is transferred to the relay server 210 simultaneously with imaging.
  • the MRI image for brain activity measurement When the MRI image for brain activity measurement is taken, it is output as an image data file immediately after. I want to analyze it with an analysis PC and feed it back to the subject with numerical values or images. However, considering the protection of patient privacy and the like, it is not preferable that the experimenter PC is directly connected to the host PC. Further, as described above, if an experimenter PC that is not originally configured as a system for controlling the MRI apparatus is directly connected to the MRI apparatus, the experimental system may become unstable.
  • 10 and 11 are diagrams for explaining the connection relationship between the host PC and the experimenter PC.
  • a part network (measurement system network) related to MRI control and a network related to analysis (experimental network) are configured independently.
  • a first access area accessible from the experimenter PC is prepared in the relay server 210 by a file sharing protocol such as SMB (Server Message Block) and CIFS (Common Internet File System).
  • SMB Server Message Block
  • CIFS Common Internet File System
  • a second access area that can be accessed from the relay server 210 using a file sharing protocol such as SMB and CIFS is prepared.
  • MRI data output by MRI imaging is output as an electronic file to the second access area of the host PC.
  • the relay server 210 is equipped with a file transfer program that constantly monitors the second access area of the host PC and synchronizes with the first access area.
  • the experimenter PC accesses the first access area of the relay server 210 and acquires MRI data. Access from the experimenter PC to the host PC or the MRI apparatus is prohibited.
  • the brain activity measuring device and the brain activity measuring method according to the present invention can be applied to perceptual learning, rehabilitation for persons with disabilities, sports relaxation, and the like.

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Abstract

【課題】複数回に分けて行われる機能的核磁気共鳴画像法による計測において、測定の再現性を厳密に保証することが可能な脳活動測定装置を提供する。 【解決手段】ＭＲＩ装置１０において、データ処理部３２は、過去の測定において撮像され記憶部３６に記憶されたオリジナル断層画像と、現在の撮像処理において撮像されたパイロット断層画像との相互情報量が極大となるように、オリジナル断層画像とパイロット断層画像の間の剛体変換を決定し、決定された剛体変換のパラメータに基づいて、現在の撮像処理における断層画像のスライス画像の位置および方向を補正する。

Description

脳活動測定装置および脳活動測定方法
　この発明は、脳活動測定装置および脳活動測定方法に関する。
　近年、バーチャル・リアリティ（ＶＲ）等コンピュータ・グラフィックス（ＣＧ）技術を利用して訓練を行う訓練システムとして、被訓練者の生体反応を測定しながら訓練を行うものがある（たとえば、特開２００４－２９４５９３号公報（以下「‘５９３号文献」と呼ぶ。）、特開２００７－２６４０５５号公報（以下「’０５５号文献」と呼ぶ。）を参照）。この‘５９３号文献に開示された訓練支援装置では、被訓練者の生体反応として脳の活動領域を近赤外光により検出し、障害を有する被訓練者のリハビリテーション及びイメージトレーニングを手助けするものである。この訓練支援装置では、訓練として課された計算課題又は記憶課題等を行っている最中の被訓練者の脳の活動領域を測定し、訓練終了後に訓練の効果を確認する、というものである。また、’０５５号文献には、訓練中の被訓練者の生体反応に応じて訓練シナリオを常に最適なものとする訓練システムが開示されている。
