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(19)【発行国】日本国特許庁(JP)
(12)【公報種別】公開特許公報(A)
(11)【公開番号】P2022186219
(43)【公開日】2022-12-15
(54)【発明の名称】脳計測装置及び脳計測方法
(51)【国際特許分類】
A61B 5/055 20060101AFI20221208BHJP
A61B 5/245 20210101ALI20221208BHJP
G01N 24/00 20060101ALI20221208BHJP
G01R 33/58 20060101ALI20221208BHJP
G01R 33/36 20060101ALI20221208BHJP
【ＦＩ】
A61B5/055 390
A61B5/245
A61B5/055 380
G01N24/00 P
G01N24/00 100A
G01R33/58
G01R33/36
【審査請求】未請求
【請求項の数】7
【出願形態】ＯＬ
(21)【出願番号】P 2021094331
(22)【出願日】2021-06-04
(71)【出願人】
【識別番号】000236436
【氏名又は名称】浜松ホトニクス株式会社
(71)【出願人】
【識別番号】504132272
【氏名又は名称】国立大学法人京都大学
(74)【代理人】
【識別番号】100088155
【弁理士】
【氏名又は名称】長谷川 芳樹
(74)【代理人】
【識別番号】100113435
【弁理士】
【氏名又は名称】黒木 義樹
(74)【代理人】
【識別番号】100140442
【弁理士】
【氏名又は名称】柴山 健一
(72)【発明者】
【氏名】笈田 武範
(72)【発明者】
【氏名】森谷 隆広
(72)【発明者】
【氏名】斉藤 右典
(72)【発明者】
【氏名】須山 本比呂
(72)【発明者】
【氏名】小林 哲生
【テーマコード（参考）】
4C096
4C127
【Ｆターム（参考）】
4C096AA01
4C096AA18
4C096AB41
4C096AB44
4C096AC01
4C096AD03
4C096AD10
4C096AD14
4C096AD19
4C096CA39
4C096CC40
4C096DC14
4C096DC33
4C096FA01
4C096FC20
4C127AA10
4C127BB05
4C127EE01
4C127EE08
4C127KK01
(57)【要約】
【課題】脳磁場分布とＭＲ画像とをより精度良く位置合わせすることを可能とする脳計測装置及び脳計測方法を提供する。
【解決手段】被験者のＭＲ画像及び脳磁場分布を生成するための脳計測装置Ｍ１は、被験者に向けて送信パルスを送信するための送信コイル２１、及び、送信パルスによって被験者で生じた核磁気共鳴信号を検出するための検出コイル２２を有するＭＲＩモジュールと、被験者の脳磁場を検出するための光励起磁気センサ１Ａと、検出コイル２２により検出された核磁気共鳴信号に基づいてＭＲ画像を生成すると共に、光励起磁気センサ１Ａにより検出された脳磁場に基づいて脳磁場分布を生成するための生成部５１と、生成部５１が生成したＭＲ画像に表示されるマーカ１６と、検出コイル２２、光励起磁気センサ１Ａ、及びマーカ１６が取り付けられ、被験者の頭部に装着されるヘルメット型のフレーム４と、を備える。
【選択図】図１
【解決手段】被験者のＭＲ画像及び脳磁場分布を生成するための脳計測装置Ｍ１は、被験者に向けて送信パルスを送信するための送信コイル２１、及び、送信パルスによって被験者で生じた核磁気共鳴信号を検出するための検出コイル２２を有するＭＲＩモジュールと、被験者の脳磁場を検出するための光励起磁気センサ１Ａと、検出コイル２２により検出された核磁気共鳴信号に基づいてＭＲ画像を生成すると共に、光励起磁気センサ１Ａにより検出された脳磁場に基づいて脳磁場分布を生成するための生成部５１と、生成部５１が生成したＭＲ画像に表示されるマーカ１６と、検出コイル２２、光励起磁気センサ１Ａ、及びマーカ１６が取り付けられ、被験者の頭部に装着されるヘルメット型のフレーム４と、を備える。
【選択図】図１
【特許請求の範囲】
【請求項1】
被験者のＭＲ画像及び脳磁場分布を生成するための脳計測装置であって、
前記被験者に向けて送信パルスを送信するための送信コイル、及び、前記送信パルスによって前記被験者で生じた核磁気共鳴信号を検出するための検出コイルを有するＭＲＩモジュールと、
前記被験者の脳磁場を検出するための光励起磁気センサと、
前記検出コイルにより検出された前記核磁気共鳴信号に基づいて前記ＭＲ画像を生成すると共に、前記光励起磁気センサにより検出された前記脳磁場に基づいて前記脳磁場分布を生成するための生成部と、
前記生成部が生成した前記ＭＲ画像に表示されるマーカと、
前記検出コイル、前記光励起磁気センサ、及び前記マーカが取り付けられ、前記被験者の頭部に装着されるヘルメット型のフレームと、
を備える、 脳計測装置。
前記被験者に向けて送信パルスを送信するための送信コイル、及び、前記送信パルスによって前記被験者で生じた核磁気共鳴信号を検出するための検出コイルを有するＭＲＩモジュールと、
前記被験者の脳磁場を検出するための光励起磁気センサと、
前記検出コイルにより検出された前記核磁気共鳴信号に基づいて前記ＭＲ画像を生成すると共に、前記光励起磁気センサにより検出された前記脳磁場に基づいて前記脳磁場分布を生成するための生成部と、
前記生成部が生成した前記ＭＲ画像に表示されるマーカと、
前記検出コイル、前記光励起磁気センサ、及び前記マーカが取り付けられ、前記被験者の頭部に装着されるヘルメット型のフレームと、
を備える、 脳計測装置。
【請求項2】
前記生成部は、
前記ＭＲ画像から前記マーカを抽出する抽出処理と、
前記ＭＲ画像上の座標系であるＭＲＩ座標系において、前記抽出処理で抽出された前記マーカの位置を取得する取得処理と、
前記脳磁場分布上の座標系である脳磁座標系における前記マーカの位置と、前記取得処理で取得された前記ＭＲＩ座標系における前記マーカの位置とに基づいて、前記脳磁座標系を前記ＭＲＩ座標系に変換するための変換情報を推定する推定処理と、
前記推定処理で推定された前記変換情報を用いて、前記脳磁場分布を前記ＭＲＩ座標系に投影して前記脳磁場分布と前記ＭＲ画像との位置合わせを行う位置合わせ処理と、
を実行する、
請求項１に記載の脳計測装置。
前記ＭＲ画像から前記マーカを抽出する抽出処理と、
前記ＭＲ画像上の座標系であるＭＲＩ座標系において、前記抽出処理で抽出された前記マーカの位置を取得する取得処理と、
前記脳磁場分布上の座標系である脳磁座標系における前記マーカの位置と、前記取得処理で取得された前記ＭＲＩ座標系における前記マーカの位置とに基づいて、前記脳磁座標系を前記ＭＲＩ座標系に変換するための変換情報を推定する推定処理と、
前記推定処理で推定された前記変換情報を用いて、前記脳磁場分布を前記ＭＲＩ座標系に投影して前記脳磁場分布と前記ＭＲ画像との位置合わせを行う位置合わせ処理と、
を実行する、
請求項１に記載の脳計測装置。
【請求項3】
前記フレームの互いに異なる位置に取り付けられた複数の前記マーカを備える、
請求項１又は２に記載の脳計測装置。
請求項１又は２に記載の脳計測装置。
【請求項4】
複数の前記マーカは、同一直線上にない少なくとも３つの前記マーカを含む、請求項３に記載の脳計測装置。
【請求項5】
前記マーカは、ビークリーマーカ又はマグネビスト溶液カプセルを含む、
請求項１～４のいずれか一項に記載の脳計測装置。
請求項１～４のいずれか一項に記載の脳計測装置。
【請求項6】
被験者のＭＲ画像及び脳磁場分布を生成するための脳計測方法であって、
光励起磁気センサとマーカとが設けられたヘルメット型のフレームを前記被験者の頭部に装着した状態において、前記被験者及び前記マーカで生じた核磁気共鳴信号を検出することにより、当該核磁気共鳴信号に基づいて前記マーカが表示された前記ＭＲ画像を生成すると共に、前記被験者の脳磁場を光励起磁気センサで検出することにより、当該脳磁場に基づいて前記脳磁場分布を生成する第１工程と、
前記第１工程で生成された前記ＭＲ画像と前記脳磁場分布との位置合わせを行う第２工程と、
を備える脳計測方法。
光励起磁気センサとマーカとが設けられたヘルメット型のフレームを前記被験者の頭部に装着した状態において、前記被験者及び前記マーカで生じた核磁気共鳴信号を検出することにより、当該核磁気共鳴信号に基づいて前記マーカが表示された前記ＭＲ画像を生成すると共に、前記被験者の脳磁場を光励起磁気センサで検出することにより、当該脳磁場に基づいて前記脳磁場分布を生成する第１工程と、
前記第１工程で生成された前記ＭＲ画像と前記脳磁場分布との位置合わせを行う第２工程と、
を備える脳計測方法。
【請求項7】
前記第２工程は、
前記ＭＲ画像から前記マーカを抽出する抽出工程と、
前記ＭＲ画像上の座標系であるＭＲＩ座標系において、前記抽出工程で抽出された前記マーカの位置を取得する取得工程と、
前記脳磁場分布上の座標系である脳磁座標系における前記マーカの位置と、前記取得工程で取得された前記ＭＲＩ座標系における前記マーカの位置と、に基づいて、前記脳磁座標系を前記ＭＲＩ座標系に変換するための変換情報を推定する推定工程と、
前記推定工程で推定された前記変換情報を用いて、前記脳磁場分布を前記ＭＲＩ座標系に投影して前記脳磁場分布と前記ＭＲ画像との位置合わせを行う位置合わせ工程と、
を含む、
請求項６に記載の脳計測方法。
前記ＭＲ画像から前記マーカを抽出する抽出工程と、
前記ＭＲ画像上の座標系であるＭＲＩ座標系において、前記抽出工程で抽出された前記マーカの位置を取得する取得工程と、
前記脳磁場分布上の座標系である脳磁座標系における前記マーカの位置と、前記取得工程で取得された前記ＭＲＩ座標系における前記マーカの位置と、に基づいて、前記脳磁座標系を前記ＭＲＩ座標系に変換するための変換情報を推定する推定工程と、
前記推定工程で推定された前記変換情報を用いて、前記脳磁場分布を前記ＭＲＩ座標系に投影して前記脳磁場分布と前記ＭＲ画像との位置合わせを行う位置合わせ工程と、
