CN115436854A - 脑测量装置 - Google Patents

Abstract

本发明提供一种脑测量装置，具备：静磁场形成部，其用于在测量区域形成静磁场；倾斜磁场线圈，其用于在所述测量区域形成倾斜磁场；发送线圈，其用于向所述测量区域中的受试者发送发送脉冲；检测线圈，其用于检测通过所述发送脉冲的发送而在所述受试者产生的核磁共振信号；和生成部，其基于所述检测线圈检测出的核磁共振信号来生成MR图像，所述静磁场形成部具备：以隔着所述测量区域相互相对的方式配置的第1磁极和第2磁极；用于产生磁通的第1线圈；和第1保持部件，其保持所述第1磁极和所述第2磁极，形成用于将在所述第1线圈产生的磁通分别引导至所述第1磁极和所述第2磁极的磁路。

Description

脑测量装置

技术领域

本公开涉及脑测量装置。

背景技术

在专利文献1(日本特开2012-239723号公报)中记载了磁共振成像装置。该装置在形成有摄像区域的机架中，同轴状地内置有在该摄像区域形成静磁场的筒状的静磁场用磁铁、在摄像区域形成倾斜磁场的筒状的倾斜磁场线圈、和向摄像区域整体发送RF磁场脉冲的WB线圈。

发明内容

但是，在非专利文献1(Sarracanie et al.,Low-CostHigh-Performance MRI,SCIENTICFIC REPORTS,15October 2015,p.1-9.)中，在静磁场用磁铁强力且巨大的情况下，被指出有提出非常严格的基础设施(infra)的要求。与此相对，在非专利文献1中，提出了使用6.5mT左右的简单的线圈状的电磁铁。但是，在该情况下，在形成静磁场时，例如6kW～7kW那样，消耗电力变大。

本公开的目的在于提供一种能够实现低耗电化的脑测量装置。

本公开的脑测量装置具备：静磁场形成部，其用于在测量区域形成静磁场；倾斜磁场线圈，其用于在测量区域形成倾斜磁场；发送线圈，其用于向测量区域中的受试者发送发送脉冲；检测线圈，其用于检测通过发送脉冲的发送而在受试者产生的核磁共振信号；和生成部，其基于检测线圈检测出的核磁共振信号来生成MR图像，静磁场形成部具备：以隔着测量区域相互相对的方式配置的第1磁极和第2磁极；用于产生磁通的第1线圈；和第1保持部件，其保持第1磁极和第2磁极，形成用于将在第1线圈产生的磁通分别引导至第1磁极和第2磁极的磁路。

在该脑测量装置中，在生成测量区域中的受试者的MR图像时，通过静磁场形成部在测量区域形成静磁场。在静磁场形成部中，由第1线圈产生的磁通被形成于第1保持部件的磁路引导至隔着测量区域相对配置的第1磁极和第2磁极。由此，在测量区域中，在第1磁极与第2磁极之间形成静磁场。这样，在该脑测量装置中，使用以夹着测量区域的方式配置的一对磁极来形成静磁场。因此，在该脑测量装置中，能够实现低耗电化。

在本公开的脑测量装置中，也可以第1保持部件包括：第1主体部，其沿着第1磁极与第2磁极相对的第1方向延伸；第1延伸部，其从第1主体部的一端沿着与第1方向交叉的第2方向延伸；和第2延伸部，其从第1主体部的另一端沿着第2方向延伸，第1磁极与第1延伸部连接而被保持，第2磁极与第2延伸部连接而被保持，第1线圈卷绕设置于第1主体部。这样，如果在从第1保持部件的第1主体部的两端沿着一个方向延伸的第1延伸部和第2延伸部分别连接第1磁极和第2磁极，在第1主体部设置第1线圈而向第1磁极和第2磁极分别引导磁通，则能够相对于测量区域形成更均匀的(均匀的)静磁场。

在本公开的脑测量装置中，也可以：第1线圈以相对于基准线对称的方式设置于第1主体部，其中，该基准线是通过第1方向上的第1磁极与第2磁极的中间点的线，且是沿着第2方向的基准线。在该情况下，由于从第1线圈到第1磁极和第2磁极各自的路径长度一致，所以形成于测量区域的静磁场的均匀性(均匀性)进一步提高。

在本公开的脑测量装置中，也可以第1延伸部包括在该第1延伸部的与第1主体部相反的一侧的端部向第2磁极弯曲的第1弯曲部，第2延伸部包括在该第2延伸部的与第1主体部相反的一侧的端部向第1磁极弯曲的第2弯曲部，第1磁极从第1方向观察呈圆形，且在该圆形的中心与第1弯曲部的前端连接而被保持，第2磁极从第1方向观察呈圆形，且在该圆形的中心与第2弯曲部的前端连接而被保持。在该情况下，来自第1线圈的磁通被引导至第1磁极和第2磁极各自的中心，所以形成于测量区域的静磁场的均匀性进一步提高。

在本公开的脑测量装置中，也可以第1延伸部和第2延伸部沿着第2方向呈直线状延伸，第1磁极在该第1磁极的第1延伸部侧的外缘与第1延伸部的前端连接而被保持，第2磁极在该第2磁极的第2延伸部侧的外缘与第2延伸部的前端连接而被保持。在该情况下，能够将从第1线圈分别到达第1磁极和第2磁极的磁路构成得更短，所以能够提高形成于测量区域的静磁场的磁场强度。

在本公开的脑测量装置中，也可以静磁场形成部具备：用于产生磁通的第2线圈；和第2保持部件，其形成有用于将由第2线圈产生的磁通分别引导至第1磁极和第2磁极的磁路，第2保持部件包括：第2主体部，其沿着第1方向延伸；第3延伸部，其从第2主体部的一端沿着第2方向呈直线状延伸；和第4延伸部，其从第2主体部的另一端沿着第2方向呈直线状延伸，第3延伸部的前端与第1磁极的第3延伸部侧的外缘连接，第4延伸部的前端与第2磁极的第4延伸部侧的外缘连接，第2线圈卷绕设置于第2主体部。在该情况下，在第1磁极和第2磁极的两侧配置线圈，从各个线圈向第1磁极和第2磁极引导磁通，所以形成于测量区域的静磁场的均匀性进一步提高。