　このように、本来感知することのできない生理学的な指標を科学的にとらえ、対象者に知覚できるようにフィードバックして体内状態を制御する技術を、「バイオフィードバック」と呼ぶ。従来のバイオフィードバックは、脈拍及び呼吸等の生体情報が用いられる場合はあるものの、主として、人からの脳波による出力を画像及び音等視聴覚等で感知できる形態へ変換してフィードバックする。脳波の状態をリアルタイムで知ることができるため、自ら脳波の状態を制御するために役立つ技術である。
　ところで、人の感覚・知覚システムは、周囲を取り巻く環境に応じて常に変化する。こうした変化の大半は、発達早期の決まった段階、すなわち「臨界期」と呼ばれる時期に起こる。しかし、成人においても、周辺環境の重要な変化に適応できる程度には感覚・知覚システムの可塑性が保たれる。たとえば、成人が特定の知覚刺激を使った訓練を受けたり、特定の知覚刺激に曝露されたりすることによって、その訓練課題の成績あるいは知覚刺激への感度が向上し、さらに、その訓練結果が数ヶ月から数年間維持されることがWatanabeらにより報告されている（T.　Watanabe,　J.　E.　Nanez　Sr,　S.　Koyama,　I.Mukai,　J.　Liederman　and　Y.　Sasaki:　Greater　plasticity　in　lower-level　than　higher-level　visual　motion　processing　in　a　passive　perceptual　learning　task.　Nature　Neuroscience,　5,　1003-1009,　2002.）。こうした変化は知覚学習と呼ばれ、すべての感覚器、すなわち視覚、聴覚、嗅覚、味覚、及び触覚のそれぞれにおいて起こることが確認されている。
　このようなバイオフィードバックにおいて、脳波ではなく、核磁気共鳴画像法（ＭＲＩ:Magnetic　Resonance　Imaging）を利用して、ヒトの脳の活動に関連した血流動態反応を視覚化する方法の機能的核磁気共鳴画像法（ｆＭＲＩ：functional　Magnetic　Resonance　Imaging）を応用した報告がNikolaus　Weiskopfによりされている（Nikolaus　Weiskopf,　“Real-time　fＭＲＩ　and　its　application　to　neurofeedback”,　NeuroImage　62　(2012)　682-692）。さらに、特に、このような方法において、学習対象となる刺激を直接被験者に与えることなく、脳の活動を検出し、かつ、脳活動をデコードして、所望の脳活動との近似度のみを被験者にフィードバックすることで、「知覚学習」が可能であることについてはShibataらにより報告されている（Kazuhisa　Shibata,　Takeo　Watanabe,　Yuka　Sasaki,　Mitsuo　Kawato,　“Perceptual　Learning　Incepted　by　Decoded　fMRI　Neurofeedback　Without　Stimulus　Presentation”,　SCIENCE　VOL　334　9　DECEMBER　2011.）。このようなバイオフィードバックの方法を、デコーディッドニューロフィードバック法（ＤｅｃＮｅｆ法：Decoded　NeuroFeedback法）と呼ぶ。
　このような核磁気共鳴画像法について、簡単に説明すると、以下のとおりである。
　すなわち、従来から、生体の脳又は全身の断面を画像する方法として、生体中の原子、特に、水素原子の原子核に対する核磁気共鳴現象を利用した核磁気共鳴画像法が、人間の臨床画像診断等に使用されている。
　核磁気共鳴画像法は、それを人体に適用する場合、同様の人体内断層画像法である「Ｘ線ＣＴ」に比較して、たとえば、以下のような特徴がある。
　（１）水素原子の分布と、その信号緩和時間（原子の結合の強さを反映）に対応した濃度の画像が得られる。このため、組織の性質の差異に応じた濃淡を呈し、組織の違いを観察しやすい。
　（２）磁場は、骨による吸収がない。このため、骨に囲まれた部位（頭蓋内、脊髄等）を観察しやすい。
　（３）Ｘ線のように人体に害になるということがないので、広範囲に活用できる。
　このような核磁気共鳴画像法は、人体の各細胞に最も多く含まれ、かつ最も大きな磁性を有している水素原子核（陽子）の磁気性を利用する。水素原子核の磁性を担うスピン角運動量の磁場内での運動は、古典的には、コマの歳差運動にたとえられる。
　以下、本発明の背景の説明のために、この直感的な古典的モデルで、簡単に核磁気共鳴の原理をまとめておく。
　上述したような水素原子核のスピン角運動量の方向（コマの自転軸の方向）は、磁場のない環境では、ランダムな方向を向いているものの、静磁場を印加すると、磁力線の方向を向く。
　この状態で、さらに振動磁界を重畳すると、この振動磁界の周波数が、静磁界の強さで決まる共鳴周波数ｆ０＝γＢ０／２π（γ：物質に固有の係数）であると、共鳴により原子核側にエネルギーが移動し、磁化ベクトルの方向が変わる（歳差運動が大きくなる）。この状態で、振動磁界を切ると、歳差運動は、傾き角度を戻しながら、静磁界における方向に復帰していく。この過程を外部からアンテナコイルにより検知することで、ＮＭＲ信号を得ることができる。
　このような共鳴周波数ｆ０は、静磁界の強度がＢ０（Ｔ）であるとき、水素原子では、４２．６×Ｂ０（ＭＨｚ）となる。
　さらに、核磁気共鳴画像法では、血流量の変化に応じて、検出される信号に変化が現れることを用いて、外部刺激等に対する脳の活動部位を視覚化することも可能である。このような核磁気共鳴画像法を、特に、ｆＭＲＩと呼ぶ。
　ｆＭＲＩでは、装置としては通常のＭＲＩ装置に、さらに、ｆＭＲＩ計測に必要なハードおよびソフトを装備したものが使用される。