を含む、
請求項６に記載の脳計測方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【0001】
本発明は、脳計測装置及び脳計測方法に関する。
【背景技術】
【0002】
特許文献１には、光励起磁気センサを用いたＭＥＧ（Magnetoencephalography）装置が記載されている。このＭＥＧ装置では、光励起磁気センサによって微小な磁場のセンサ面における分布が計測される。ここで、当該磁場分布と、ＭＲＩ（Magnetic Resonance Imaging）装置を用いて被験者の脳の構造を撮像した画像であるＭＲ画像とが位置合わせ（レジストレーション）されることで、被験者の脳内における神経活動に伴って発生する磁場発生源を等価電流ダイポールモーメントベクトルと仮定して、その位置と方向を取得することができる。また、非特許文献１には、ＭＥＧ装置とＭＲＩ装置とを一体化する研究が記載されている。
【先行技術文献】
【特許文献】
【0003】
【特許文献1】特許５８２３１９５号公報
【非特許文献】
【0004】
【非特許文献1】“SQUIDs in biomagnetism: a roadmap towards improved healthca re” ,Supercond. Sci. Technol.29 (2016) 113001 (30pp)
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【0005】
一般に、ＭＥＧ装置及びＭＲＩ装置は、別々の装置であるため、被験者の脳における神経活動に伴う磁場分布（脳磁場分布）を取得するためには、両装置における計測に加えてセンサ面で計測された磁場による脳磁場分布と被験者の脳のＭＲ画像との位置合わせのための計測が別途必要となる。しかしながら、当該計測による位置合わせでは、別途行われる計測及び当該計測に基づいた脳磁場分布と脳形態ＭＲ画像の統合処理が、誤差の新たな要因となる。また、非特許文献１には、ＭＥＧ装置及びＭＲＩ装置が一体化した場合でも、上記位置合わせの正確さを改善する必要があることが記載されている。
【0006】
そこで、本発明は、脳磁場分布とＭＲ画像とをより精度良く位置合わせすることを可能とする脳計測装置及び脳計測方法を提供することを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【0007】
本発明に係る脳計測装置は、被験者のＭＲ画像及び脳磁場分布を生成するための脳計測装置であって、被験者に向けて送信パルスを送信するための送信コイル、及び、送信パルスによって被験者で生じた核磁気共鳴信号を検出するための検出コイルを有するＭＲＩモジュールと、被験者の脳磁場を検出するための光励起磁気センサと、検出コイルにより検出された核磁気共鳴信号に基づいてＭＲ画像を生成すると共に、光励起磁気センサにより検出された脳磁場に基づいて脳磁場分布を生成するための生成部と、生成部が生成したＭＲ画像に表示されるマーカと、検出コイル、光励起磁気センサ、及びマーカが取り付けられ、被験者の頭部に装着されるヘルメット型のフレームと、を備える。
【0008】
あるいは、本発明に係る脳計測方法は、被験者のＭＲ画像及び脳磁場分布を生成するための脳計測方法であって、光励起磁気センサとマーカとが設けられたヘルメット型のフレームを被験者の頭部に装着した状態において、被験者及びマーカで生じた核磁気共鳴信号を検出することにより、当該核磁気共鳴信号に基づいて前記マーカが表示されたＭＲ画像を生成すると共に、被験者の脳磁場を光励起磁気センサで検出することにより、当該脳磁場に基づいて脳磁場分布を生成する第１工程と、第１工程で生成されたＭＲ画像と脳磁場分布との位置合わせを行う第２工程と、を備える。
【0009】
この脳計測装置及び脳計測方法では、マーカと光励起磁気センサとが、フレームに取り付けられるため、マーカと光励起磁気センサとの位置関係が、当該フレームにおいて機械加工精度で確定される。これは、光励起磁気センサにより検出される脳磁場に基づいて生成される脳磁場分布において、マーカの位置が機械加工精度で高精度に取得可能であることを意味する。一方、当該マーカは、ＭＲ画像に表示される。したがって、脳磁場分布におけるマーカの位置と、ＭＲ画像におけるマーカの位置とに基づいて、脳磁場分布とＭＲ画像との間の位置関係に関する情報を取得可能である。したがって、脳磁場分布とＭＲ画像とをより精度良く位置合わせすることが可能となる。なお、ＭＲＩとＭＥＧの測定中に傾斜磁場コイルに対して被験者の頭部位置が変動することがあるため、ＭＲ画像と脳磁場分布との位置合わせは容易ではない。これに対して、この脳計測装置及び脳計測方法では、光励起磁気センサが固定されたヘルメット型のフレームに設置されたマーカを利用しているので、ＭＲ画像にマーカの位置が表示される。したがって、脳磁場分布とＭＲ画像とをより精度良く位置合わせすることが可能である。
【0010】
本発明に係る脳計測装置では、生成部は、ＭＲ画像からマーカを抽出する抽出処理と、ＭＲ画像上の座標系であるＭＲＩ座標系において、抽出処理で抽出されたマーカの位置を取得する取得処理と、脳磁場分布上の座標系である脳磁座標系におけるマーカの位置と、取得処理で取得されたＭＲＩ座標系におけるマーカの位置とに基づいて、脳磁座標系をＭＲＩ座標系に変換するための変換情報を推定する推定処理と、推定処理で推定された変換情報を用いて、脳磁場分布をＭＲＩ座標系に投影して脳磁場分布とＭＲ画像との位置合わせを行う位置合わせ処理と、を実行してもよい。また、本発明に係る脳計測方法は、第２工程は、ＭＲ画像からマーカを抽出する抽出工程と、ＭＲ画像上の座標系であるＭＲＩ座標系において、抽出処理で抽出されたマーカの位置を取得する取得工程と、脳磁場分布上の座標系である脳磁座標系におけるマーカの位置と、取得工程で取得されたＭＲＩ座標系におけるマーカの位置と、に基づいて、脳磁座標系をＭＲＩ座標系に変換するための変換情報を推定する推定工程と、推定工程で推定された変換情報を用いて、脳磁場分布をＭＲＩ座標系に投影して脳磁場分布とＭＲ画像との位置合わせを行う位置合わせ工程と、を含んでもよい。これらの場合、ＭＲ画像及び脳磁場分布におけるマーカの位置から、脳磁座標系をＭＲＩ座標系に変換するための変換情報が推定され、当該変更情報に基づいて、脳磁場分布がＭＲＩ座標系に投影されることにより、ＭＲ画像と脳磁場分布とを精度良く位置合わせすることができる。
【0011】
本発明に係る脳計測装置では、フレームの互いに異なる位置に取り付けられた複数のマーカを備えてもよい。この場合、脳磁場分布とＭＲ画像との位置合わせにおける基準点が複数になるため、例えば、マーカが１つである場合と比較して、脳磁場分布とＭＲ画像とをより精度良く位置合わせすることができる。
【0012】
本発明に係る脳計測装置では、複数のマーカは、同一直線上にない少なくとも３つのマーカを含んでもよい。この場合、脳磁場分布とＭＲ画像との位置合わせに必要な３つの基準点がより正確に取得されるので、例えば、マーカが２つである場合と比較して、脳磁場分布とＭＲ画像とをより精度良く位置合わせすることができる。
【0013】
本発明に係る脳計測装置では、マーカは、ビークリーマーカ又はマグネビスト溶液カプセルを含んでもよい。この場合、ＭＲ画像において、マーカが、明るい点としてよりはっきりと表示されるため、マーカの位置がより精度良く特定される。したがって、脳磁場分布とＭＲ画像とをより精度良く位置合わせすることができる。
【発明の効果】
【0014】
本発明によれば、脳磁場分布とＭＲ画像とをより精度良く位置合わせすることを可能とする脳計測装置及び脳計測方法を提供できる。
【図面の簡単な説明】
【0015】
【図1】実施形態に係る脳計測装置の構成を示す図である。
【図2】実施形態に係る（ａ）非磁性フレーム４の一例及び（ｂ）制御装置５において取得されるＭＲ画像の一例を示す概略図である。
【図3】実施形態に係るＯＰＭモジュール２３の構成を示す概略図である。
【図4】実施形態に係る（ａ）非磁性フレーム４の一例及び（ｂ）制御装置５において取得されるＭＲ画像の一例を示す概略図である。
【図5】実施形態に係る（ａ）非磁性フレーム４の一例及び（ｂ）制御装置５において取得されるＭＲ画像の一例を示す概略図である。
【図6】実施形態に係る脳計測装置の動作を示すフローチャートである。
【図7】実施形態に係る脳計測装置の動作を示すフローチャートである。
【図8】実施形態に係る脳計測装置の動作を示すフローチャートである。
【発明を実施するための形態】
【0016】
以下、一実施形態について、図面を参照して詳細に説明する。なお、図面の説明において、同一又は重複する要素には同一の符号を付し、重複する説明を省略する場合がある。また、以下の図面には、Ｘ軸、Ｙ軸、及びＺ軸によって規定される直交座標系を示す場合がある。
【0017】
図１は、実施形態に係る脳計測装置Ｍ１の構成を示す概略図である。脳計測装置Ｍ１は、被験者を対象に脳磁場の計測及びＭＲ（Magnetic Resonance）画像の計測を行う装置である。すなわち、脳計測装置Ｍ１は、被験者の脳磁場分布及びＭＲ画像を生成するための装置である。脳計測装置Ｍ１は、複数のＯＰＭ（optically pumped magnetometer）モジュール１、複数の地磁気磁場補正用磁気センサ２、複数のアクティブシールド用磁気センサ３、非磁性フレーム４（フレーム）、一対の地磁気補正コイル７、一対の勾配磁場補正コイル８（地磁気磁場補正コイル）、及び一対のアクティブシールドコイル９、を有する脳磁計モジュールと、送信コイル２１、受信コイル２２（検出コイル）、ＯＰＭモジュール２３、及び出力コイル２４、を有するＭＲＩモジュールとを備える。さらに、脳計測装置Ｍ１は、制御装置（生成部）５と、コイル電源６と、ポンプレーザ１０と、プローブレーザ１１と、アンプ１２Ａ，１２Ｂと、ヒータコントローラ１３と、電磁シールド１４と、送信コイルコントローラ１５と、マーカ１６と、磁気シールド２５とを備える。