在本公开的脑测量装置中，也可以从第1磁极与第2磁极的相对方向观察时的第1磁极的大小和第2磁极的大小，比第1磁极与第2磁极的间隔大。在该情况下，能够选择性地使用在第1磁极与第2磁极之间的区域中的、形成有更均匀的静磁场的中心侧的区域。

根据本公开，能够提供一种能够实现低耗电化的脑测量装置。

附图说明

图1是表示一个实施方式的脑测量装置的示意图。

图2是表示图1所示的OPM模块的结构的具体例的图。

图3是表示图1所示的静磁场形成部的侧视图。

图4是表示由静磁场形成部形成的磁场引起的磁通密度分布的曲线图。

图5是表示由静磁场形成部形成的磁场引起的磁通密度分布的曲线图。

图6是表示由静磁场形成部形成的磁场引起的磁通密度分布的曲线图。

图7是表示一个实施方式的脑测量方法的一个工序的流程图。

图8是表示一个实施方式的脑测量方法的一个工序的流程图。

图9是表示变形例的静磁场形成部的侧视图。

图10是表示由图9所示的静磁场形成部形成的磁场引起的磁通密度分布的曲线图。

图11是表示由图9所示的静磁场形成部形成的磁场引起的磁通密度分布的曲线图。

图12是表示另一变形例的静磁场形成部的侧视图。

图13是表示由图12所示的静磁场形成部形成的磁场引起的磁通密度分布的曲线图。

图14是表示由图12所示的静磁场形成部形成的磁场引起的磁通密度分布的曲线图。

具体实施方式

以下，参照附图对一个实施方式的脑测量装置和脑测量方法进行说明。在各图的说明中，对相同的要素、相当的要素标注彼此相同的附图标记，有时省略重复的说明。另外，在各图中，有时表示由X轴、Y轴和Z轴规定的正交坐标系。在以下的说明中，将大体平行于受试者的头部的中心轴的方向设定为Z轴方向，并且将垂直于Z轴的方向并且彼此垂直的方向设定为X轴方向和Y轴方向。

图1是表示一个实施方式的脑测量装置的示意图。如图1所示，脑测量装置M1是用于将伴随受试者的脑中的神经活动而产生的磁场产生源假定为等效电流偶极矩矢量，取得其位置和方向，并且取得受试者的MRI(magnetic resonance imaging：磁共振成像)的装置。脑测量装置M1具备多个OPM(光泵磁强计，optically pumped magnetometer)模块1、多个地磁磁场修正用磁传感器2、多个主动屏蔽用磁传感器3、非磁性框架4、一对梯度磁场修正线圈8(地磁磁场修正线圈)、一对主动屏蔽线圈9、静磁场形成部50、发送线圈21、接收线圈22(检测线圈)、OPM模块23和输出线圈24。此外，脑测量装置M1具备：控制装置(生成部)5、线圈电源6、泵浦激光器10、探测激光器11、放大器12A、12B、加热器控制器13、电磁屏蔽14、发送线圈控制器15、和电源部100。

OPM模块1具有光激发磁传感器1A、绝热材料1B和读取电路1C。多个OPM模块1例如沿头皮以规定的间隔配置。光激发磁传感器1A是利用光泵浦来测量脑磁场的传感器，并且例如具有约10fT～10pT的灵敏度。绝热材料1B防止光激发磁传感器1A的热移动和热传递。读取电路1C是获得光激发磁传感器1A的检测结果的电路。光激发磁传感器1A通过向封入有碱金属蒸气的单元(cell)照射泵浦光，来使碱金属成为激发状态。

激发状态的碱金属处于自旋极化状态，并且当接收磁性时，碱金属原子的电子自旋极化轴的倾斜根据磁性而变化。该电子自旋极化轴的倾斜通过与泵浦光分开照射的探测光来检测。此外，光激发磁传感器1A以向泵浦光的照射方向施加规定的偏置磁场以对包含于0～200Hz的范围的频率的磁场具有灵敏度的方式来构成。读取电路1C通过光电二极管接收通过碱金属蒸气的探测光，并且获得检测结果。读取电路1C将检测结果输出到放大器12A。

光激发磁传感器1A例如也可以作为轴型梯度计(Gradiometer)。轴型梯度计在与受试者的头皮(测量部位)垂直的方向并且同轴上具有测量区域和参考区域。测量区域是指例如轴型梯度计测量脑磁场的部位中的、最靠近受试者的头皮的部位。参考区域是指例如轴型梯度计测量脑磁场的部位中的、相对于远离受试者的头皮的方向，距测量区域规定的距离(例如，3cm)的部位。

轴型梯度计将在测量区域和参考区域测量的各个结果输出到放大器12A。在此，在包含共模噪声的情况下，该影响在测量区域的输出结果和参考区域的输出结果的各个示出。共模噪声通过获得测量区域的输出结果与参考区域的输出结果之差来去除。通过去除共模噪声，例如，在1pT的磁噪声环境下测量的情况下，光激发磁传感器1A能够获得约10fT/√Hz的灵敏度。

地磁磁场修正用磁传感器2是在对应于光激发磁传感器1A的位置处、测量与地磁相关的磁场的传感器，并且例如通过具有约1nT～100μT程度的灵敏度的磁通门传感器构成。对应于光激发磁传感器1A的位置是指配置有光激发磁传感器1A的区域的周边(附近)的位置。地磁磁场修正用磁传感器2也可以针对光激发磁传感器1A一一对应地设置，也可以一对多地设置(1台地磁磁场修正用磁传感器2对应于多个光激发磁传感器1A)。