　ここで、血流量の変化がＮＭＲ信号強度に変化をもたらすのは、血液中の酸素化および脱酸素化ヘモグロビンは磁気的な性質が異なることを利用している。酸素化ヘモグロビンは反磁性体の性質があり、周りに存在する水の水素原子の緩和時間に影響を与えないのに対し、脱酸素化ヘモグロビンは常磁性体であり、周囲の磁場を変化させる。したがって、脳が刺激を受け、局部血流が増大し、酸素化ヘモグロビンが増加すると、その変化分をＭＲＩ信号として検出する事ができる。被験者への刺激は、たとえば、視覚による刺激若しくは聴覚による刺激、又は所定の課題（タスク）の実行等が用いられることが特開２０１１－０００１８４号公報に開示されている。
　ここで、脳機能研究においては、微小静脈及び毛細血管における赤血球中の脱酸素化ヘモグロビンの濃度が減少する現象（ＢＯＬＤ効果）に対応した水素原子の核磁気共鳴信号（ＭＲＩ信号）の上昇を測定することによって脳の活動の測定が行われている。
　特に、人の運動機能に関する研究では、被験者に何らかの運動を行わせつつ、上記ＭＲＩ装置によって脳の活動を測定することが行われている。上記被験者が行う動作（タスク）としては、たとえば、物体の把持運動等が考えられ、把持力検出装置の検出部を被験者が把持することにより、この把持力検出装置に作用する力を検出しつつ、被験者が上記把持運動を行う際の脳活動を上記ＭＲＩ装置により測定する。
　ところで、ヒトの場合、非侵襲的な脳活動の計測が必要であり、この場合、ｆＭＲＩデータから、より詳細な情報を抽出できるデコーディング技術が発達してきている（Kamitani　Y,　Tong　F.　Decoding　the　visual　and　subjective　contents　of　the　human　brain.　Nat　Neurosci.　2005;　8:　679-85.）。知覚学習に対するタスクについて、このようなデコーディング技術を応用したものが、上述したＤｅｃＮｅｆ法である。
　ただし、上述したようなＤｅｃＮｅｆ法では、機能的核磁気共鳴画像法により計測される脳活動の変化を、リアルタイムまたはリアルタイムに近い状態でデコーディングする必要があるだけではなく、たとえば、デコーディングした結果をフィードバックしながら実施するタスクを複数日にわたって、複数回に分けて行う必要がある。この場合、各回によって、たとえば、装置に対する被験者の頭の位置及び方向が必ずしも一致するとは限らない。しかし、複数日にわたるタスクを複数回にわたって正確に行うためには、ＭＲＩ装置からの測定信号が、各回で再現性よく取得できることが必要になる。
　また、ＭＲＩ装置は、基本的には医療用途で使用される装置であって、ある機関に設置されている場合に、当該機関の検査技師等により患者のプライバシーに直接関わる患者の検査が行われるという作業と、実験的に、あるいは、検査又は治療用途であっても、他機関の医師又は研究者が、当該装置を使用して行う作業とが、混在して運用される可能性もある。このような場合には、当該装置の運営を、このような各患者のプライバシー保護を図りつつ行うことが必要となる。
　また、このような他機関の医師又は研究者が、ＭＲＩ装置を利用する場合、必ずしも、ＭＲＩ装置に本来装備されたコンピュータ等だけで作業を行うことができず、このような本来のコンピュータ以外の他のコンピュータ機器を使用して、作業を行うことが必要となる場合がある。ただし、このような場合でも、ＭＲＩ装置から取得されるデータを安定的に他のコンピュータ機器でも取得でき、かつ、本来のコンピュータには、このような他の機器の影響が及ばないようなシステムとすることも必要となる。
　この発明は、上記のような問題点を解決するためになされたものであって、その目的は、複数回に分けて行われる機能的核磁気共鳴画像法による計測において、測定の再現性を厳密に保証することが可能な脳活動測定装置および脳活動測定方法を提供することである。
　この発明の他の目的は、複数の操作主体により運営される場合でも、安定的な運営を可能とし、患者のプライバシーの保護を図ることを可能とする脳活動測定装置および脳活動測定方法を提供することである。
　この発明の１つの局面において、脳活動測定装置は、被験者からの核磁気共鳴に起因する検出信号を検知して、被測定対象の断層画像を生成する。この脳活動測定装置は、被測定対象に静磁場を印加するための静磁場印加装置と、被測定対象の選択された断面内において、検出信号を発する原子核の位置情報を検出信号が有するように変調した磁場を被測定対象に印加するための傾斜磁場印加装置と、被測定対象に対して電磁波を印加し、被測定対象からの検出信号を検知するための電磁波送受信装置と、電磁波を電磁波送受信手段に与え、検出信号を受けてスライスに対する断層画像を生成するための断層撮影制御装置と、撮像された断層画像を記憶するための記憶装置とを備える。断層撮影制御装置は、ｉ）過去の測定において撮像され記憶装置に記憶された被験者についての基準断層画像と、現在の撮像処理において撮像された被験者についての予備断層画像との相互情報量が極大となるように、基準断層画像と予備断層画像の間の３次元の剛体変換を決定し、ｉｉ）決定された剛体変換のパラメータに基づいて、現在の撮像処理において、傾斜磁場印加装置を制御することで、断層画像のスライスの位置および方向を補正する。
　好ましくは、断層撮影制御装置は、基準断層画像と予備断層画像とにより断層画像の座標系で決定された剛体変換のパラメータに基づいて、脳活動測定装置の座標系でのスライス位置の補正を行う。
　好ましくは、断層撮影制御装置は、撮像された断層画像に基づき、バイオフィードバックを被験者に与えるための提示装置をさらに備える。
　好ましくは、バイオフィードバックは、デコーディッドニューロフィードバック法に基づくバイオフィードバックである。
　好ましくは、脳活動測定装置は、第１のネットワークで中継サーバと通信するためのネットワークインタフェース装置をさらに備え、中継サーバは、ネットワークインタフェース装置により転送された断層画像データを、第１のネットワークとは独立な第２のネットワークを介して、端末装置に転送する。