【0018】
以下の説明においては、被験者の頭部の中心軸におおよそ平行な向きをＺ軸方向とし、Ｚ軸に垂直な方向であって、互いに垂直な方向をＸ軸方向及びＹ軸方向とする。
【0019】
ＯＰＭモジュール１は、光励起磁気センサ１Ａと、断熱材１Ｂと、読み出し回路１Ｃと、を有する。複数のＯＰＭモジュール１は、例えば頭皮に沿って所定の間隔で配置される。
【0020】
光励起磁気センサ１Ａは、光ポンピングを利用して脳磁場を計測するセンサである。すなわち、光励起磁気センサ１Ａは、被験者の脳磁場を検出するためのセンサである。光励起磁気センサ１Ａは、例えば１０ｆＴ～１０ｐＴ程度の感度を有する。断熱材１Ｂは、光励起磁気センサ１Ａの熱移動及び熱伝達を防止する。読み出し回路１Ｃは、光励起磁気センサ１Ａの検出結果を取得する回路である。光励起磁気センサ１Ａは、アルカリ金属蒸気を封入したセルにポンプ光を照射することによって、アルカリ金属を励起状態とする。励起状態のアルカリ金属はスピン偏極状態にあり、磁気を受けると、磁気に応じてアルカリ金属原子のスピン偏極軸の傾きが変化する。このスピン偏極軸の傾きは、ポンプ光とは別に照射されるプローブ光によって検出される。なお、光励起磁気センサ１Ａは、０～２００Ｈｚの範囲に含まれる周波数の磁場に感度を有するようにポンプ光の照射方向に所定のバイアス磁場が印加されるように構成される。読み出し回路１Ｃは、アルカリ金属蒸気を通過したプローブ光をフォトダイオードによって受光し、検出結果を取得する。読み出し回路１Ｃは、検出結果をアンプ１２Ａに出力する。
【0021】
光励起磁気センサ１Ａは、例えば軸型グラジオメータ（Gradiometer）としてもよい。軸型グラジオメータは、被験者の頭皮（計測箇所）に対し垂直な方向且つ同軸上に計測領域及び参照領域を有する。計測領域とは、例えば、軸型グラジオメータが脳磁場を計測する箇所のうち、被験者の頭皮に最も近接する箇所である。参照領域とは、例えば、軸型グラジオメータが脳磁場を計測する箇所のうち、被験者の頭皮から離れた方向に対し、計測領域から所定の距離（例えば３ｃｍ）の箇所である。軸型グラジオメータは、計測領域及び参照領域において計測したそれぞれの結果をアンプ１２Ａに出力する。ここで、コモンモードノイズが含まれる場合には、その影響が計測領域の出力結果及び参照領域の出力結果のそれぞれに示される。コモンモードノイズは、計測領域の出力結果及び参照領域の出力結果の差分を取得することによって除去される。コモンモードノイズを除去することにより、例えば１ｐＴの磁気ノイズ環境下で計測した場合、光励起磁気センサ１Ａは１０ｆＴ／√Ｈｚ程度の感度を得ることができる。
【0022】
地磁気磁場補正用磁気センサ２は、光励起磁気センサ１Ａに対応する位置において、地磁気に係る磁場を計測するセンサであり、例えば１ｎＴ～１００μＴ程度の感度を有するフラックスゲートセンサにより構成される。光励起磁気センサ１Ａに対応する位置とは、光励起磁気センサ１Ａが配置された領域の周辺（近傍）の位置である。地磁気磁場補正用磁気センサ２は、光励起磁気センサ１Ａに一対一で対応して設けられていてもよいし、一対多（複数の光励起磁気センサ１Ａに対して１台の地磁気磁場補正用磁気センサ２）で対応して設けられていてもよい。地磁気磁場補正用磁気センサ２は、地磁気に係る磁場として例えば地磁気及び地磁気の勾配磁場（以下、単に「勾配磁場」という。）を計測し、計測値を制御装置５に出力する。地磁気磁場補正用磁気センサ２の計測値は、向き及び大きさを有するベクトルにより表され得る。地磁気磁場補正用磁気センサ２は、計測及び出力を、所定の時間間隔で継続して行ってもよい。
【0023】
アクティブシールド用磁気センサ３は、光励起磁気センサ１Ａに対応する位置において、変動磁場を計測するセンサであり、例えば１００ｆＴ～１０ｎＴ程度の感度を有し、光励起磁気センサ１Ａとは異なる光励起磁気センサにより構成される。光励起磁気センサ１Ａに対応する位置とは、光励起磁気センサ１Ａが配置された領域の周辺（近傍）の位置である。アクティブシールド用磁気センサ３は、光励起磁気センサ１Ａに一対一で対応して設けられていてもよいし、一対多（複数の光励起磁気センサ１Ａに対して１台のアクティブシールド用磁気センサ３）で対応して設けられていてもよい。アクティブシールド用磁気センサ３は、変動磁場として例えば２００Ｈｚ以下のノイズ（交流）成分の磁場を計測し、計測値を制御装置５に出力する。アクティブシールド用磁気センサ３の計測値は、向き及び大きさを有するベクトルにより表され得る。アクティブシールド用磁気センサ３は、計測及び出力を、所定の時間間隔で継続して行ってもよい。
【0024】
マーカ１６は、制御装置５によって取得されるＭＲ画像に表示されるマーカであり、例えば、ビークリーマーカ又はマグネビスト溶液カプセルを含む。マーカ１６は、例えば、球状を呈している。ビークリーマーカ又はマグネビスト溶液カプセルを含むマーカ１６は、十分なプロトン密度と適度な縦緩和時間Ｔ１及び横緩和時間Ｔ２を有するため、ＭＲ画像において明るい点として表示される。
【0025】
非磁性フレーム４は、脳磁場の計測対象である被験者の頭皮の全域を覆うフレームであり、グラファイト等の比透磁率が１に近く磁場分布を乱さない非磁性体材料により構成される。非磁性フレーム４は、例えば被験者の頭皮の全域を囲み、被験者の頭部に装着されるヘルメット型のフレームとすることができる。非磁性フレーム４には、被験者の頭皮に近接するように複数の光励起磁気センサ１Ａが固定されている。さらに、非磁性フレーム４には、複数の光励起磁気センサ１Ａのそれぞれの位置における地磁気に係る磁場を計測可能なように地磁気磁場補正用磁気センサ２が固定され、複数の光励起磁気センサ１Ａのそれぞれの位置における変動磁場を計測可能なようにアクティブシールド用磁気センサ３が固定されている。変動磁場は位置による磁場強度のばらつきが静磁場よりも少ないため、非磁性フレーム４には地磁気磁場補正用磁気センサ２の数よりもアクティブシールド用磁気センサ３の数が少なくなるように固定されていてもよい。
【0026】
加えて、非磁性フレーム４には、互いに異なる位置に取り付けられた一又は複数のマーカ１６が取り付けられている。ここでは、複数のマーカ１６が用いられる。複数のマーカ１６は、図１及び図２（ａ）に示される例では、非磁性フレーム４において同一直線上にない少なくとも３つのマーカ１６を含む。そして、非磁性フレーム４内の複数の光励起磁気センサ１Ａの被験者の頭皮側には、ＭＲ画像計測のために核磁気共鳴信号を検出するための受信コイル２２が固定されている。この受信コイル２２は、被験者で生じた核磁気共鳴信号を検出するためのコイルである。この受信コイル２２は、後述するプロトンの核磁気共鳴信号を検出して電流に変換する。核磁気共鳴信号の検出感度を向上させるためには、受信コイル２２は、光励起磁気センサ１Ａの被験者の頭部の頭皮に近い側に設けられることが好ましい。このように、非磁性フレーム４には、少なくとも受信コイル２２、光励起磁気センサ１Ａ、及びマーカ１６が取り付けられている。
【0027】
図２（ａ）は、非磁性フレーム４の一例を示す図である。図２（ａ）に示される例では、ヘルメット型のフレームである非磁性フレーム４が示されており、非磁性フレーム４には、複数のＯＰＭモジュール１と、３つのマーカ１６であるマーカＰ１，Ｐ２，Ｐ３とが取り付けられている。非磁性フレーム４は、被験者に装着される。複数のＯＰＭモジュール１は、例えば、当該フレームの外面に沿って、所定の間隔で取り付けられる。マーカＰ１は、被験者の眉間に対応する位置に取り付けられ、マーカＰ２，Ｐ３は、被験者の頭部の左右のこめかみに対応する位置に取り付けられる。
【0028】
再び図１を参照する。送信コイル２１は、ＭＲ画像計測時に、被験者の頭部に、所定周波数（例えば、約３００ｋＨｚ）のＲＦパルス（送信パルス）を照射するコイルである。すなわち、送信コイル２１は、被験者に向けて送信パルスを送信するためのコイルである。そして、当該送信パルスによって被験者から核磁気共鳴信号が生じる。この送信コイル２１は、例えば、非磁性フレーム４の外部の被験者の頭部の上方に配置される。
【0029】
出力コイル２４は、受信コイル２２の両端にケーブルを介して電気的に接続され、受信コイル２２の両端を流れる電流を受けて、その電流を再び磁気信号に変換して出力する。
【0030】
ＯＰＭモジュール２３は、ＯＰＭモジュール１と同様に、光励起磁気センサ２３Ａ（別の光励起磁気センサ）と、断熱材２３Ｂと、読み出し回路２３Ｃと、を有する。ＯＰＭモジュール２３は、例えば、非磁性フレーム４の外部において、出力コイル２４と共に、後述する静磁場を遮蔽する磁気シールド２５内に収納されて配置される。磁気シールド２５は、比透磁率が１より大きな例えばミューメタル等により構成される。
【0031】
光励起磁気センサ２３Ａは、光ポンピングを利用して磁気信号を計測するセンサである。なお、光励起磁気センサ２３Ａは、２０ｋＨｚ～５００ｋＨｚの範囲に含まれる周波数の磁場に感度を有るようにポンプ光の照射方向に所定のバイアス磁場が印加されるように構成される。例えば、プロトンが発する電磁波の３００ｋＨｚの周波数に感度を有するように約４０μＴのバイアス磁場が印加される。光励起磁気センサ２３Ａは、出力コイル２４によって出力された磁気信号を検出する。読み出し回路２３Ｃは、光励起磁気センサ２３Ａによる検出結果をアンプ１２Ｂに出力する。
【0032】