地磁磁场修正用磁传感器2测量作为与地磁相关的磁场的、例如地磁和地磁的梯度磁场(有时简称为“梯度磁场”)，并将测量值输出到控制装置5。地磁磁场修正用磁传感器2的测量值可以通过具有方向和大小的矢量来表示。地磁磁场修正用磁传感器2也可以以规定的时间间隔连续进行测量和输出。

主动屏蔽用磁传感器3是在对应于光激发磁传感器1A的位置处测量变化磁场的传感器，并且例如通过具有约100fT～10nT的灵敏度并且与光激发磁传感器1A不同的光激发传感器构成。对应于光激发磁传感器1A的位置是指配置有光激发磁传感器1A的区域的周边(附近)的位置。主动屏蔽用磁传感器3也可以针对光激发磁传感器1A一一对应地设置，也可以一对多地设置(1台主动屏蔽用磁传感器3对应于多个光激发磁传感器1A)。

主动屏蔽用磁传感器3测量作为变化磁场的例如200Hz以下的噪声(交流)分量的磁场，并且将测量值输出至控制装置5。主动屏蔽用磁传感器3的测量值可以通过具有方向和大小的矢量来表示。主动屏蔽用磁传感器3也可以以规定的时间间隔连续进行测量和输出。

非磁性框架4是覆盖作为脑磁场的测量对象的受试者的头皮的整个区域的框架，并且由石墨等的相对磁导率接近1并且不干扰磁场分布的非磁性材料构成。非磁性框架4能够是例如包围受试者的头皮的整个区域、并且戴在受试者的头部的头盔型框架。在非磁性框架4，以接近受试者的头皮的方式固定有多个光激发磁传感器1A。另外，在非磁性框架4，以能够测量多个光激发磁传感器1A的各个的位置处的、与地磁相关的磁场的方式固定有地磁磁场修正用磁传感器2，并且以能够测量多个光激发磁传感器1A的各个的位置处的变化磁场方式固定有主动屏蔽用磁传感器3。

由于变化磁场的根据位置的磁场强度的偏差比静磁场小，所以在非磁性框架4，也可以以主动屏蔽用磁传感器3的数量比地磁磁场修正用磁传感器2的数量少的方式进行固定。另外，非磁性框架4内的多个光激发磁传感器1A的受试者的头皮侧，固定有用于检测用于MR图像测量的核磁共振信号的接收线圈22。该接收线圈22检测后述的质子的核磁共振信号，并且转换为电流。为了提高核磁共振信号的检测灵敏度，接收线圈22优选地设置于靠近光激发磁传感器1A的受试者的头部的头皮的一侧。

发送线圈21是在MRI测量时向受试者的头部照射规定频率(例如，约300kHz)的RF脉冲(发送脉冲)的线圈。该发送线圈21例如配置在非磁性框架4的外部的受试者的头部的上方。输出线圈24经由电缆电连接到接收线圈22的两端，并且接收流过接收线圈22的两端的电流，将该电流再次转换为磁信号并且输出。

OPM模块23与OPM模块1一样，具有光激发磁传感器23A、绝热材料23B和读取电路23C。OPM模块23例如在非磁性框架4的外部，与输出线圈24一起收纳配置于遮蔽后述的静磁场的磁屏蔽25内。磁屏蔽25由相对磁导率大于1的例如μ金属等构成。

光激发磁传感器23A是利用光泵浦来测量磁信号的传感器。此外，光激发磁传感器23A以向泵浦光的照射方向施加规定的偏置磁场以对包含于20kHz～500kHz的范围的频率的磁场具有灵敏度的方式来构成。例如，施加约40μT的偏置磁场，以对质子发出的电磁波的300kHz的频率具有灵敏度。读取电路23C将通过光激发磁传感器23A的检测结果输出到放大器12B。

图2是表示图1所示的OPM模块的结构的具体例的图。如图2所示，光激发磁传感器23A含有：长条状的单元26，封入有含有根据测量的磁场而变化极化的方向的碱金属的气体；加热器27，将整个单元26加热至规定温度(例如，180度)；偏振光束分束器28和光检测器29。在该单元26，在沿其内部的长边方向从外部导入泵浦光L1，并且沿垂直于长度方向的方向，与在其长边方向上被分割成多个(例如，四等分)的交叉区域26A的各个相对应，分支照射自外部的探测光L2。

透过这些交叉区域26A的探测光L2，通过与各个交叉区域26A相对应设置的偏振光束分束器28和光检测器29，其磁旋光角度被检测。即，偏振光束分束器28将探测光L2分离成彼此正交的2个直线偏振光分量，并且光检测器29使用内置的2个PD(光电二极管)检测2个直线偏振光分量的强度，并且基于检测的强度的比来检测探测光L2的磁旋光角度。在OPM模块23，还设置有电路板30，并且经由该电路板30内的读取电路23C，输出针对各个交叉区域26A的每一个检测的探测光L2的磁旋光角度。

在磁屏蔽25内，以与上述结构的OPM模块23的单元26的各交叉区域26A相对的方式，固定输出线圈24。通过这样的结构，基于根据碱金属原子的电子自旋极化轴的倾斜而变化的探测光L2的磁旋光角度，来检测基于通过接收线圈22检测的电磁场E_OUT，由输出线圈24而生成的磁信号B_OUT。在此，在图2的示例中，交叉区域26A的分割数被设置为4个，但是也可以变更为任意数。另外，单元26可以并列地设置为多个，并且交叉区域26A也可以二维地(例如，4×4＝16个)排列设置。

控制装置5，当测量脑磁场时，基于从地磁磁场修正用磁传感器2和主动屏蔽用磁传感器3输出的测量值，来确定对应于各种线圈的电流，并且将用于输出电流的控制信号输出至线圈电源6和电源部100。控制装置5，基于多个地磁磁场修正用磁传感器2的测量值，以产生抵消与地磁相关的磁场的磁场的方式，来确定对静磁场形成部50和梯度磁场修正线圈8的电流。另外，关于静磁场形成部50的详细内容将在后面叙述。另外，控制装置5基于多个主动屏蔽用磁传感器3的测量值，以产生抵消变化磁场的磁场的方式，来确定对主动屏蔽线圈9的电流。控制装置5将对应于确定的电流的控制信号输出到线圈电源6。