　この発明の他の局面に従う脳活動測定方法は、被験者からの核磁気共鳴に起因する検出信号を検知して、被測定対象の断層画像を生成する。この脳活動測定方法は、被測定対象に静磁場を印加するステップと、被測定対象の選択された断面内において、検出信号を発する原子核の位置情報を検出信号が有するように変調した磁場を被測定対象に印加するステップと、被測定対象に対して電磁波を印加し、被測定対象からの検出信号を検知するステップと、演算装置が、検出信号を受けてスライスに対する断層画像を生成するステップと、撮像された断層画像を記憶装置に記憶するステップとを備える。演算装置が断層画像を生成するステップは、過去の測定において撮像され記憶装置に記憶された被験者についての基準断層画像と、現在の撮像処理において撮像された被験者についての予備断層画像との相互情報量が極大となるように、基準断層画像と予備断層画像の間の３次元の剛体変換の変換行列を決定するステップと、決定された変換行列のパラメータに基づいて、傾斜磁場印加装置を制御することで、断層画像のスライスの位置および傾きを補正するステップとを含む。
　好ましくは、演算装置は、補正するステップにおいて、基準断層画像と予備断層画像とにより断層画像の座標系で決定された剛体変換のパラメータに基づいて、脳活動測定装置の座標系でのスライス位置の補正を行う。
　より好ましくは、脳活動測定装置は、第１のネットワークで中継サーバと通信するためのネットワークインタフェースを備える。脳活動測定方法は、中継サーバが、ネットワークインタフェースにより転送された断層画像データを、第１のネットワークとは独立な第２のネットワークを介して、端末装置に転送するステップをさらに備える。
　この発明によれば、複数回に分けて行われる機能的核磁気共鳴画像法による計測において、測定の再現性を厳密に保証することが可能である。
　また、この発明によれば、複数の操作主体により運営される場合でも、安定的な運営を可能とし、患者のプライバシーの保護を図ることを可能とする。
ＭＲＩ装置１０の全体構成を示す模式図である。 ＭＲＩ装置１０およびその設置環境の外部構成を示す外観図である。 ＭＲＩ装置１０に対する制御系統を説明するための概念図である。 ホストＰＣ（データ処理部３２）のハードウェアブロック図である。 過去のスライス位置と、新規に測定を開始しようとする課程でのスライス位置とを対比して説明する図である。 過去のスライス位置と、新規に測定を開始しようとする課程でのスライス位置とを対比して説明する図である。 ＭＲＩ撮像スライスの位置合わせの処理を説明するためのフローチャートである。 ＭＲＩ撮像スライスの位置合わせの処理を説明するためのフローチャートである。 ＭＲＩ撮像スライスの位置合わせの処理を説明するためのフローチャートである。 ホストＰＣと実験者ＰＣとの接続関係を説明するための図である。 ホストＰＣと実験者ＰＣとの接続関係を説明するための図である。
　以下、本発明の実施の形態のＭＲＩシステムの構成について、図に従って説明する。なお、以下の実施の形態において、同じ符号を付した構成要素および処理工程は、同一または相当するものであり、必要でない場合は、その説明は繰り返さない。
［実施の形態１］
　図１は、ＭＲＩ装置１０の全体構成を示す模式図である。
　図１に示すように、ＭＲＩ装置１０は、被検者２の関心領域に制御された磁場を付与してＲＦ波を照射する磁場印加機構１１と、この被検者２からの応答波（ＮＭＲ信号）を受信してアナログ信号を出力する受信コイル２０と、この被検者２に付与される磁場を制御するとともにＲＦ波の送受信を制御する駆動部２１と、この駆動部２１の制御シーケンスを設定するとともに各種データ信号を処理して画像を生成するデータ処理部３２とを備える。
　なお、ここで、被検者２が載置される円筒形状のボアの中心軸をＺ軸にとりＺ軸と直交する水平方向にＸ軸及び鉛直方向にＹ軸を定義する。
　ＭＲＩ装置１０は、このような構成であるので、磁場印加機構１１により印加される静磁場により、被検者２を構成する原子核の核スピンは、磁場方向（Ｚ軸）に配向するとともに、この原子核に固有のラーモア周波数でこの磁場方向を軸とする歳差運動を行う。
　そして、このラーモア周波数と同じＲＦパルスを照射すると、原子は共鳴しエネルギーを吸収して励起され、核磁気共鳴現象（ＮＭＲ現象；Nuclear　Magnetic　Resonance）が生じる。この共鳴の後に、ＲＦパルス照射を停止すると、原子はエネルギーを放出して元の定常状態に戻る緩和過程で、ラーモア周波数と同じ周波数の電磁波（ＮＭＲ信号）を出力する。
　この出力されたＮＭＲ信号を被検者２からの応答波として受信コイル２０で受信し、データ処理部３２において、被検者２の関心領域が画像化される。
　磁場印加機構１１は、静磁場発生コイル１２と、傾斜磁場発生コイル１４と、ＲＦ照射部１６と、被検者２をボア中に載置する寝台１８とを備える。
　被験者２は、寝台１８に、たとえば、仰臥する。被験者２は、特に限定されないが、たとえば、プリズムメガネ４により、Ｚ軸に対して垂直に設置されたディスプレイ６に表示される画面を見ることができる。このディスプレイ６の画像により、被験者２に視覚刺激が与えられる。なお、被験者２への視覚刺激は、被験者２の目前にプロジェクタにより画像が投影される構成であってもよい。
　このような視覚刺激は、上述したＤｅｃＮｅｆ法のようなバイオフィードバックでは、フィードバック情報の提示に相当する。特に、ＤｅｃＮｅｆ法では、ｆＭＲＩによる機能画像に基づいて、脳の活動を検出し、かつ、脳活動をデコードして、所望の脳活動との近似度のみを被験者にフィードバックすることになる。
　駆動部２１は、静磁場電源２２と、傾斜磁場電源２４と、信号送信部２６と、信号受信部２８と、寝台１８をＺ軸方向の任意位置に移動させる寝台駆動部３０とを備える。
　データ処理部３２は、操作者（図示略）から各種操作及び情報入力を受け付ける入力部４０と、被検者２の関心領域に関する各種画像及び各種情報を画面表示する表示部３８と、表示部３８の画面表示を制御する表示制御部３４と、各種処理を実行させるプログラム・制御パラメータ・画像データ（後述する構造画像等）及びその他の電子データを記憶する記憶部３６と、駆動部２１を駆動させる制御シーケンスを発生させる等の各機能部の動作を制御する制御部４２と、駆動部２１との間で各種信号の送受信を実行するインタフェース部４４と、関心領域に由来する一群のＮＭＲ信号からなるデータを収集するデータ収集部４６と、このＮＭＲ信号のデータに基づいて画像を形成する画像処理部４８と、ネットワークとの間で通信を実行するためのネットワークインタフェース部５０を備える。