図３には、ＯＰＭモジュール２３の構成の具体例を示している。光励起磁気センサ２３Ａは、計測する磁場によって偏極の方向が変化するアルカリ金属を含むガスが封入された長手状のセル２６と、セル２６の全体を所定温度（例えば、１８０度）に加熱するヒータ２７と、偏光ビームスプリッタ２８と、光検出器２９とを含む。このセル２６には、その内部の長手方向に沿って、外部からポンプ光Ｌ１が導入されるとともに、長手方向に垂直な方向に沿って、その長手方向において複数に分割（例えば、四分割）された交差領域２６Ａのそれぞれに対して、外部からのプローブ光Ｌ２が分岐されて照射される。これらの交差領域２６Ａを透過したプローブ光Ｌ２は、それぞれの交差領域２６Ａに対応して設けられた偏光ビームスプリッタ２８及び光検出器２９によって、その磁気旋光角度が検出される。すなわち、偏光ビームスプリッタ２８は、プローブ光Ｌ２を互いに直交する２つの直線偏光成分に分離し、光検出器２９は、内蔵する２つのＰＤ（フォトダイオード）を用いて２つの直線偏光成分の強度を検出し、検出した強度の比を基にプローブ光Ｌ２の磁気旋光角度を検出する。ＯＰＭモジュール２３には、回路ボード３０がさらに設けられており、この回路ボード３０内の読み出し回路２３Ｃを経由して、それぞれの交差領域２６Ａごとに検出したプローブ光Ｌ２の磁気旋光角度を出力する。
【0033】
出力コイル２４は、磁気シールド２５内において、上記のような構成のＯＰＭモジュール２３のセル２６の各交差領域２６Ａに対向するように固定される。このような構成により、受信コイル２２によって検出される電磁場ＥＯＵＴを基に出力コイル２４によって生成される磁気信号ＢＯＵＴが、アルカリ金属原子のスピン偏極軸の傾きに応じて変化するプローブ光Ｌ２の磁気旋光角度を基に検出される。ここで、図３の例では、交差領域２６Ａの分割数が４つとされているが、任意の数に変更されてよい。また、セル２６が並列に複数個設けられて、交差領域２６Ａが２次元的に配列されて（例えば、４×４＝１６個で）設けられてもよい。
【0034】
制御装置５は、脳磁場の計測時には、地磁気磁場補正用磁気センサ２及びアクティブシールド用磁気センサ３から出力された計測値に基づいて、各種コイルに対する電流を決定し、電流を出力するための制御信号をコイル電源６に出力する。制御装置５は、複数の地磁気磁場補正用磁気センサ２の計測値に基づいて、地磁気に係る磁場を打ち消す磁場を発生させるように、地磁気磁場補正コイルである地磁気補正コイル７及び勾配磁場補正コイル８に対する電流を決定する。また、制御装置５は、複数のアクティブシールド用磁気センサ３の計測値に基づいて、変動磁場を打ち消す磁場を発生させるようにアクティブシールドコイル９に対する電流を決定する。制御装置５は、決定した電流に応じた制御信号をコイル電源６に出力する。
【0035】
具体的には、制御装置５は、複数の地磁気磁場補正用磁気センサ２の計測値の平均値がゼロに近似するように（結果として、光励起磁気センサ１Ａの位置における地磁気に対し逆向き且つ同程度の大きさの磁場が発生するように）、地磁気補正コイル７に対する電流を決定する。制御装置５は、決定した地磁気補正コイル７の電流に応じた制御信号（静磁場補正用制御信号）をコイル電源６に出力する。
【0036】
また、制御装置５は、複数の地磁気磁場補正用磁気センサ２の計測値の平均値からの偏差が最小になるように（結果として、光励起磁気センサ１Ａの位置における勾配磁場に対し逆向き且つ同程度の大きさの磁場が発生するように）、勾配磁場補正コイル８に対する電流を決定する。制御装置５は、決定した勾配磁場補正コイル８の電流に応じた制御信号（静磁場補正用制御信号）をコイル電源６に出力する。
【0037】
さらに、制御装置５は、複数のアクティブシールド用磁気センサ３の計測値の平均値が０に近似するように（結果として、光励起磁気センサ１Ａの位置における変動磁場に対し逆向き且つ同程度の大きさの磁場が発生するように）、アクティブシールドコイル９に対する電流を決定する。制御装置５は、決定したアクティブシールドコイル９の電流に応じた制御信号（変動磁場補正用制御信号）をコイル電源６に出力する。
【0038】
また、制御装置５は、アンプ１２Ａから出力された信号を利用して、光励起磁気センサ１Ａが検出した磁気に関する情報を得る。そして、制御装置５は、光励起磁気センサ１Ａにより検出された脳磁場に基づいて（磁気に関する情報に基づいて）脳磁場分布を生成する。光励起磁気センサ１Ａが軸型グラジオメータである場合、制御装置５は、計測領域の出力結果及び参照領域の出力結果の差分を取得することによって、コモンモードノイズを除去してもよい。なお、制御装置５は、ポンプレーザ１０及びプローブレーザ１１の照射タイミング、照射時間等の動作を制御してもよい。また、光励起磁気センサ１Ａにより検出された磁気に関する情報から脳磁場分布を生成する処理は、既存技術を用いて行うことができる。
【0039】
また、制御装置５は、ＭＲ画像の計測時には、静磁場及び傾斜磁場の印加用のコイルとしてそれぞれ動作する地磁気補正コイル７及び勾配磁場補正コイル８に供給する電流を決定し、電流を出力するための制御信号をコイル電源６に出力する。すなわち、制御装置５は、静磁場として、被験者の頭部に所定の強度（例えば、７ｍＴ）のＸ軸方向の磁場を印加するように、地磁気補正コイル７に流す電流を決定する。また、制御装置５は、傾斜磁場として、Ｘ軸方向磁場勾配（ｄＢＸ／ｄＸ）、Ｙ軸方向磁場勾配（ｄＢＸ／ｄＹ）、及びＺ軸方向磁場勾配（ｄＢＸ／ｄＺ）を選択的に決定し、勾配磁場補正コイル８に流す電流を決定する。これによって、ＭＲ画像においてスライスする位置を決定し、位相エンコード及び周波数エンコードによりスライス面内の位置のエンコードをすることができる。なお、制御装置５は、ＭＲ画像の計測時には、低周波のノイズを除去するアクティブシールドコイル９には電流を供給しないように、制御信号を出力する。
【0040】
さらに、制御装置５は、ＭＲ画像の計測時には、送信コイルコントローラ１５に対して、送信コイル２１に供給する電力を制御する制御信号を出力することによって、所定の周波数（例えば、静磁場の強度が７ｍＴの場合は約３００ｋＨｚ）の送信パルスを被験者の頭部に照射するように制御する。その結果、スライス面（静磁場及び傾斜磁場によって選択された面）のプロトンが共鳴してスピンが傾く。その後、制御装置５は、送信コイル２１の電力をオフに制御する。これにより、ＯＰＭモジュール２３の出力を基に、スピンが戻る様子を計測することでＭＲ画像を取得することができる。すなわち、制御装置５は、光励起磁気センサ２３Ａによって検出された磁気信号を基に、ＭＲ画像を生成する。言い換えると、制御装置５は、受信コイル２２により検出された核磁気共鳴信号（受信コイル２２の出力）に基づいてＭＲ画像を生成する生成部でもある。より具体的には、制御装置５は、公知のスピンエコーシーケンスあるいはグラディエントエコーシーケンスなどを用いて、周波数と位相で位置をエンコードしてプロトンからの核磁気共鳴信号を計測し、その計測結果をＦＦＴを用いてＭＲ画像に変換する。
【0041】
制御装置５は、物理的には、ＲＡＭ、ＲＯＭ等のメモリ、ＣＰＵ等のプロセッサ（演算回路）、通信インターフェイス、ハードディスク等の格納部を備えて構成されている。かかる制御装置５としては、例えばパーソナルコンピュータ、クラウドサーバ、スマートフォン、タブレット端末などが挙げられる。制御装置５は、メモリに格納されるプログラムをコンピュータシステムのＣＰＵで実行することにより機能する。
【0042】
コイル電源６は、制御装置５から出力された制御信号に応じて、所定の電流を地磁気補正コイル７、勾配磁場補正コイル８、及びアクティブシールドコイル９のそれぞれに出力する。具体的には、コイル電源６は、地磁気補正コイル７に係る制御信号に応じて、地磁気補正コイル７に電流を出力する。コイル電源６は、勾配磁場補正コイル８に係る制御信号に応じて、勾配磁場補正コイル８に電流を出力する。コイル電源６は、アクティブシールドコイル９に係る制御信号に応じて、アクティブシールドコイル９に電流を出力する。
【0043】
送信コイルコントローラ１５は、送信コイル２１に電気的に接続され、制御装置５から出力された制御信号に応じて、所定周波数の送信パルスを照射するように送信コイル２１に電力を供給する。
【0044】
地磁気補正コイル７は、光励起磁気センサ１Ａの位置における地磁気に係る磁場のうち、地磁気の磁場を補正するためのコイルである。地磁気補正コイル７は、コイル電源６から供給される電流に応じて磁場を発生させて、地磁気のキャンセリングを行う。地磁気補正コイル７は、例えば、一対の地磁気補正コイル７Ａ及び７Ｂを有する。一対の地磁気補正コイル７Ａ及び７Ｂは、光励起磁気センサ１Ａを挟むように（例えば被験者の左右に）配置される。一対の地磁気補正コイル７Ａ及び７Ｂは、コイル電源６から供給される電流に応じて、光励起磁気センサ１Ａの位置における地磁気に対し逆向き且つ同程度の大きさの磁場を発生させる。磁場の方向は、例えば、Ｘ軸方向、Ｙ軸方向、及びＺ軸方向である。光励起磁気センサ１Ａの位置における地磁気は、地磁気補正コイル７により発生する逆向きで同程度の大きさの磁場によって打ち消される。このようにして、地磁気補正コイル７は、光励起磁気センサ１Ａの位置における地磁気を補正する。
【0045】
また、地磁気補正コイル７は、ＭＲ画像計測時にＸ軸方向の静磁場を発生させるための静磁場コイルとしての役割を有する。地磁気補正コイル７は、コイル電源６から供給される電流に応じて所定の強度の静磁場を発生させる。
【0046】
勾配磁場補正コイル８は、光励起磁気センサ１Ａの位置における地磁気に係る磁場のうち、勾配磁場を補正するためのコイルである。勾配磁場補正コイル８は、コイル電源６から供給される電流に応じて磁場を発生させて、勾配磁場のキャンセリングを行う。勾配磁場補正コイル８は、例えば、一対の勾配磁場補正コイル８Ａ及び８Ｂを有する。一対の勾配磁場補正コイル８Ａ及び８Ｂは、光励起磁気センサ１Ａを挟むように（例えば被験者の左右に）配置される。一対の勾配磁場補正コイル８Ａ及び８Ｂは、コイル電源６から供給される電流に応じて、光励起磁気センサ１Ａの位置における勾配磁場に対し逆向き且つ同程度の大きさの磁場を発生させる。磁場の方向は、例えば、Ｘ軸方向、Ｙ軸方向、及びＺ軸方向である。光励起磁気センサ１Ａの位置における勾配磁場は、勾配磁場補正コイル８により発生する逆向き且つ同程度の大きさの磁場によって打ち消される。このようにして、勾配磁場補正コイル８は、光励起磁気センサ１Ａの位置における勾配磁場を補正する。
【0047】