具体地，控制装置5，以使多个地磁磁场修正用磁传感器2的测量值的平均值近似为零的方式(作为结果，以产生与光激发磁传感器1A的位置的地磁反向且大小相同程度的磁场的方式)，来确定对静磁场形成部50的电流。控制装置5将对应于所确定的静磁场形成部50的电流的控制信号(静磁场修正用控制信号)输出至电源部100。

另外，控制装置5，以使自多个地磁磁场修正用磁传感器2的测量值的平均值的偏差最小的方式(作为结果，产生与光激发磁传感器1A的位置的梯度磁场反向且大小相同程度的磁场的方式)，来确定对梯度磁场修正线圈8的电流。控制装置5将对应于确定的梯度磁场修正线圈8的电流的控制信号(静磁场修正用控制信号)输出至线圈电源6。

另外，控制装置5，以使多个主动屏蔽用磁传感器3的测量值的平均值近似为零的方式(作为结果，以产生与光激发磁传感器1A的位置的变化磁场反向且大小相同程度的磁场的方式)，来确定对主动屏蔽线圈9的电流。控制装置5将对应于确定的主动屏蔽线圈9的电流的控制信号(变化磁场修正用控制信号)输出至线圈电源6。

另外，控制装置5利用从放大器12A输出的信号，来获得与光激发磁传感器1A检测的磁相关的信息。在光激发磁传感器1A是轴型梯度计的情况下，控制装置5也可以通过获得测量区域的输出结果与参考区域的输出结果之差，来去除共模噪声。此外，控制装置5也可以控制泵浦激光器10和探测激光器11的照射时刻、照射时间等的动作。

另外，控制装置5在MR图像的测量时，确定供给至静磁场形成部50和梯度磁场修正线圈8的电流，静磁场形成部50和梯度磁场修正线圈8作为静磁场和倾斜磁场的施加用的线圈而分别动作，并且控制装置5将用于输出电流的控制信号输出至线圈电源6和电源部100。即，控制装置5，以向受试者的头部施加规定的强度(例如，7mT)的X轴方向的磁场作为静电场的方式，确定流过静磁场形成部50的电流。另外，控制装置5，选择性地确定X轴方向磁场梯度(dBX/dX)、Y轴方向磁场梯度(dBX/dY)和Z轴方向磁场梯度(dBX/dZ)作为倾斜磁场，并且确定流过梯度磁场修正线圈8的电流。因此，能够确定MR图像中的切片位置，并且能够通过相位编码和频率编码来进行切片面内的位置的编码。此外，控制装置5，在测量MR图像时，以不向去除低频的噪声的主动屏蔽线圈9供给电流的方式，输出控制信号。

另外，控制装置5，在测量MR图像时，对发送线圈控制器15，通过输出控制供给至发送线圈21的电力的控制信号，以向受试者的头部照射规定的频率(例如，静磁场的强度为7mT的情况为300kHz)的发送脉冲，来进行控制。其结果是，切片面(通过静磁场和倾斜磁场选择的面)的质子共振并且自旋倾斜。其后，控制装置5控制关闭发送线圈21的电力。由此，能够基于OPM模块23的输出，通过测量自旋恢复的形态，来获得MR图像。更具体地，控制装置5，使用公知的自旋回波序列或者梯度回波序列等，通过频率和相位对位置进行编码并且测量来自质子的核磁共振信号，并且将该测量结果使用FFT转换为MR图像。

控制装置5物理地构成为具有RAM、ROM等的存储器、CPU等的处理器(运算电路)、通信接口、硬盘等的存储部。作为相关的控制装置5可以举例例如个人计算机、云服务器、智能手机、平板电脑终端等。控制装置5通过由计算机系统的CPU执行存储于存储器中的程序来发挥功能。

线圈电源6根据从控制装置5输出的控制信号，将规定的电流输出至梯度磁场修正线圈8和主动屏蔽线圈9的各个。另外，电源部100根据静磁场形成部50的控制信号，向静磁场形成部50输出电流。另外，线圈电源6根据与梯度磁场修正线圈8相关的控制信号，将电流输出至梯度磁场修正线圈8。进而，线圈电源6根据与主动屏蔽线圈9相关的控制信号，将电流输出至主动屏蔽线圈9。

发送线圈控制器15电连接至发送线圈21，并且根据从控制装置5输出的控制信号，以照射规定频率的发送脉冲的方式，将电力供给至发送线圈21。

静磁场形成部50还是用于修正与光激发磁传感器1A的位置的地磁相关的磁场中的、地磁的磁场的结构。静磁场形成部50根据从电源部100供给的电流而产生磁场，来进行地磁的抵消。静磁场形成部50在后面详细叙述，在此具有一对第1磁极51和第2磁极52。一对第1磁极51和第2磁极52，以夹着光激发磁传感器1A(例如，在受试者的左右)的方式进行配置。一对第1磁极51和第2磁极52，根据从电源部100供给的电流，产生与光激发磁传感器1A的位置的地磁反向且大小相同程度的磁场。磁场的方向例如是X轴方向、Y轴方向和Z轴方向。光激发磁传感器1A的位置的地磁被由第1磁极51和第2磁极52产生的反向且大小相同程度的磁场抵消。

通过这样的方式，静磁场形成部50还能够修正光激发磁传感器1A的位置的地磁。另外，静磁场形成部50具有在MR图像测量时产生X轴方向的静磁场的作用。静磁场形成部50根据从电源部100供给的电流产生规定的强度的静磁场。