　また、データ処理部３２は、専用コンピュータである場合の他、各機能部を動作させる機能を実行する汎用コンピュータであって、記憶部３６にインストールされたプログラムに基づいて、指定された演算、データ処理、又は制御シーケンスの発生をさせるものである場合も含まれる。以下では、データ処理部３２は、汎用コンピュータであるものとして説明する。
　静磁場発生コイル１２は、Ｚ軸周りに巻回される螺旋コイルに静磁場電源２２から供給される電流を流して誘導磁場を発生させ、ボアにＺ軸方向の静磁場を発生させるものである。このボアに形成される静磁場の均一性の高い領域に被検者２の関心領域を設定することになる。ここで、静磁場発生コイル１２は、より詳しくは、たとえば、４個の空芯コイルから構成され、その組み合わせで内部に均一な磁界を作り、被験者２の体内の所定の原子核、より特定的には水素原子核のスピンに配向性を与える。
　傾斜磁場発生コイル１４は、Ｘコイル、Ｙコイル及びＺコイル（図示省略）から構成され、円筒形状を示す静磁場発生コイル１２の内周面に設けられる。
　これらＸコイル、Ｙコイル及びＺコイルは、それぞれＸ軸方向、Ｙ軸方向及びＺ軸方向を順番に切り替えながら、ボア内の均一磁場に対し傾斜磁場を重畳させ、静磁場に強度勾配を付与する。Ｚコイルは励起時に、磁界強度をＺ方向に傾斜させて共鳴面を限定し、Ｙコイルは、Ｚ方向の磁界印加の直後に短時間の傾斜を加えて検出信号にＹ座標に比例した位相変調を加え（位相エンコーディング）、Ｘコイルは、続いてデータ採取時に傾斜を加えて、検出信号にＸ座標に比例した周波数変調を与える（周波数エンコーディング）。
　この重畳される傾斜磁場の切り替えは、制御シーケンスに従って、Ｘコイル、Ｙコイル及びＺコイルにそれぞれ異なるパルス信号が傾斜磁場電源２４から出力されることにより実現される。これにより、ＮＭＲ現象が発現する被検者２の位置を特定することができ、被検者２の画像を形成するのに必要な三次元座標上の位置情報が与えられる。
　ここで、上述のように、３組の直交する傾斜磁場を用いて、それぞれにスライス方向、位相エンコード方向、および周波数エンコード方向を割り当ててその組み合わせにより様々な角度から撮影を行える。たとえば、Ｘ線ＣＴ装置で撮像されるものと同じ方向のトランスバーススライスに加えて、それと直交するサジタルスライス及びコロナルスライス、更には面と垂直な方向が３組の直交する傾斜磁場の軸と平行でないオブリークスライス等について撮像することができる。このようなスライス面の位置及び方向（傾き）の設定のための制御については、特開２００４－２４９１８号公報に開示されている。
　後に説明するように、複数回に分けて、ＭＲＩ装置による測定が行われる場合にも、スライス位置、スライスの方向を上記のような機能により、一致させるように制御することが可能となる。
　ＲＦ照射部１６は、制御シーケンスに従って信号送信部２６から送信される高周波信号に基づいて、被検者２の関心領域にＲＦ（Radio　Frequency）パルスを照射するものである。
　なお、ＲＦ照射部１６は、図１において、磁場印加機構１１に内蔵されているが、寝台１８に設けられたり、又は、受信コイル２０と一体化されたりしていてもよい。
　受信コイル２０は、被検者２からの応答波（ＮＭＲ信号）を検出するものであって、このＮＭＲ信号を高感度で検出するために、被検者２に近接して配置されている。
　ここで、受信コイル２０には、ＮＭＲ信号の電磁波がそのコイル素線を切ると電磁誘導に基づき微弱電流が生じる。この微弱電流は、信号受信部２８において増幅され、さらにアナログ信号からデジタル信号に変換されデータ処理部３２に送られる。
　すなわち、静磁界にＺ軸傾斜磁界を加えた状態にある被験者２に、共鳴周波数の高周波電磁界を、ＲＦ照射部１６を通じて印加すると、磁界の強さが共鳴条件になっている部分の所定の原子核、たとえば、水素原子核が、選択的に励起されて共鳴し始める。共鳴条件に合致した部分（たとえば、被験者２の所定の厚さの断層）にある所定の原子核が励起され、スピンがいっせいに回転する。励起パルスを止めると、受信コイル２０には、今度は、回転しているスピンが放射する電磁波が信号を誘起し、しばらくの間、この信号が検出される。この信号によって、被験者２の体内の、所定の原子を含んだ組織を観察する。そして、信号の発信位置を知るために、ＸとＹの傾斜磁界を加えて信号を検知する、という構成になっている。
　画像処理部４８は、記憶部３６に構築されているデータに基づき、励起信号を繰り返し与えつつ検出信号を測定し、１回目のフーリエ変換計算により、共鳴の周波数をＸ座標に還元し、２回目のフーリエ変換でＹ座標を復元して画像を得て、表示部３８に対応する画像を表示する。
　図２は、ＭＲＩ装置１０およびその設置環境の外部構成を示す外観図である。
　図２に示すように、ＭＲＩが設置される環境には、ＭＲＩ装置１０に対する操作を行うためのデータ処理部３２が設置されるオペレーション室２０２と、後に説明するように、他の機関の実験者等が測定結果をモニタするための端末が設置される次室２０４とが設けられる。
　図３は、ＭＲＩ装置１０に対する制御系統を説明するための概念図である。
　まず、ＭＲＩ装置１０で計測が実行され（Ｓ１）、計測されたデータは、ホストＰＣ（データ処理部３２）に転送される（Ｓ２）。操作者は、このホストＰＣを介して、ＭＲＩ装置１０を制御する。さらに、ホストＰＣに転送されたデータは、中継サーバ２１０に転送される（Ｓ３）。
　次室２０４では、実験者が、中継サーバ２１０を介して実験者ＰＣに転送された（Ｓ４）データをリアルタイムにモニタする。
　実験者ＰＣは、中継サーバ２１０を介して、実験に関するデータのみの転送を受ける構成となっており、実験対象となっている被験者以外のデータに対して、実験者ＰＣはアクセスすることができない。
　特に、上述したＤｅｃＮｅｆ法での実験においては、以下のような処理が行われる。
　　（１）被験者に対する本日の撮像位置を、同一の被験者についての過去の実験のそれと合わせる（ＭＲＩ撮像スライスの位置合わせ）。
　　（２）ＭＲＩデータがホストＰＣにリアルタイムに出力される。
　　（３）ホストＰＣのＭＲＩデータが中継サーバにコピーされる（ＭＲＩ撮像データのファイル転送）。
　　（４）実験者が実験者ＰＣにより中継サーバのファイルにアクセスする。
　（１）のＭＲＩ撮像スライスの位置合わせと、（３）のＭＲＩ撮像データのファイル転送については、後に詳しく説明する。