また、勾配磁場補正コイル８は、ＭＲ画像計測時に傾斜磁場を発生させるための傾斜磁場コイルとしての役割を有する。勾配磁場補正コイル８は、コイル電源６から供給される電流に応じて、Ｘ軸方向、Ｙ軸方向、及びＺ軸方向に選択的な勾配を有する傾斜磁場を発生させる。
【0048】
アクティブシールドコイル９は、光励起磁気センサ１Ａの位置における変動磁場を補正するためのコイルである。アクティブシールドコイル９は、コイル電源６から供給される電流に応じて磁場を発生させて、変動磁場のキャンセリングを行う。アクティブシールドコイル９は、例えば、一対のアクティブシールドコイル９Ａ及び９Ｂを有する。一対のアクティブシールドコイル９Ａ及び９Ｂは、光励起磁気センサ１Ａを挟むように（例えば被験者の左右に）配置される。一対のアクティブシールドコイル９Ａ及び９Ｂは、コイル電源６から供給される電流に応じて、光励起磁気センサ１Ａの位置における変動磁場に対し逆向き且つ同程度の大きさの磁場を発生させる。磁場の方向は、例えば、Ｘ軸方向、Ｙ軸方向、及びＺ軸方向である。光励起磁気センサ１Ａの位置における変動磁場は、アクティブシールドコイル９により発生する逆向き且つ同程度の大きさの磁場によって打ち消される。このようにして、アクティブシールドコイル９は、光励起磁気センサ１Ａの位置における変動磁場を補正する。
【0049】
ポンプレーザ１０は、ポンプ光を生成するレーザ装置である。ポンプレーザ１０から出射されたポンプ光は、ファイバ分岐により、複数の光励起磁気センサ１Ａ、及び光励起磁気センサ２３Ａのそれぞれに入射する。
【0050】
プローブレーザ１１は、プローブ光を生成するレーザ装置である。プローブレーザ１１から出射されたプローブ光は、ファイバ分岐により、複数の光励起磁気センサ１Ａ、及び光励起磁気センサ２３Ａのそれぞれに入射する。
【0051】
アンプ１２Ａは、ＯＰＭモジュール１（具体的には、読み出し回路１Ｃ）からの出力結果の信号を増幅して、制御装置５に出力する機器又は回路である。
【0052】
アンプ１２Ｂは、ＯＰＭモジュール２３（具体的には、読み出し回路２３Ｃ）からの出力結果の信号を増幅して、制御装置５に出力する機器又は回路である。
【0053】
ヒータコントローラ１３は、光励起磁気センサ１Ａのセル及び光励起磁気センサ２３Ａのセルを加熱するためのヒータ、及びそれぞれのセルの温度を計測する熱電対（不図示）と接続される調温装置である。ヒータコントローラ１３は、熱電対からセルの温度情報を受信し、当該温度情報に基づいてヒータの加熱を調整することにより、セルの温度を調整する。
【0054】
電磁シールド１４は、高周波数（例えば、１０ｋＨｚ以上）の電磁ノイズを遮蔽するシールド部材であり、例えば金属糸を編み込んだメッシュ、又はアルミニウム等の非磁性金属板等により構成される。電磁シールド１４は、ＯＰＭモジュール１,２３、送信コイル２１、受信コイル２２、出力コイル２４、地磁気磁場補正用磁気センサ２、アクティブシールド用磁気センサ３、非磁性フレーム４、地磁気補正コイル７、勾配磁場補正コイル８、及びアクティブシールドコイル９を囲むように配置される。この電磁シールド１４により、ＭＲ画像計測時に、計測周波数である３００ｋＨｚ帯のノイズが受信コイル２２に入射しノイズが上昇することを防ぐことができる。また、脳磁場計測時に、高周波ノイズが光励起磁気センサ１Ａに入射して動作が不安定になることを防ぐことができる。
【0055】
引き続いて、制御装置５が実施する特徴的な処理について説明する。制御装置５は、上述したように脳磁場分布及びＭＲ画像を生成する。そして、制御装置５は、生成した脳磁場分布とＭＲ画像との位置合わせを行う。なお、脳磁場分布上の座標であるＭＥＧ座標系（脳磁座標系）において、光励起磁気センサ１Ａの位置及びマーカ１６の位置は、非磁性フレーム４の設計時に予め確定されている。なお、ＭＥＧ座標系（脳磁座標系）とは、光励起磁気センサ１Ａと計測された脳磁場分布との相対位置関係を規定する座標系である。
【0056】
まず、制御装置５は、生成したＭＲ画像からマーカ１６を抽出する抽出処理を実行する。そして、制御装置５は、ＭＲ画像上の座標系であるＭＲＩ座標系において、抽出処理で抽出されたマーカ１６の位置を取得する取得処理を実行する。図２（ｂ）は、ＭＲ画像を示す図である。制御装置５は、当該ＭＲ画像に表示されるマーカ１６であるマーカＱ１，Ｑ２，Ｑ３を抽出する。制御装置５は、抽出結果に基づいて、ＭＲＩ座標系におけるマーカＱ１，Ｑ２，Ｑ３の位置座標を取得する。
【0057】
続いて、制御装置５は、ＭＥＧ座標系におけるマーカ１６の位置と、取得処理で取得されたＭＲＩ座標系におけるマーカ１６の位置とに基づいて、ＭＥＧ座標系をＭＲＩ座標系に変換するための変換情報を推定する推定処理を実行する。
【0058】
推定処理では、まず、制御装置５は、ＭＥＧ座標系におけるマーカ１６の位置座標を取得する。図２（ａ）に示される例では、非磁性フレーム４に対応した座標系であるＭＥＧ座標系が示されている。制御装置５は、非磁性フレーム４の設計情報から、ＭＥＧ座標系におけるマーカＰ１，Ｐ２，Ｐ３の位置座標を予め取得する。
【0059】
次に、制御装置５は、ＭＥＧ座標系におけるマーカＰ１，Ｐ２，Ｐ３の位置座標、及びＭＲＩ座標系におけるマーカＱ１，Ｑ２，Ｑ３の位置座標から、以下の式（１）を用いて、ＭＥＧ座標系をＭＲＩ座標系に変換するための変換情報であるアフィン変換行列Ｔを推定する。
ＰＭＲＩ＝ＴＰＭＥＧ・・・（１）
ＰＭＲＩ＝ＴＰＭＥＧ・・・（１）
【0060】
上記式（１）において、ＰＭＲＩは、ＭＲＩ座標系における位置ベクトル、ＰＭＥＧは、ＭＥＧ座標系における位置ベクトル、Ｔは、アフィン変換行列（変換情報）をそれぞれ示す。アフィン変換行列Ｔは、ＭＲＩ座標系とＭＥＧ座標系との間で３つの点同士の位置関係が分かれば決定され得る。図２に示される例では、ＭＲＩ座標系における３つの点はマーカＰ１，Ｐ２，Ｐ３とすることができ、ＭＥＧ座標系における３つの点はマーカＱ１，Ｑ２，Ｑ３とすることができる。したがって、制御装置５は、マーカ１６を利用してアフィン変換行列Ｔを推定することができる。
【0061】
なお、非磁性フレーム４に配置されるマーカ１６の数は、少なくとも１つであればよい。マーカ１６の数が１つである場合の他の２つのマーカ１６の代用物は、ＭＲ画像に表示されるものであればよく、例えば、被験者の左右の耳といった部位である。図４に示される例では、被験者の眉間に対応する位置に配置されたマーカＰ１が、非磁性フレーム４に配置されるマーカ１６であり、ＭＲ画像ではマーカＱ１として表示されている。制御装置５は、この１つのマーカ１６と被験者の左右の耳といった２つの部位を使用してアフィン変換行列Ｔを推定することができる。
【0062】
また、図５に示される例では、被験者の眉間及び後頭部に対応する位置に配置されたマーカＰ１及びマーカＰ２が、非磁性フレーム４に配置されるマーカ１６であり、ＭＲ画像ではマーカＱ１，Ｑ２として表示されている。上記のようにマーカ１６の数が２つである場合、制御装置５は、他の１つのマーカ１６の代用物として被験者の左の耳又は右の耳といった部位である。制御装置５は、これらの２つのマーカ１６と被験者の左右いずれかの耳といった１つの部位を使用して、アフィン変換行列Ｔを推定することができる。
【0063】
制御装置５は、以上のように推定処理で推定された変換情報を用いて、脳磁場分布をＭＲＩ座標系に投影して脳磁場分布とＭＲ画像との位置合わせを行う位置合わせ処理を実行する。具体的には、制御装置５は、推定処理で推定されたＭＥＧ座標系とＭＲＩ座標系との対応関係を示す情報であるアフィン変換行列Ｔを用いて、ＭＥＧ座標系における脳磁場分布をＭＲＩ座標系に投影する。
【0064】
【0065】
まず、非磁性フレーム４を被験者に装着させた状態で脳磁場の計測が開始されると、地磁気磁場補正用磁気センサ２は、静磁場である、地磁気に係る磁場を計測する（ステップＳ１１）。地磁気磁場補正用磁気センサ２は、光励起磁気センサ１Ａのそれぞれの位置において、地磁気及び勾配磁場を計測し、計測値を制御装置５に出力する。
【0066】
制御装置５及びコイル電源６は、地磁気補正コイル７に対する電流を制御する（ステップＳ１２）。制御装置５は、地磁気磁場補正用磁気センサ２の計測値に基づいて、光励起磁気センサ１Ａの位置における地磁気に対し逆向き且つ同程度の磁場を発生させるように、地磁気補正コイル７に対する電流を決定する。より具体的には、制御装置５は、例えば複数の地磁気磁場補正用磁気センサ２の計測値の平均値がゼロに近似するように、地磁気補正コイル７に対する電流を決定する。制御装置５は、決定した電流に応じた制御信号をコイル電源６に出力する。コイル電源６は、制御装置５により出力された制御信号に応じて、所定の電流を地磁気補正コイル７に出力する。地磁気補正コイル７は、コイル電源６から供給される電流に応じて磁場を発生させる。光励起磁気センサ１Ａの位置における地磁気は、地磁気補正コイル７により発生する、逆向き且つ同程度の大きさの磁場によって打ち消される。
【0067】
制御装置５及びコイル電源６は、勾配磁場補正コイル８に対する電流を制御する（ステップＳ１３）。制御装置５は、地磁気磁場補正用磁気センサ２の計測値に基づいて、光励起磁気センサ１Ａの位置における勾配磁場に対し逆向き且つ同程度の大きさの磁場を発生させるように、勾配磁場補正コイル８に対する電流を決定する。より具体的には、制御装置５は、例えば複数の地磁気磁場補正用磁気センサ２の計測値の平均値からの偏差が最小になるように、勾配磁場補正コイル８に対する電流を決定する。制御装置５は、決定した電流に応じた制御信号をコイル電源６に出力する。コイル電源６は、制御装置５により出力された制御信号に応じて、所定の電流を勾配磁場補正コイル８に出力する。勾配磁場補正コイル８は、コイル電源６から供給される電流に応じて磁場を発生させる。光励起磁気センサ１Ａの位置における勾配磁場は、勾配磁場補正コイル８により発生する逆向き且つ同程度の大きさの磁場によって打ち消される。
【0068】