梯度磁场修正线圈8是用于修正与光激发磁传感器1A的位置的地磁相关的磁场中的、梯度磁场的线圈。梯度磁场修正线圈8根据从线圈电源6供给的电流而产生磁场，来进行梯度磁场的抵消。梯度磁场修正线圈8例如具有一对梯度磁场修正线圈8A和8B。一对梯度磁场修正线圈8A和8B，以夹着光激发磁传感器1A(例如，在受试者的左右)的方式，进行配置。一对梯度磁场修正线圈8A和8B，根据从线圈电源6供给的电流，产生与光激发磁传感器1A的位置的梯度磁场反向且大小相同程度的磁场。磁场的方向例如是X轴方向、Y轴方向和Z轴方向。光激发磁传感器1A的位置的梯度磁场被由梯度磁场修正线圈8产生的反向且大小相同程度的磁场抵消。

通过这样的方式，梯度磁场修正线圈8修正光激发磁传感器1A的位置的梯度磁场。另外，梯度磁场修正线圈8具有作为倾斜磁场线圈的作用，该倾斜磁场线圈用于在MR图像测量时产生倾斜磁场。梯度磁场修正线圈8根据从线圈电源6供给的电流，产生在X轴方向、Y轴方向和Z轴方向具有选择性的梯度的倾斜磁场。

主动屏蔽线圈9是用于修正光激发磁传感器1A的位置的变化磁场的线圈。主动屏蔽线圈9对应于从线圈电源6供给的电流而产生磁场，来进行变化磁场的抵消。主动屏蔽线圈9例如具有一对主动屏蔽线圈9A和9B。一对主动屏蔽线圈9A和9B，以夹着光激发磁传感器1A(例如，在受试者的左右)的方式，进行配置。一对主动屏蔽线圈9A和9B，对应于从线圈电源6供给的电流，产生与光激发磁传感器1A的位置的变化磁场反向且大小相同程度的磁场。磁场的方向例如是X轴方向、Y轴方向和Z轴方向。光激发磁传感器1A的位置的变化磁场被由主动屏蔽线圈9产生的反向且大小相同程度的磁场抵消。通过这样的方式，主动屏蔽线圈9修正光激发磁传感器1A的位置的变化磁场。

泵浦激光器10是生成泵浦光的激光装置。从泵浦激光器10出射的泵浦光通过光纤分支，入射至多个光激发磁传感器1A和光激发磁传感器23A的各个。探测激光器11是生成探测光的激光装置。从探测激光器11出射的探测光通过光纤分支，入射至多个光激发磁传感器1A和光激发磁传感器23A的各个。

放大器12A是放大来自OPM模块1(具体地，读取电路1C)的输出结果的信号并且输出至控制装置5的设备或电路。放大器12B是放大来自OPM模块23(具体地，读取电路23C)的输出结果的信号并且输出至控制装置5的设备或电路。

加热器控制器13是与用于加热光激发磁传感器1A的单元和光激发磁传感器23A的单元的加热器、和测量各个单元的温度的热电偶(未图示)连接的调温装置。加热器控制器13从热电偶接收单元的温度信息，并且基于该温度信息通过调整加热器的加热，来调整单元的温度。

电磁屏蔽14是遮蔽高频(例如，10kHz以上)的电磁噪声的屏蔽部件，例如，由金属线编织的网状物、或者通过铝等的非磁性金属板等构成。电磁屏蔽14，以包围OPM模块1、23、发送线圈21、接收线圈22、输出线圈24、地磁磁场修正用磁传感器2、主动屏蔽用磁传感器3、非磁性框架4、静磁场形成部50、梯度磁场修正线圈8、和主动屏蔽线圈9的方式，进行配置。通过该电磁屏蔽14，能够在MR图像测量时，防止作为测量频率的300kHz频带的噪声入射至接收线圈22而噪声上升。另外，能够在脑磁场测量时，防止高频噪声入射至光激发磁传感器1A和动作变得不稳定。

接着，对静磁场形成部50的详细情况进行说明。图3是表示图1所示的静磁场形成部的侧视图。如图3所示，静磁场形成部50具有第1磁极51、第2磁极52、第1线圈53和第1保持部件54。在此，第1磁极51和第2磁极52沿着X轴方向相互分离且相对地配置。由此，在MR图像测量时，在第1磁极51与第2磁极52之间形成静磁场。因此，第1磁极51与第2磁极52之间的区域是测量区域AR。换言之，第1磁极51和第2磁极52以隔着该测量区域AR相互相对的方式配置。

参照图1，至少从Y方向观察时，梯度磁场修正线圈8和主动屏蔽线圈9配置在第1磁极51与第2磁极52之间。因此，静磁场形成部50用于在测量区域AR形成静磁场，另一方面，梯度磁场修正线圈8也是用于在MR图像测量时在测量区域AR形成倾斜磁场的倾斜磁场线圈。另外，发送线圈21以面向测量区域AR的方式配置，用于在MR图像测量时向测量区域AR中的受试者发送发送脉冲。并且，接收线圈22用于在MR图像测量时检测由于发送脉冲的发送而在受试者中产生的核磁共振信号。进而，控制装置(生成部)5基于接收线圈22检测出的核磁共振信号生成MR图像。

继续参照图3。第1线圈53接受来自电源部100的电力的供给而产生磁通。第1线圈53卷绕设置于第1保持部件54。第1保持部件54保持第1磁极51和第2磁极52，形成用于将由第1线圈53产生的磁通分别引导至第1磁极51和第2磁极52的磁路。由此，在第1磁极51与第2磁极52之间(测量区域AR)产生磁场。

第1保持部件54包括：第1主体部55，其沿着第1磁极51与第2磁极52相对的X轴方向(第1方向)延伸；第1延伸部56，其从第1主体部55的一端沿着与X轴方向交叉的Z方向(第2方向)延伸；和第2延伸部57，其从第1主体部55的另一端沿着Y轴方向延伸。作为一例，第1延伸部56与第2延伸部57相互大致平行。第1磁极51与第1延伸部56连接而被保持，第2磁极52与第2延伸部57连接而被保持。