　図４は、ホストＰＣ（データ処理部３２）のハードウェアブロック図である。
　データ処理部３２のハードウェアとしては、特に限定されないが、汎用コンピュータを使用することが可能である。
　図４において、データ処理部３２のコンピュータ本体２０１０は、メモリドライブ２０２０、ディスクドライブ２０３０に加えて、ＣＰＵ２０４０と、ディスクドライブ２０３０及びメモリドライブ２０２０に接続されたバス２０５０と、ブートアッププログラム等のプログラムを記憶するためのＲＯＭ２０６０とに接続され、アプリケーションプログラムの命令を一時的に記憶するとともに一時記憶空間を提供するためのＲＡＭ２０７０と、アプリケーションプログラム、システムプログラム、及びデータを記憶するための不揮発性記憶装置２０８０と、ＭＲＩ装置１０および中継サーバ２１０と通信するための通信インタフェース２０９０とを含む。なお、不揮発性記憶装置２０８０としては、ハードディスク（ＨＤＤ）又はソリッドステートドライブ（ＳＳＤ：Solid　State　Drive）等を使用することが可能である。
　ＣＰＵ２０４０が、プログラムに基づいて実行する演算処理により、データ処理部３２の各機能が実現される。
　データ処理部３２に、上述した実施の形態の機能を実行させるプログラムは、ＣＤ－ＲＯＭ２２００、またはメモリ媒体２２１０に記憶されて、ディスクドライブ２０３０またはメモリドライブ２０２０に挿入され、さらに不揮発性記憶装置２０８０に転送されても良い。プログラムは実行の際にＲＡＭ２０７０にロードされる。
　データ処理部３２は、さらに、入力装置としてのキーボード２１００およびマウス２１１０と、出力装置としてのディスプレイ２１２０とを備える。
　上述したようなデータ処理部３２として機能するためのプログラムは、コンピュータ本体２０１０に、情報処理装置等の機能を実行させるオペレーティングシステム（ＯＳ）は、必ずしも含まなくても良い。プログラムは、制御された態様で適切な機能（モジュール）を呼び出し、所望の結果が得られるようにする命令の部分のみを含んでいれば良い。データ処理部３２がどのように動作するかは周知であり、詳細な説明は省略する。
　また、上記プログラムを実行するコンピュータは、単数であってもよく、複数であってもよい。すなわち、集中処理を行ってもよく、あるいは分散処理を行ってもよい。
　なお、中継サーバ２１０及び実験者ＰＣ等も、ハードウェア構成としては、データ処理部３２の構成と同様であるので、説明は繰り返さない。
（ＭＲＩ撮像スライスの位置合わせ）
　ＭＲＩ撮像スライスの位置合わせ処理では、同一の被験者について、ある測定回（ある測定日）に新規に撮像するＭＲＩ頭部撮像データのスライス位置を、過去のＭＲＩ頭部撮像データのスライス位置と、自動的に合わせる処理を行う。誤差を小さくすることが目的である。
　ＤｅｃＮｅｆ法等のニューロフィードバックでは、ｆＭＲＩ計測による経時的な被験者の学習効果の測定、及びその測定結果を元に計算した情報を映像等にして被験者にフィードバックする処理が行われる。過去のfＭＲＩ計測のスライス位置と現在のそれを一致させることが、誤差の少ない測定を実現するために重要である。
　図５および図６は、このような過去のスライス位置と、新規に測定を開始しようとする課程でのスライス位置とを対比して説明する図である。
　図５（ａ）および図６（ａ）は、過去のＭＲＩ頭部撮像データのスライス位置および断面画像を示し、図５（ｂ）および図６（ｂ）は、新規にＭＲＩ頭部を撮像しようとする際の撮像データのスライス位置を示す。
　図５および図６では、やや誇張して記載しているが、測定日が異なる等により撮像をリセットしてやり直すような場合、スライスの位置および方向（傾き）は、必ずしも一致しない。
　この結果、図５に示すように、画面中央の位置がほぼ同じ位置となるようなスライス画像でも、両者の画像は、全体としては一致しない。ｆＭＲＩ画像をニューロフィードバックに用いる場合、特定の脳領域からリアルタイムに計測されたデータに基づいて、被験者に計測結果に基づく情報をフィードバックする必要があるため、このようにスライス位置および方向（傾き）が異なると、実験の精度に影響を与える。
　計測終了後に行う画像処理でもスライス位置を合わせることはできるが、解像度が落ちる・計算時間を要する等の問題がある。
　また、スライス位置及び傾きを手作業で合わせることもできるが、以下の問題がある。
　　ｉ）誤差の小さな位置合わせのためには、操作者の高い技能・熟練度が要求される。
　　ｉｉ）過去のfＭＲＩ画像との比較を目視で行うため、非常に時間が掛かる。
　　ｉｉｉ）同一操作者でも位置合わせの品質にばらつきがある。
　そこで、本実施の形態では、以下のようにして、計測開始前に２つの画像間の相互情報量を用いて、２つの異なる測定におけるスライス位置およびスライスの方向（傾き）を一致させる処理を行う。
　なお、ＭＲＩとＰＥＴ等のようにイメージング方法の異なる画像（マルチモーダル画像）の間の位置合わせに関して、このような画像間の相互情報量とこれを用いた位置合わせについて、以下の文献に開示がある。
　文献：　Frederik　Maes,　Andre　Collignon,　Dirk　Vandermeulen,　Guy　Marchal,　and　Paul　Suetens,　“Multimodality　Image　Registration　by　Maximization　of　Mutual　Information”,　IEEE　TRANZACTIONS　ON　MEDICAL　IMAGING,　VOL.16,　No.2,　APRIL,　1997,　pp.187-198
　文献：　Andre　Collignon,　Frederik　Maes,　Dominique　Delaere,　Dirk　Vandermeulen,　Paul　Suetens,　Guy　Marchal,　“Automated　multi-modality　image　registration　based　on　information　theory”,　Information　processing　in　medical　imaging　(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