制御装置５は、補正後の静磁場（地磁気に係る磁場）の計測値が基準値以下であるかどうかを判定する（ステップＳ１４）。補正後の静磁場の計測値とは、地磁気補正コイル７及び勾配磁場補正コイル８によって静磁場が補正された後、地磁気磁場補正用磁気センサ２により計測された値である。基準値は、光励起磁気センサ１Ａが正常に動作する磁場の大きさであり、例えば１ｎＴとすることができる。静磁場の計測値が基準値以下ではない場合（ステップＳ１４において「ＮＯ」）、ステップＳ１１に戻る。静磁場の計測値が基準値以下である場合（ステップＳ１４において「ＹＥＳ」）、ステップＳ１５に進む。
【0069】
アクティブシールド用磁気センサ３は、変動磁場を計測する（ステップＳ１５）。アクティブシールド用磁気センサ３は、光励起磁気センサ１Ａのそれぞれの位置において、変動磁場を計測し、計測値を制御装置５に出力する。
【0070】
制御装置５及びコイル電源６は、アクティブシールドコイル９に対する電流を制御する（ステップＳ１６）。制御装置５は、アクティブシールド用磁気センサ３の計測値に基づいて、光励起磁気センサ１Ａの位置における変動磁場に対し逆向き且つ同程度の大きさの磁場を発生させるように、アクティブシールドコイル９に対する電流を決定する。より具体的には、制御装置５は、例えば複数のアクティブシールド用磁気センサ３の計測値の平均値がゼロに近似するように、アクティブシールドコイル９に対する電流を決定する。制御装置５は、決定した電流に応じた制御信号をコイル電源６に出力する。コイル電源６は、制御装置５により出力された制御信号に応じて、所定の電流をアクティブシールドコイル９に出力する。アクティブシールドコイル９は、コイル電源６から供給される電流に応じて磁場を発生させる。光励起磁気センサ１Ａの位置における変動磁場は、アクティブシールドコイル９により発生する逆向き且つ同程度の大きさの磁場によって打ち消される。
【0071】
制御装置５は、補正後の変動磁場の計測値が基準値以下であるかどうかを判定する（ステップＳ１７）。補正後の変動磁場の計測値とは、アクティブシールドコイル９によって変動磁場が補正された後、アクティブシールド用磁気センサ３によって計測された値である。基準値は、脳磁場を計測することができるノイズレベルであり、例えば１ｐＴとすることができる。変動磁場の計測値が基準値以下ではない場合（ステップＳ１７において「ＮＯ」）、ステップＳ１５に戻る。変動磁場の計測値が基準値以下である場合（ステップＳ１７において「ＹＥＳ」）、ステップＳ１８に進む。
【0072】
光励起磁気センサ１Ａは、脳磁場を計測する（ステップＳ１８）。制御装置５は、光励起磁気センサ１Ａが取得した計測結果を所定の出力先に出力する。所定の出力先とは、制御装置５のメモリ、ハードディスク等の格納装置、ディスプレイ等の出力装置のほか、通信インターフェイスを介して接続された端末装置等の外部装置であってもよい。ここまでに光励起磁気センサ１Ａの位置における静磁場（地磁気に係る磁場）及び変動磁場が所定の基準値以下になるように打ち消されているため、光励起磁気センサ１Ａは、静磁場（地磁気に係る磁場）の影響及び変動磁場の影響を避けた状態で脳磁場を計測することができる。制御装置５は、光励起磁気センサ１Ａが取得した脳磁場に基づいて、被験者の脳磁場分布を生成する。制御装置５は、非磁性フレーム４における光励起磁気センサ１Ａとマーカ１６との位置関係に基づいて、脳磁場分布における（ＭＥＧ座標系上の）マーカ１６の位置に関する情報を取得可能である。
【0073】
図７に移って、非磁性フレーム４を被験者に装着させたままの状態で引き続きＭＲ画像の計測が開始されると、制御装置５は、静磁場の印加用の地磁気補正コイル７に供給する電流を決定し、制御信号をコイル電源６に出力することにより被験者の頭部におけるＸ軸方向の静磁場の生成を制御する（ステップＳ１９）。次に、制御装置５は、傾斜磁場の生成用の勾配磁場補正コイル８に供給する電流を決定し、制御信号をコイル電源６に出力することによりＸ軸方向磁場勾配（ｄＢＸ／ｄＸ）の生成を制御する（ステップＳ２０）。同時に、制御装置５は、送信コイルコントローラ１５に対して送信コイル２１に供給する電力を制御する制御信号を出力して、送信パルスを被験者の頭部に照射させるように制御する（ステップＳ２１）。これにより、所定のスライス面のプロトンが励起される。
【0074】
さらに、制御装置５は、傾斜磁場の生成用の勾配磁場補正コイル８に供給する電流を決定し、制御信号をコイル電源６に出力することにより、スライス面上におけるＹ軸方向磁場勾配（ｄＢＸ／ｄＹ）の生成を制御する（ステップＳ２２）。これにより、位相エンコードが行われる。そして、制御装置５は、傾斜磁場の生成用の勾配磁場補正コイル８に供給する電流を決定し、制御信号をコイル電源６に出力することにより、スライス面上におけるＺ軸方向磁場勾配（ｄＢＸ／ｄＺ）の生成を制御する（ステップＳ２３）。これにより、周波数エンコードが行われる。
【0075】
それと同時に、ＯＰＭモジュール２３から、受信コイル２２及び出力コイル２４を介して、プロトンからの核磁気共鳴信号が出力され、それに伴って、制御装置５は、核磁気共鳴信号のデータを取得する（ステップＳ２４）。その後、制御装置５は、他のスライス面に関する核磁気共鳴信号データを取得するかを判定する（ステップＳ２５）。判定の結果、他のスライス面に関する核磁気共鳴信号データを取得する場合（ステップＳ２５において「ＹＥＳ」）、ステップＳ２０に処理を戻す。一方で、他のスライス面に関する核磁気共鳴信号データを取得しない場合（ステップＳ２５において「ＮＯ」）、それまで取得した核磁気共鳴信号データをフーリエ変換することによりＭＲ画像を取得する（ステップＳ２６）。すなわち、制御装置５が、核磁気共鳴信号に基づいてＭＲ画像を生成する。制御装置５は、取得したＭＲ画像を所定の出力先に出力する。所定の出力先とは、制御装置５のメモリ、ハードディスク等の格納装置、ディスプレイ等の出力装置のほか、通信インターフェイスを介して接続された端末装置等の外部装置であってもよい。
【0076】
図８に移って、制御装置５が、ＭＲ画像からマーカ１６を抽出する（ステップＳ２７）。続いて、制御装置５が、ＭＲＩ座標系において、抽出されたマーカ１６の位置を取得する（ステップＳ２８）。さらに、制御装置５は、ＭＥＧ座標系におけるマーカ１６の位置と、取得されたＭＲＩ座標系におけるマーカ１６の位置と、に基づいて、ＭＥＧ座標系をＭＲＩ座標系に変換するための変換情報を推定する（ステップＳ２９）。その後、制御装置５が、推定した変換情報を用いて、脳磁場分布をＭＲＩ座標系に投影して脳磁場分布とＭＲ画像との位置合わせを行われる（ステップＳ３０）。
【0077】
以上のように、一実施形態に係る脳計測方法は、光励起磁気センサ１Ａとマーカ１６とが設けられたヘルメット型の非磁性フレーム４を被験者の頭部に装着した状態において、被験者で生じた核磁気共鳴信号を検出することにより、当該核磁気共鳴信号に基づいてマーカ１６が表示されたＭＲ画像を生成する（ステップＳ１９～ステップＳ２６）とともに、被験者の脳磁場を光励起磁気センサ１Ａで検出することにより、当該脳磁場に基づいて脳磁場分布を生成する（ステップＳ１１～ステップＳ１８）第１工程と、第１工程で生成されたＭＲ画像と脳磁場分布との位置合わせを行う（ステップＳ２７～ステップＳ３０）第２工程と、を備える。そして、第２工程は、ＭＲ画像からマーカを抽出する抽出工程（ステップＳ２７）と、ＭＲ画像上の座標系であるＭＲＩ座標系において、抽出処理で抽出されたマーカ１６の位置を取得する取得工程（ステップＳ２８）と、脳磁場分布上の座標系であるＭＥＧ座標系におけるマーカ１６の位置と、取得工程で取得されたＭＲＩ座標系におけるマーカ１６の位置と、に基づいて、ＭＥＧ座標系をＭＲＩ座標系に変換するための変換情報を推定する推定工程（ステップＳ２９）と、推定工程で推定された変換情報を用いて、脳磁場分布をＭＲＩ座標系に投影して脳磁場分布とＭＲ画像との位置合わせを行う位置合わせ工程（ステップＳ３０）と、を含む。具体的な変換情報の推定方法については、上述したとおりである。
［作用効果］
次に、上述した実施形態に係る脳計測装置の作用効果について説明する。
［作用効果］
次に、上述した実施形態に係る脳計測装置の作用効果について説明する。
【0078】
本実施形態に係る脳計測装置Ｍ１及び脳計測方法では、マーカ１６と光励起磁気センサ１Ａとが、非磁性フレーム４に取り付けられるため、マーカ１６と光励起磁気センサ１Ａとの位置関係が、当該非磁性フレーム４において機械加工精度で確定される。これは、光励起磁気センサ１Ａにより検出される脳磁場に基づいて生成される脳磁場分布において、マーカ１６の位置が機械加工精度で高精度に取得可能であることを意味する。一方、当該マーカ１６は、ＭＲ画像に表示される。したがって、脳磁場分布におけるマーカ１６の位置と、ＭＲ画像におけるマーカ１６の位置とに基づいて、脳磁場分布とＭＲ画像との間の位置関係に関する情報を取得可能である。したがって、脳磁場分布とＭＲ画像とをより精度良く位置合わせすることが可能となる。なお、ＭＲＩとＭＥＧの測定中に傾斜磁場コイルに対して被験者の頭部位置が変動することがあるため、ＭＲ画像と脳磁場分布との位置合わせは容易ではない。光励起磁気センサ１Ａが固定されたヘルメット型の非磁性フレーム４にマーカ１６を設置しているので、ＭＲ画像にマーカ１６の位置が表示される。したがって、脳磁場分布とＭＲ画像とをより精度良く位置合わせすることが可能である。すなわち、脳計測装置Ｍ１において、被験者の脳のどの場所から磁気信号が生じているかを精度良く推定することが可能である。つまり、脳計測装置Ｍ１において信号源推定精度を向上させることが可能である。
【0079】