更具体而言，第1延伸部56包括在该第1延伸部56的与第1主体部55相反侧的端部向第2磁极52弯曲的第1弯曲部58，第2延伸部57包括在该第2延伸部57的与第1主体部55相反侧的端部向第1磁极弯曲的第2弯曲部59。由此，第1保持部件54整体构成为大致C字状。并且，第1磁极51与第1弯曲部58的前端连接而被保持，第2磁极52与第2弯曲部59的前端连接而被保持。

特别是，在此，第1磁极51和第2磁极52分别呈圆板状，在该圆形的大致中心分别与第1弯曲部58和第2弯曲部59连接。因此，在第1磁极51与第2磁极52之间形成的测量区域AR例如能够形成为大致圆柱状。作为一例，第1保持部件54呈截面圆形的棒状。第1磁极51、第2磁极52和第1保持部件54由导磁率高且磁通容易通过的磁性体(例如钢)形成为实心状。

在此，第1线圈53为1个，设置于第1主体部55的中心。但是，第1线圈53也可以是多个，在该情况下，只要以相对于通过X轴方向上的第1磁极51与第2磁极52的中间点且沿着Z方向的基准线对称的方式设置于第1主体部55即可。第1线圈53的匝数例如为1000匝，流过3A左右的电流。在该情况下，消耗电力能够成为50W左右。

在此，从第1磁极51与第2磁极52的相对方向(X轴方向)观察时的第1磁极51的大小和第2磁极52的大小比第1磁极51与第2磁极52的间隔Da大。作为一例，第1磁极51与第2磁极52的间隔Da为300mm左右，第1磁极51和第2磁极52的直径φa为600mm左右。即，在该例中，第1磁极51和第2磁极52的大小是第1磁极51与第2磁极52的间隔Da的2倍左右。另外，第1磁极51和第2磁极52的厚度T例如为75mm左右且均匀。但是，第1磁极51和第2磁极52的厚度T也可以不均匀。作为一个例子，第1磁极51和第2磁极52也可以形成为在周缘部附近相对较厚。在该情况下，抑制周缘部附近的静磁场的均匀性的降低，进一步提高形成于测量区域AR的静磁场的均匀性。另外，在该例中，第1磁极51和第2磁极52为相同形状。

第1保持部件54的直径φb例如为50mm～100mm程度，作为一例为75mm左右。第1延伸部56和第2延伸部57的长度La例如为600mm左右。另外，沿着X轴方向的第1延伸部56与第2延伸部57的间隔Db为600mm左右。因此，第1延伸部56和第2延伸部57的长度La、第1磁极51和第2磁极52的直径φa、第1延伸部56与第2延伸部57的间隔Db能够分别为彼此相同的程度。此外，第1主体部55中的设置有第1线圈53的范围的长度Lb例如为150mm左右。

接着，对由如上构成的静磁场形成部50形成的磁场进行说明。图4是表示由静磁场形成部形成的磁场的测量区域的磁通密度分布的曲线图。在图4的(a)中，横轴为X轴方向的位置，在图4的(b)中，横轴为Z轴方向的位置。中心均为0。因此，在图4的(a)、(b)的任一个中，0mm至±150mm的范围相当于从第1磁极51和第2磁极52的圆形的中心起在径向上150mm左右的范围。

如图4所示，根据如以上那样构成的静磁场形成部50，在第1保持部件54的直径φb为50mm的情况下为3mT左右，在直径φb为75mm的情况下为6.5mT～7mT程度，在直径φb为100mm的情况下为9mT左右，能够理解在XZ面内得到均匀的磁通密度分布。特别是，如图5和图6所示，在第1保持部件54的直径φb为75mm的情况下，可以理解为在测量区域RA中，在XZ面内的至少φ200mm左右的范围内，在6.7mT得到大致均匀的磁通密度分布。

接着，参照图7和图8，对实施方式的脑测量方法进行说明。图7和图8是表示一个实施方式的脑测量方法的一个工序的流程图。

首先，当在非磁性框架4戴于受试者的情况下开始脑磁场的测量时，地磁磁场修正用磁传感器2测量作为静磁场的、与地磁场相关的磁场(步骤S11)。地磁磁场修正用磁传感器2在光激发磁传感器1A的各个的位置处测量地磁和梯度磁场，并且将测量值输出到控制装置5。

控制装置5和线圈电源6控制对静磁场形成部50的电流(步骤S12)。控制装置5，基于地磁磁场修正用磁传感器2的测量值，以产生与光激发磁传感器1A的位置的地磁反向且大小相同程度的磁场的方式，来确定对静磁场形成部50(即第1线圈53)的电流。更具体地，控制装置5例如以使多个地磁磁场修正用磁传感器2的测量值的平均值近似为零的方式，来确定对静磁场形成部50的电流。控制装置5将对应于确定的电流的控制信号输出到电源部100。电源部100根据由控制装置5输出的控制信号，将规定的电流输出至第1线圈53。第1线圈53根据从电源部100供给的电流产生磁通。由第1线圈53产生的磁通被第1保持部件54引导至第1磁极51和第2磁极52。由此，在第1磁极51与第2磁极52之间产生磁场。光激发磁传感器1A的位置的地磁被由第1线圈53产生的、反向且大小相同程度的磁场抵消。这样，静磁场形成部50还作为用于修正地磁的磁场的地磁磁场修正线圈发挥功能。

控制装置5和线圈电源6控制对梯度磁场修正线圈8的电流(步骤S13)。控制装置5，基于地磁磁场修正用磁传感器2的测量值，以产生与光激发磁传感器1A的位置的梯度磁场反向且大小相同程度的磁场的方式，来确定对梯度磁场修正线圈8的电流。更具体地，控制装置5例如以自多个地磁磁场修正用磁传感器2的测量值的平均值的偏差最小的方式，来确定对梯度磁场修正线圈8的电流。控制装置5将对应于确定的电流的控制信号输出到线圈电源6。线圈电源6根据由控制装置5输出的控制信号，将规定的电流输出至梯度磁场修正线圈8。梯度磁场修正线圈8根据从线圈电源6供给的电流产生磁场。光激发磁传感器1A的位置的梯度磁场被由梯度磁场修正线圈8产生的反向且大小相同程度的磁场抵消。