　以下に説明するように、本実施の形態では、このような相互情報量とこれを用いた異なる測定回におけるＭＲＩ画像の位置合わせに使用する。
　図７および図８は、ＭＲＩ撮像スライスの位置合わせの処理を説明するためのフローチャートである。
　まず、初回の測定が開始されると、ＭＲＩの矢状面撮像が行われる（Ｓ１００）。続いて、この矢状面の画像に基づいて、操作者は、ＭＲＩ横断面撮像位置を手動で決定し、撮像位置を入力する（Ｓ１０２）。
　続いて、ＭＲＩ横断面撮像が行われ、構造画像が取得される（Ｓ１０４）。機能画像について、ＭＲＩ横断面撮像が行われ（Ｓ１０６）、１枚目の画像であれば、ＭＲＩ横断画像のオリジナル画像として記憶部３６に登録される（Ｓ１１２）。
　２枚目の画像以降では、ｆＭＲＩでの機能画像により脳活動の計測が実行される（Ｓ１１０）。
　２回目以降の実験では、実験が開始されると、ＭＲＩの矢状面撮像が行われる（Ｓ２００）。続いて、位置合わせ処理前であれば、この矢状面の画像に基づいて、操作者は、機能画像について、現在のＭＲＩ画像を手動でスライスの位置・角度を決めて（Ｓ２０２）、撮像を行う(パイロット画像)（Ｓ２０４）。
　パイロット画像の撮像条件は、スライス位置・角度以外（スライス厚、スライス枚数、視野角、解像度等）オリジナル画像と同じ撮像条件である。スライスの位置・角度はＭＲＩ座標系の原点に対する３軸の水平移動と３軸の回転角で決められる。
　続いて、データ処理部３２は、オリジナル画像とパイロット画像の位置合わせ処理を行う（Ｓ２１０）。
　位置合わせ処理では、両画像間のずれを３軸の水平移動と３軸の回転角を変換パラメータに持つ剛体変換によりモデル化する。画像類似度として相互情報量を用い、パウエル共役方向法等の最適化アルゴリズムにより相互情報量を極大化する変換パラメータを算出する。
　位置合わせ処理により、オリジナル画像に対するパイロット画像のスライス位置・角度の誤差を最小化するように、スライスの位置および角度のパラメータが計算され、記憶部３６に格納される（Ｓ２１２）。スライス位置・角度が補正されて（Ｓ２１４）、ＭＲＩ横断面画像（機能画像）が撮像され（Ｓ２１６）、脳活動の計測が実行される（Ｓ２１８）。
　位置合わせ後に再度計測が行われる場合の処理では、記憶部３６に格納されたＭＲＩスライスの位置および角度（Ｓ２０６）が読み出され、ステップＳ２１４以後の処理が行われる。
　図９は、図７示した位置合わせ処理を説明するためのフローチャートである。
　データ処理部３２において、記憶部３６から、オリジナルＭＲＩ画像（ＤＩＣＯＭ（Digital　Imaging　and　Communications　in　Medicine）データ）とパイロットＭＲＩ画像（ＤＩＣＯＭデータ）とが読み出される（Ｓ３００，Ｓ３０２）。
　オリジナルＭＲＩ画像とパイロットＭＲＩ画像のそれぞれについて、ＤＩＣＯＭデータからＮｉｆｔｉ形式へ変換する（Ｓ３０４，Ｓ３０６）。
　続いて、双方の画像について座標系がリセットされ（Ｓ３０８，Ｓ３１０）、各画像が、たとえば、８ビットの階調画像に変換され、平滑化処理が施される（Ｓ３１２，Ｓ３１４，Ｓ３１６，Ｓ３１８）。
　データ処理部３２は、双方の画像から統合ヒストグラムを算出し（Ｓ３２０）、統合ヒストグラムを平滑化する（Ｓ３２２）。
　データ処理部３２は、平滑化された統合ヒストグラムから相互情報量を算出する（Ｓ３２４）。
　ここで、オリジナルＭＲＩ画像をｆとし、パイロットＭＲＩ画像をｇとし、３軸の水平移動と３軸の回転角を変換パラメータに持つ剛体変換の変換行列をＭとする。
　平均情報量（エントロピー）をＨ（…）で表すことにすると、相互情報量は、以下のように表現される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000001
 　変換行列Ｍは、以下のようにして算出される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000002
 　実際には、変換行列Ｍが得られるまで、共役方向法（パウエル法）等を用いて、変換行列を順次更新しながら、相互情報量が極大化（あるいは最大化）して収束するまで、処理を繰り返す（Ｓ３２６，Ｓ３２８）。
　このようにして、変換行列Ｍが取得されると（Ｓ３３０）、画像位置あわせのための位置・角度パラメータとして出力され、記憶部３６に格納される（Ｓ３３２）。
　なお、第１日目と第２日目以降ではＭＲＩ装置内での被験者の頭部の位置が異なるため、厳密には、第１日目のＭＲＩ撮像時に設定されたＭＲＩ装置の座標系で定義されたスライス位置をそのまま第２日目以降に適用しても、ＭＲＩ画像上の頭部の撮像断面は同じにならない。そこで、より詳しくは、ＭＲＩ画像（断層画像）上での座標系で、同じ撮像断面を得るための計算を行い、その結果を第２日目以降のＭＲＩ装置の座標系における位置に変換した上で、第２日目以降のスライス位置の補正に使用する。
　以上のような処理により、複数日にわたって、複数回に分けて行われる機能的核磁気共鳴画像法による計測において、測定の再現性を厳密に保証することが可能となる。
（ＭＲＩ撮像データのファイル転送）
　ＭＲＩ撮像データのファイル転送処理では、脳活動計測用のＭＲＩ撮像データを撮像と同時に中継サーバ２１０に転送する。
　脳活動計測用ＭＲＩ画像を撮り終わると、直後に画像データファイルとして出力される。それを分析用ＰＣで分析し、被験者に数値又は画像等でフィードバックさせたい。しかし、患者のプライバシーの保護等を考慮すると、実験者ＰＣが直接ホストＰＣと接続されるのは好ましくない。また、上述したように、本来、ＭＲＩ装置の制御のためのシステムとして構成されていない実験者ＰＣをＭＲＩ装置と直接接続すると、実験系が不安定化する恐れもある。
　図１０および図１１は、ホストＰＣと実験者ＰＣとの接続関係を説明するための図である。
　図１０に示すように、中継サーバ２１０を設けることで、ＭＲＩ制御に関わる部分のネットワーク（測定系ネットワーク）と、分析に関わるネットワーク（実験系ネットワーク）を独立に構成する。
　図１１に示すように、中継サーバ２１０に、ＳＭＢ（Server　Message　Block）及びＣＩＦＳ（Common　Internet　File　System）のようなファイル共有プロトコルにより実験者ＰＣからアクセス可能な第１アクセス領域を用意する。