本実施形態に係る脳計測装置Ｍ１では、生成部５１が、ＭＲ画像からマーカ１６を抽出する抽出処理と、ＭＲ画像上の座標系であるＭＲＩ座標系において、抽出処理で抽出されたマーカ１６の位置を取得する取得処理と、脳磁場分布上の座標系であるＭＥＧ座標系におけるマーカ１６の位置と、取得処理で取得されたＭＲＩ座標系におけるマーカ１６の位置とに基づいて、ＭＥＧ座標系をＭＲＩ座標系に変換するための変換情報を推定する推定処理と、推定処理で推定された変換情報を用いて、脳磁場分布をＭＲＩ座標系に投影して脳磁場分布とＭＲ画像との位置合わせを行う位置合わせ処理と、を実行してもよい。また、本発明に係る脳計測方法では、第２工程が、ＭＲ画像からマーカ１６を抽出する抽出工程と、ＭＲ画像上の座標系であるＭＲＩ座標系において、抽出処理で抽出されたマーカ１６の位置を取得する取得工程と、脳磁場分布上の座標系であるＭＥＧ座標系におけるマーカ１６の位置と、取得工程で取得されたＭＲＩ座標系におけるマーカ１６の位置と、に基づいて、ＭＥＧ座標系をＭＲＩ座標系に変換するための変換情報を推定する推定工程と、推定工程で推定された変換情報を用いて、脳磁場分布をＭＲＩ座標系に投影して脳磁場分布とＭＲ画像との位置合わせを行う位置合わせ工程と、を含んでもよい。この場合、ＭＲ画像及び脳磁場分布におけるマーカ１６の位置から、ＭＥＧ座標系をＭＲＩ座標系に変換するための変換情報が推定され、当該変更情報に基づいて、脳磁場分布がＭＲＩ座標系に投影されることで、ＭＲ画像と脳磁場分布とを精度良く位置合わせすることができる。
【0080】
本実施形態に係る脳計測装置Ｍ１では、非磁性フレーム４の互いに異なる位置に取り付けられた複数のマーカ１６を備えてもよい。この場合、脳磁場分布とＭＲ画像との位置合わせに必要な３つの基準点が計測前により正確に取得されるので、例えば、マーカ１６が１つである場合と比較して、脳磁場分布とＭＲ画像とをより精度良く位置合わせすることができる。
【0081】
本実施形態に係る脳計測装置Ｍ１では、複数のマーカ１６は、同一直線上にない少なくとも３つのマーカ１６を含んでもよい。この場合、脳磁場分布とＭＲ画像との位置合わせに必要な３つの基準点が計測前により正確に取得され、３つの基準点が同一直線上にないので、例えば、マーカ１６が２つである場合と比較して、脳磁場分布とＭＲ画像とをより精度良く位置合わせすることができる。
【0082】
本実施形態に係る脳計測装置Ｍ１では、マーカ１６は、ビークリーマーカ又はマグネビスト溶液カプセルを含んでもよい。この場合、ＭＲ画像において、マーカ１６が、よりはっきりと表示されるため、マーカ１６の位置がより精度良く特定される。したがって、脳磁場分布とＭＲ画像とをより精度良く位置合わせすることができる。
【0083】
本実施形態に係る脳計測装置Ｍ１によれば、脳磁場を計測する複数の光励起磁気センサ１Ａのそれぞれの位置における地磁気に係る磁場及び変動磁場が計測される。そして、脳磁場の計測時には、地磁気に係る磁場の複数の計測値に基づいて地磁気補正コイル７及び勾配磁場補正コイル８を流れる電流が制御され、変動磁場の複数の計測値に基づいてアクティブシールドコイル９を流れる電流が制御され、それぞれのコイル７，８，９において磁場が発生し、複数の光励起磁気センサ１Ａの位置において、地磁気補正コイル７及び勾配磁場補正コイル８において発生した磁場によって地磁気に係る磁場が補正され、アクティブシールドコイル９において発生した磁場によって変動磁場が補正される。その結果、複数の光励起磁気センサ１Ａの位置における地磁気に係る磁場及び変動磁場が補正されることにより、複数の光励起磁気センサ１Ａが、地磁気に係る磁場の影響及び変動磁場の影響を避けた状態において脳磁場を計測することができる。
【0084】
一方で、上記一態様あるいは他の態様によれば、ＭＲ画像の計測時には、地磁気補正コイル７及び勾配磁場補正コイル８を流れる電流が制御されることにより静磁場及び傾斜磁場が印加され、受信コイル２２によって送信パルスの送信によって生じた核磁気共鳴信号が検出される。その結果、受信コイル２２の出力を基にＭＲ画像を計測することができる。
【0085】
このような脳計測装置Ｍ１及び脳計測方法によれば、同一の装置を用いて脳磁計測及びＭＲＩ計測を効率よく実現できる。特に、ＭＲＩ計測において、光励起磁気センサを用いるためにＳＱＵＩＤに比較して感度の高い周波数帯を広く調整できるので、印加する静磁場の強度、即ちプロトンの共鳴周波数の制限が少ない。ＳＱＵＩＤが低い共鳴周波数、即ち低い静磁場でしか動作しないために必要となるプリポーラライズコイルが不要となり、ＳＱＵＩＤを使用する場合に必要となる液体ヘリウム等の冷却剤も不要となる。さらには、ＭＲＩにおいて計測する信号の周波数も比較的高いので、ＭＲＩ計測時及び脳磁場計測時の磁気ノイズの低減のための磁気シールドルームも不要となる。その結果、装置の小型化及び低コスト化が可能となる。加えて、プリポーラライズに必要な時間は計測時間と同程度なので、本実施形態では計測時間も１／２に短くすることができる。
【0086】
さらには、本実施形態では、地磁気補正コイル７に流す電流のオン／オフによって容易に静磁場をオン／オフできるので、脳磁場計測とＭＲＩ計測とを短時間で切り替えることができる。これにより、同一の被験者を対象に同一の装置を用いて脳磁場計測及びＭＲＩ計測を順次実施できるので、両計測結果のレジストレーションエラーを低減することができる。
【0087】
このように、本実施形態によれば、ＭＲＩ計測を低磁場で行えるので特別な部屋を必要としないし、Ｔ１コントラストも高めることができる。また、アクティブシールドコイル９を用いることで、脳磁計測を磁気シールドルームで行う必要はない。そのため、同一の装置で脳磁計測とＭＲＩ計測を実現することができ、被験者が椅子等に座った状態で両計測を順次行うことができる。また、装置の低コスト化が可能であり、被験者を車両等に乗せた状態での計測も可能となる。その結果、うつ病、統合失調症などの精神疾患、認知症なでの神経変性疾患の診断に寄与できる。
【0088】
ここで、脳計測装置Ｍ１は、静磁場の印加用として、地磁気補正コイル７、傾斜磁場の印加用として、勾配磁場補正コイル８とを用いている。これにより、脳磁計測用の地磁気磁場補正用のコイルとＭＲＩ計測用のコイルとを共用することができるので、装置のさらなる小型化及びさらなる低コスト化が可能となる。
【0089】
また、本実施形態では、脳磁計測時に、複数の光励起磁気センサ１Ａの位置における地磁気に係る磁場及び変動磁場が打ち消されることにより、複数の光励起磁気センサ１Ａは、地磁気に係る磁場の影響及び変動磁場の影響を確実に避けた状態において脳磁場を計測することができる。その結果、磁気シールドルームを使用せずに高精度に脳磁場を計測することができる。このような作用は被験者の頭部が動いても実現することができる。
【0090】
さらに、地磁気補正コイル７、勾配磁場補正コイル８、及びアクティブシールドコイル９は、それぞれ、複数の光励起磁気センサ１Ａを挟んで配置される一対のコイルによって構成されている。このような構成によれば、一対のコイルに挟まれた複数の光励起磁気センサ１Ａの位置における地磁気に係る磁場及び変動磁場が効果的に補正される。これにより、簡易な構成によって地磁気に係る磁場及び変動磁場を適切に補正することができる。
【0091】
またさらに、脳計測装置Ｍ１は、受信コイル２２にケーブルを介して電気的に接続された出力コイル２４と、出力コイル２４によって出力された磁気信号を検出する別の光励起磁気センサ２３Ａとをさらに備えている。このような構成によれば、ＭＲＩ計測時に印加される静磁場による別の光励起磁気センサ２３Ａにおける検出信号への影響を避けることができるので、ＭＲ画像計測の精度を高めることができる。すなわち、例えば７ｍＴの静磁場の印加によりプロトンが発する核磁気共鳴信号の周波数は約３００ｋＨｚであり、光励起磁気センサ２３Ａにおいてこの周波数に感度を持たせるためには約４０μＴのバイアス磁場をかける必要がある。光励起磁気センサ２３Ａを被験者の頭部近くに配置した場合には、このようなバイアス磁場と静磁場との両立は困難である。本実施形態では、静磁場に感度を有さない受信コイル２２を頭部近くに配置し、光励起磁気センサ２３Ａを頭部から離して配置することができ、高感度に核磁気共鳴信号を検出することができる。
【0092】
さらにまた、複数の光励起磁気センサ１Ａは、被験者の頭皮に対し垂直な方向且つ同軸上に計測領域及び参照領域を有する軸型グラジオメータである。このような構成によれば、コモンモードノイズの影響が計測領域の出力結果及び参照領域の出力結果のそれぞれに示されるため、両者の出力結果の差分を取得することによってコモンモードノイズを除去することができる。これにより、脳磁場の計測精度が向上する。
【0093】
また、複数の光励起磁気センサ１Ａ、複数の地磁気磁場補正用磁気センサ２、複数のアクティブシールド用磁気センサ３、及び受信コイル２２は、被験者の頭部に装着されるヘルメット型の非磁性フレーム４に固定されている。このような構成によれば、被験者の頭部の動きに応じて、頭部に装着された非磁性フレーム４及び非磁性フレーム４に固定された各センサ２，３及び受信コイル２２が動くため、被験者の頭部が動いた場合においても、複数の光励起磁気センサ１Ａの位置における地磁気に係る磁場及び変動磁場の補正、脳磁場の計測、及びＭＲＩ計測を適切に行うことができる。その結果、両計測のレジストレーションエラーを抑えることができる。
【0094】
さらに、高周波数の電磁ノイズを遮蔽するための電磁シールド１４をさらに備えてもよい。このような構成によれば、脳磁計では計測の対象とならない高周波数の電磁ノイズが複数の光励起磁気センサ１Ａに侵入することを防止できる。これにより、複数の光励起磁気センサ１Ａによる脳磁場の計測を安定的に動作させることができる。それとともに、ＭＲＩの計測周波数である３００ｋＨｚ帯のノイズが受信コイル２２に入射しＭＲＩ計測におけるノイズが上昇することも防止できる。
【0095】
またさらに、複数の光励起磁気センサ１Ａは、０～２００Ｈｚの範囲に含まれる周波数に感度を有するようにバイアス磁場が印加されるように構成され、別の光励起磁気センサ２３Ａは、２０ｋＨｚ～５００ｋＨｚの範囲に含まれる周波数に感度を有するようにバイアス磁場が印加されるように構成されている。このような構成により、脳磁場の計測の感度を高めると同時に、ＭＲＩ計測の精度も高めることができる。
【0096】
［変形例］
以上の実施形態は、本発明の一様態を説明したものである。したがって、本発明は、上記の脳計測装置及び脳計測方法に限定されず、任意に変形され得る。