控制装置5判定修正后的静磁场(与地磁相关的磁场)的测量值是否为基准值以下(步骤S14)。修正后的静磁场的测量值是指在通过静磁场形成部50和梯度磁场修正线圈8修正静磁场后，通过地磁磁场修正用磁传感器2来测量的值。基准值是光激发磁传感器1A正常地动作的磁场的大小，例如能够是1nT。在静磁场的测量值不是基准值以下(在步骤S14中“否”)的情况下，返回至步骤S11。在静磁场的测量值是基准值以下(在步骤S14中“是”)的情况下，进入至步骤S15。

主动屏蔽用磁传感器3测量变化磁场(步骤S15)。主动屏蔽用磁传感器3在光激发磁传感器1A的各个的位置处测量变化磁场，并且将测量值输出到控制装置5。

控制装置5和线圈电源6控制对主动屏蔽线圈9的电流(步骤S16)。控制装置5，基于主动屏蔽用磁传感器3的测量值，以产生与光激发磁传感器1A的位置的变化磁场反向且大小相同程度的磁场的方式，来确定对主动屏蔽线圈9的电流。更具体地，控制装置5例如以使多个主动屏蔽用磁传感器3的测量值的平均值近似为零的方式，来确定对主动屏蔽线圈9的电流。控制装置5将对应于确定的电流的控制信号输出到线圈电源6。线圈电源6根据由控制装置5输出的控制信号，将规定的电流输出至主动屏蔽线圈9。主动屏蔽线圈9根据从线圈电源6供给的电流产生磁场。光激发磁传感器1A的位置的变化磁场被由主动屏蔽线圈9产生的反向且大小相同程度的磁场抵消。

控制装置5判定修正后的变化磁场的测量值是否为基准值以下(步骤S17)。修正后的变化磁场的测量值是指在通过主动屏蔽线圈9修正变化磁场之后，通过主动屏蔽用磁传感器3测量的值。基准值是能够测量脑磁场的噪声水平，例如能够设置为1pT。在变化磁场的测量值不是基准值以下(在步骤S17中“否”)的情况下，返回至步骤S15。在变化磁场的测量值是基准值以下(在步骤S17中“是”)的情况下，进入至步骤S18。

光激发磁传感器1A测量脑磁场(步骤S18)。控制装置5将获得的测量结果输出到规定的输出目的地。规定的输出目的地除控制装置5的存储器、硬盘等的存储装置、显示器等的输出装置之外，也可以是经由通信接口连接的终端装置等的外部装置。因为至此光激发磁传感器1A的位置的静磁场(与地磁相关的磁场)和变化磁场以变为规定的基准值以下的方式被抵消，所以光激发磁传感器1A能够在避开静电场(与地磁相关的磁场)的影响和变化磁场的影响的状态下，测量脑磁场。这样，控制装置5也是用于基于光激发磁传感器1A的脑磁场的检测结果来生成受试者的脑磁场分布的生成部。

移至图8，当在非磁性框架4保持戴于受试者的状态下继续开始MR图像的测量时，控制装置5确定供给至静磁场的施加用的静磁场形成部50(即第1线圈53)的电流，并且通过将控制信号输出至电源部100，来控制在受试者的头部的X轴方向的静电场的生成(步骤S19)。这样，静磁场形成部50也作为用于施加静磁场的静磁场线圈发挥功能。接着，控制装置5确定供给至倾斜磁场的生成用的梯度磁场修正线圈8的电流，并且通过将控制信号输出至线圈电源6，来控制X轴方向磁场梯度(dBx/dX)的生成(步骤S20)。同时，控制装置5对发送线圈控制器15输出控制供给至发送线圈21的电力的控制信号，并且以向受试者的头部照射发送脉冲的方式进行控制(步骤S21)。由此，规定的切片面的质子被激发。

另外，控制装置5确定供给至倾斜磁场的生成用的梯度磁场修正线圈8的电流，并且通过将控制信号输出至线圈电源6，来控制切片面上的Y轴方向磁场梯度(dBx/dY)的生成(步骤S22)。由此，进行相位编码。并且，控制装置5确定供给至倾斜磁场的生成用的梯度磁场修正线圈8的电流，并且通过将控制信号输出至线圈电源6，来控制切片面上的Z轴方向磁场梯度(dBx/dZ)的生成(步骤S23)。由此，进行频率编码。

与此同时，从OPM模块23，经由接收线圈22和输出线圈24，输出来自质子的核磁共振信号，随之，控制装置5获得核磁共振信号的数据(步骤S24)。此后，控制装置5判定是否获得与其他切片面相关的核磁共振信号数据(步骤S25)。在判定的结果为获得与其他切片面相关的核磁共振信号数据的情况下(在步骤S25中“是”)，返回至处理步骤S20。另一方面，在未获得与其他切片面相关的核磁共振信号数据的情况下(在步骤S25中“否”)，通过将迄今为止获得的核磁共振信号数据进行傅立叶变换来获得MR图像(步骤S26)。控制装置5将获得的MR图像输出到规定的输出目的地。规定的输出目的地除控制装置5的存储器、硬盘等的存储装置、显示器等的输出装置之外，也可以是经由通信接口连接的终端装置等的外部装置。这样，控制装置5也是基于接收线圈22检测出的核磁共振信号来生成受试者的MR图像的生成部。