　ホストＰＣにも、ＳＭＢ及びＣＩＦＳのようなファイル共有プロトコルにより中継サーバ２１０からアクセス可能な第２アクセス領域を用意する。
　ＭＲＩ撮像により出力されたＭＲＩデータはホストＰＣの第２アクセス領域に電子ファイルとして出力される。中継サーバ２１０には、ホストＰＣの第２アクセス領域を常に監視し、第１アクセス領域と同期するファイル転送プログラムが搭載されている。
　実験者ＰＣは、中継サーバ２１０の第１アクセス領域にアクセスし、ＭＲＩデータを取得する。実験者ＰＣから、ホストＰＣあるいはＭＲＩ装置へアクセスすることは禁止されている。
　以上のような構成により、複数の操作主体により運営される場合でも、安定的な運営が可能となり、患者のプライバシーの保護を図ることが可能となる。
　今回開示された実施の形態は、本発明を具体的に実施するための構成の例示であって、本発明の技術的範囲を制限するものではない。本発明の技術的範囲は、実施の形態の説明ではなく、請求の範囲によって示されるものであり、請求の範囲の文言上の範囲および均等の意味の範囲内での変更が含まれることが意図される。
産業上の利用分野
　この発明に係る脳活動測定装置および脳活動測定方法は、知覚学習、障害を持つ人のリハビリテーション、スポーツリラクゼーション等に適用できる。
　２　被験者、６　ディスプレイ、１０　ＭＲＩ装置、１１　磁場印加機構、１２　静磁場発生コイル、１４　傾斜磁場発生コイル、１６　ＲＦ照射部、１８　寝台、２０　受信コイル、２１　駆動部、２２　静磁場電源、２４　傾斜磁場電源、２６　信号送信部、２８　信号受信部、３０寝台駆動部、３２　データ処理部、３６　記憶部、３８　表示部、４０　入力部、４２　制御部、４４　インタフェース部、４６　データ収集部、４８　画像処理部、５０　ネットワークインタフェース。
 

Claims (8)

  1. 　被験者からの核磁気共鳴に起因する検出信号を検知して、被測定対象の断層画像を生成するための脳活動測定装置であって、
    　前記被測定対象に静磁場を印加するための静磁場印加装置と、
    　前記被測定対象の選択された断面内において、前記検出信号を発する原子核の位置情報を前記検出信号が有するように変調した磁場を前記被測定対象に印加するための傾斜磁場印加装置と、
    　前記被測定対象に対して電磁波を印加し、前記被測定対象からの前記検出信号を検知するための電磁波送受信装置と、
    　前記電磁波を前記電磁波送受信装置に与え、前記検出信号を受けてスライスに対する前記断層画像を生成するための断層撮影制御装置と、
    　撮像された前記断層画像を記憶するための記憶装置とを備え、
    　前記断層撮影制御装置は、
    　ｉ）過去の測定において撮像され前記記憶装置に記憶された前記被験者についての基準断層画像と、現在の撮像処理において撮像された前記被験者についての予備断層画像との相互情報量が極大となるように、前記基準断層画像と前記予備断層画像の間の３次元の剛体変換を決定し、
    　ｉｉ）前記決定された剛体変換のパラメータに基づいて、現在の撮像処理において、前記傾斜磁場印加装置を制御することで、断層画像のスライスの位置および方向を補正する、脳活動測定装置。
  2. 　前記断層撮影制御装置は、前記基準断層画像と前記予備断層画像とにより断層画像の座標系で決定された前記剛体変換のパラメータに基づいて、前記脳活動測定装置の座標系での前記スライス位置の補正を行う、請求項１記載の脳活動測定装置。
  3. 　撮像された前記断層画像に基づき、バイオフィードバックを前記被験者に与えるための提示装置をさらに備える、請求項２記載の脳活動測定装置。
  4. 　前記バイオフィードバックは、デコーディッドニューロフィードバック法に基づくバイオフィードバックである、請求項３記載の脳活動測定装置。
  5. 　前記脳活動測定装置は、第１のネットワークで中継サーバと通信するためのネットワークインタフェースをさらに備え、
    　前記中継サーバは、前記ネットワークインタフェースにより転送された前記断層画像データを、第１のネットワークとは独立な第２のネットワークを介して、端末装置に転送する、請求項１記載の脳活動測定装置。
  6. 　被験者からの核磁気共鳴に起因する検出信号を検知して、被測定対象の断層画像を生成するための脳活動測定方法であって、
    　前記被測定対象に静磁場を印加するステップと、
    　前記被測定対象の選択された断面内において、前記検出信号を発する原子核の位置情報を前記検出信号が有するように変調した磁場を前記被測定対象に印加するステップと、
    　前記被測定対象に対して電磁波を印加し、前記被測定対象からの前記検出信号を検知するステップと、
    　演算装置が、前記検出信号を受けてスライスに対する前記断層画像を生成するステップと、
    　撮像された前記断層画像を記憶装置に記憶するステップとを備え、
    　前記演算装置が、前記断層画像を生成するステップは、
    　過去の測定において撮像され前記記憶装置に記憶された前記被験者についての基準断層画像と、現在の撮像処理において撮像された前記被験者についての予備断層画像との相互情報量が極大となるように、前記基準断層画像と前記予備断層画像の間の３次元の剛体変換の変換行列を決定するステップと、
    　前記決定された変換行列のパラメータに基づいて、現在の撮像処理において、前記傾斜磁場印加装置を制御することで、断層画像のスライスの位置および傾きを補正するステップとを含む、脳活動測定方法。
  7. 　前記演算装置は、前記補正するステップにおいて、前記基準断層画像と前記予備断層画像とにより断層画像の座標系で決定された前記剛体変換のパラメータに基づいて、前記脳活動測定装置の座標系での前記スライス位置の補正を行う、請求項６記載の脳活動測定方法。
  8. 　前記脳活動測定装置は、第１のネットワークで中継サーバと通信するためのネットワークインタフェースを備え、
    　前記中継サーバが、前記ネットワークインタフェースにより転送された前記断層画像データを、第１のネットワークとは独立な第２のネットワークを介して、端末装置に転送するステップをさらに備える、請求項６記載の脳活動測定方法。
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