以上の実施形態は、本発明の一様態を説明したものである。したがって、本発明は、上記の脳計測装置及び脳計測方法に限定されず、任意に変形され得る。
【0097】
マーカ１６は、ＭＲ画像において明るい点として表示されればよく、十分なプロトン密度と適度なＴ１，Ｔ２時間とを有する材質を含んでいればよいので、ビークリーマーカ又はマグネビスト溶液カプセルを含むものには限定されない。マーカ１６は、例えば、液体を含むものであってもよい。
【0098】
マーカ１６の形状は、ＭＲ画像に表示されるとき、マーカ１６の重心位置がＭＲ画像において導出可能であればよい。マーカ１６の形状は、球状に限定されず、例えば、直方体状あるいは立方体状等でもよいし、上記以外のその他の形状でもよい。
【0099】
マーカ１６が、ＭＲ画像に表示されればよいので、非磁性フレーム４におけるマーカ１６の位置は、被験者の眉間、後頭部及びこめかみに対応する位置に限定されない。非磁性フレーム４におけるマーカ１６の位置は、例えば、被験者の頭頂部に対応する位置であってもよいし、上記以外のその他の位置であってもよい。また、マーカ１６の代用物は、ＭＲ画像に表示されればよいので、被験者の耳以外の部位であってもよいし、被験者の部位でなくフレーム４の構造物であってもよい。
【0100】
なお、マーカ１６の数が３つ未満の場合、マーカ１６の代用物の位置は、予め設定されていてもよいし、何らかの方法によって特定されていてもよい。
【0101】
変換情報は、ＭＥＧ座標系をＭＲＩ座標系に変換するための情報であればよいので、アフィン変換行列Ｔに限定されない。例えば、変換情報は、行列以外で表現されたその他の情報であってもよい。
【0102】
アクティブシールドコイル９は、一対のアクティブシールドコイル９Ａ及び９Ｂを有するものとして説明したが、ＯＰＭモジュール１（光励起磁気センサ１Ａ）ごとに三つのコイルシステムとして配置してもよい。この場合、制御装置５は、光励起磁気センサ１Ａの位置における変動磁場の三方向（ｘ軸、ｙ軸、及びｚ軸）の成分に対し逆向きで且つ同程度の大きさの磁場を発生させるように、アクティブシールドコイル９に対する電流を決定する。制御装置５は、三つのコイルシステムとして配置されたアクティブシールドコイル９のそれぞれに係る決定した電流に応じた制御信号をコイル電源６に出力する。このような構成によれば、変動磁場の補正のための消費電力を比較的小さくすることができる。
【0103】
また、制御装置５は、ＭＲ画像の計測時には、地磁気に係る勾配磁場の補正を行うように勾配磁場補正コイル８を流れる電流を設定してもよいし、地磁気に係る勾配磁場の補正を行わないように設定してもよい。勾配磁場の大きさは数μＴ程度であり静磁場に比較して２桁程度低いため、ＭＲ画像の取得時には補正を行わなくても精度を高く維持することができる。
【0104】
また、上記実施形態の脳計測装置Ｍ１は、光励起磁気センサ２３Ａは省かれていてもよく、受信コイル２２からの出力を制御装置５がアンプを介して直接検出するような構成であってもよい。
【0105】
また、光励起磁気センサ１Ａは、ポンプ光及びプローブ光を用いるポンプ＆プローブ型には限定されず、ポンプ光及びプローブ光を兼ねる円偏光の光を用いるゼロフィールド型の光励起磁気センサであってもよい。このゼロフィールド型では、セルに光を照射するとともに周期的なバイアス磁場を印加して磁場をロックイン検出し、ゼロ磁場からのずれを脳磁場として計測することができる。
【0106】
また、上記実施形態の脳計測装置Ｍ１では、非磁性フレーム４の位置が光学的に計測可能にされていてもよい。例えば、非磁性フレーム４の下端部に周囲に１２０度間隔で取り付けられたマーカと、非磁性フレーム４に対向するカメラとを設け、カメラを用いてヘルメットの位置変動を計測可能としてもよい。この計測結果をＭＲＩ計測時に利用することができる。例えば、制御装置５が、計測結果を用いて、勾配磁場補正コイル８と受信コイル２２との相対位置を計算して、ＭＲ画像を較正することができる。その結果、被験者の頭部が変動しても解像度の高いＭＲ画像を取得することができる。これは、幼児などの頭部を固定することが困難な被験者のＭＲＩ計測に有用な構成である。なお、脳磁計測の際には、頭部の位置がずれてもずれた状態での光励起磁気センサ１Ａの位置での磁場がゼロになるように補正されるので、非磁性フレーム４の位置を計測する必要性は低いが、非磁性フレーム４の位置情報をゼロ磁場生成に利用してもよい。
【0107】
以上の実施形態について以下に付記する。
【0108】
［付記１］脳磁場を計測する複数の光励起磁気センサと、前記複数の光励起磁気センサのそれぞれの位置における地磁気に係る磁場を計測する複数の地磁気磁場補正用磁気センサと、前記複数の光励起磁気センサのそれぞれの位置における変動磁場を計測する複数のアクティブシールド用磁気センサと、前記地磁気に係る磁場を補正するための地磁気磁場補正コイルと、前記変動磁場を補正するためのアクティブシールドコイルと、を有する脳磁計と、静磁場を印加するための静磁場コイルと、傾斜磁場を印加するための傾斜磁場コイルと、所定の周波数の送信パルスを送信するための送信コイルと、前記送信パルスの送信によって生じた核磁気共鳴信号を検出する受信コイルと、を有するＭＲＩ装置と、脳磁場の計測時には、前記複数の地磁気磁場補正用磁気センサの計測値、及び、前記複数のアクティブシールド用磁気センサの計測値に基づいて、前記地磁気磁場補正コイルに供給する電流、及び、前記アクティブシールドコイルに供給する電流を制御し、ＭＲ画像の計測時には、前記静磁場コイル及び前記傾斜磁場コイルに供給する電流を制御して前記静磁場及び前記傾斜磁場を制御し、前記受信コイルの出力を基にＭＲ画像を生成する制御装置と、を備える脳計測装置。
【0109】
［付記２］前記地磁気磁場補正コイルは、前記地磁気の磁場を補正するための地磁気補正コイル及び前記地磁気の勾配磁場を補正するための勾配磁場補正コイルによって構成される、付記１記載の脳計測装置。
【0110】
［付記３］前記制御装置は、前記地磁気に係る磁場を打ち消す磁場を発生させるように前記地磁気磁場補正コイルに供給する電流を決定し、前記変動磁場を打ち消す磁場を発生させるように前記アクティブシールドコイルに供給する電流を決定する、付記１又は２に記載の脳計測装置。
【0111】
［付記４］前記地磁気磁場補正コイル及び前記アクティブシールドコイルはそれぞれ、前記複数の光励起磁気センサを挟んで配置される一対のコイルである、付記１～３のいずれか１項に記載の脳計測装置。
【0112】
［付記５］前記受信コイルに電気的に接続され、前記受信コイルを流れる電流を基に磁気信号を出力する出力コイルと、前記出力コイルによって出力された前記磁気信号を検出する別の光励起磁気センサと、をさらに備え、前記制御装置は、前記別の光励起磁気センサによって検出された前記磁気信号を基に前記ＭＲ画像を生成する、付記１～４のいずれか１項に記載の脳計測装置。
【0113】
［付記６］前記複数の光励起磁気センサは、被験者の頭皮に対し垂直な方向且つ同軸上に計測領域及び参照領域を有する軸型グラジオメータである、付記１～５のいずれか１項に記載の脳計測装置。
【0114】
［付記７］前記複数の光励起磁気センサ、前記複数の地磁気磁場補正用磁気センサ、前記複数のアクティブシールド用磁気センサ、及び前記受信コイルは、被験者の頭部に装着されるヘルメット型の非磁性フレームに固定されている、付記１～６のいずれか１項に記載の脳計測装置。
【0115】
［付記８］高周波数の電磁ノイズを遮蔽するための電磁シールドをさらに備える、付記１～７のいずれか１項に記載の脳計測装置。
【0116】
［付記９］前記複数の光励起磁気センサは、０～２００Ｈｚの範囲に含まれる周波数に感度を有するようにバイアス磁場が印加されるように構成され、前記別の光励起磁気センサは、２０ｋＨｚ～５００ｋＨｚの範囲に含まれる周波数に感度を有するようにバイアス磁場が印加されるように構成される、付記５に記載の脳計測装置。
【0117】
［付記１０］脳磁場を計測する複数の光励起磁気センサと、前記複数の光励起磁気センサのそれぞれの位置における地磁気に係る磁場を計測する複数の地磁気磁場補正用磁気センサと、前記複数の光励起磁気センサのそれぞれの位置における変動磁場を計測する複数のアクティブシールド用磁気センサと、前記地磁気に係る磁場を補正するための地磁気磁場補正コイルと、前記変動磁場を補正するためのアクティブシールドコイルと、を有する脳磁計と、静磁場を印加するための静磁場コイルと、傾斜磁場を印加するための傾斜磁場コイルと、所定の周波数の送信パルスを送信するための送信コイルと、前記送信パルスの送信によって生じた核磁気共鳴信号を検出する受信コイルと、を有するＭＲＩ装置と、を用いた脳計測方法であって、脳磁場の計測時には、前記複数の地磁気磁場補正用磁気センサの計測値、及び、前記複数のアクティブシールド用磁気センサの計測値に基づいて、前記地磁気磁場補正コイルに供給する電流、及び、前記アクティブシールドコイルに供給する電流を制御し、ＭＲ画像の計測時には、前記静磁場コイル及び前記傾斜磁場コイルに供給する電流を制御して前記静磁場及び前記傾斜磁場を制御し、前記受信コイルの出力を基にＭＲ画像を生成する、脳計測方法。
【0118】
［付記１１］前記地磁気磁場補正コイルは、前記地磁気の磁場を補正するための地磁気補正コイル及び前記地磁気の勾配磁場を補正するための勾配磁場補正コイルによって構成される、付記１０記載の脳計測方法。
【符号の説明】
【0119】
Ｍ１…脳計測装置、１Ａ，２３Ａ…光励起磁気センサ、２…地磁気磁場補正用磁気センサ、３…アクティブシールド用磁気センサ、４…非磁性フレーム（フレーム）、５…制御装置、６…コイル電源、７…地磁気補正コイル、８…勾配磁場補正コイル、９…アクティブシールドコイル、１４…電磁シールド、１６，Ｐ１，Ｐ２，Ｐ３，Ｑ１，Ｑ２，Ｑ３…マーカ、２１…送信コイル、２２…受信コイル（検出コイル）、２４…出力コイル。
【図1】
【図2】
【図3】
【図4】
【図5】
【図6】
【図7】
【図8】