如以上说明的那样，在脑测量装置M1中，在生成测量区域AR中的受试者的MR图像时，由静磁场形成部50在测量区域AR形成静磁场。在静磁场形成部50中，由第1线圈53产生的磁通通过形成于第1保持部件54的磁路，被引导至隔着测量区域AR相对配置的第1磁极51和第2磁极52。由此，在测量区域AR中，在第1磁极51与第2磁极52之间形成静磁场。这样，在该脑测量装置M1中，使用以夹着测量区域AR的方式配置的一对第1磁极51和第2磁极52来形成静磁场。因此，在脑测量装置M1中，例如与以包围测量区域AR的方式配置空芯线圈而形成静磁场的情况相比，能够实现约99％的低功耗化。

另外，在脑测量装置M1中，第1保持部件54包括：第1主体部55，其沿着第1磁极51与第2磁极52相对的X轴方向(第1方向)延伸；第1延伸部56，其从第1主体部55的一端沿着与X轴方向交叉的Z轴方向(第2方向)延伸；和第2延伸部57，其从第1主体部55的另一端沿着Z轴方向延伸。第1磁极51与第1延伸部56连接而被保持，第2磁极52与第2延伸部57连接而被保持。并且，第1线圈53卷绕设置于第1主体部55。这样，如果将第1磁极51和第2磁极52分别与从第1保持部件54的第1主体部55的两端沿着一个方向延伸的第1延伸部56和第2延伸部57连接，在第1主体部55设置第1线圈53而将磁通分别引导至第1磁极51和第2磁极52，则能够在测量区域AR中形成更均匀的(均匀的)静磁场。

另外，在脑测量装置M1中，第1线圈53以相对于通过X轴方向上的第1磁极51与第2磁极52的中间点且沿着Z轴方向的基准线对称的方式设置于第1主体部55。因此，从第1线圈53到第1磁极51和第2磁极52各自的路径长度一致，所以形成于测量区域AR的静磁场的均匀性(均匀性)进一步提高。

另外，在脑测量装置M1中，第1延伸部56包括在该第1延伸部56的与第1主体部55相反的一侧的端部向第2磁极52弯曲的第1弯曲部58，第2延伸部57包括在该第2延伸部57的与第1主体部55相反的一侧的端部向第1磁极51弯曲的第2弯曲部59。而且，第1磁极51从X轴方向观察呈圆形，且在该圆形的中心与第1弯曲部58的前端连接而被保持。而且，第2磁极52从X轴方向观察呈圆形，且在该圆形的中心与第2弯曲部59的前端连接而被保持。因此，来自第1线圈53的磁通被引导至第1磁极51和第2磁极52各自的中心，所以形成于测量区域AR的静磁场的均匀性进一步提高。

并且，在脑测量装置M1中，从第1磁极51与第2磁极52的相对方向(X轴方向)观察时的第1磁极51的大小(例如直径φa)和第2磁极52的大小(例如直径φa)比第1磁极51与第2磁极52的间隔Da大。因此，能够选择性地使用在第1磁极51与第2磁极52之间的区域中的、形成有更均匀的静磁场的中心侧的区域。

以上的实施方式对本公开的一个方面进行了说明。因此，本公开并不限定于上述的公开内容，能够任意地变形。接着，对变形例进行说明。

图9是表示变形例的静磁场形成部的侧视图。图9所示的静磁场形成部50A与上述实施方式的静磁场形成部50相比，第1延伸部56与第1磁极51的连接的方式、和第2延伸部57与第2磁极52的连接的方式不同，其他方面相同。

更具体而言，在静磁场形成部50A中，第1延伸部56和第2延伸部57沿着Z轴方向直线状地延伸。而且，第1磁极51在该第1磁极51的第1延伸部56侧的外缘51s与第1延伸部56的前端连接而被保持。另外，第2磁极52在该第2磁极52的第2延伸部57侧的外缘52s与第2延伸部57的前端连接而被保持。此外，Z轴方向上的从第1磁极51和第2磁极52的中心到第1延伸部56和第2延伸部57的边缘的长度Le例如为600mm左右，能够设为与第1磁极51和第2磁极52的大小(例如直径φa)相同的程度。

图10和图11是表示由图9所示的静磁场形成部形成的磁场的磁通密度分布的曲线图。如图10、11所示，根据静磁场形成部50A可知，在第1保持部件54的直径φb为75mm的情况下，在XZ面内的至少φ200mm左右的范围内，在7.3mT得到大致均匀的磁通密度分布。这样，根据静磁场形成部50A，能够将从第1线圈53分别到达第1磁极51和第2磁极52的磁路构成得更短，所以能够提高静磁场的磁场强度(磁通密度)，并且得到均匀的磁通密度分布。

图12是表示另一变形例的静磁场形成部的侧视图。图12所示的静磁场形成部50B与图9所示的静磁场形成部50A相比，在还具备用于产生磁通的第2线圈63和形成用于将由第2线圈63产生的磁通分别引导至第1磁极51和第2磁极52的磁路的第2保持部件64这一点上不同，在其他方面一致。

第2保持部件64包括：第2主体部65，其沿着X轴方向(第1方向)延伸；第3延伸部66，其从第2主体部65的一端沿着Z轴方向呈直线状延伸；和第4延伸部67，其从第2主体部65的另一端沿着Z轴方向呈直线状延伸。关于第2保持部件64的材料、各部分的形状、尺寸等，可以与第1保持部件54相同。

在静磁场形成部50B中，在第1磁极51的第3延伸部66侧的外缘51r连接有第3延伸部66的前端，在第2磁极52的第4延伸部67侧的外缘52r连接有第4延伸部67的前端。并且，第2线圈63卷绕设置于第2主体部65，作为第2线圈63，能够使用与第1线圈53相同的线圈。

图13和图14是表示由图12所示的静磁场形成部形成的磁场的磁通密度分布的曲线图。如图13、14所示，根据静磁场形成部50B可知，在第1保持部件54和第2保持部件64的直径φb为75mm的情况下，在XZ面内的至少φ200mm左右的范围内，在7.1mT得到更均匀的磁通密度分布。这样，根据静磁场形成部50B，在第1磁极51和第2磁极52的两侧配置线圈(第1线圈53和第2线圈63)，从各个线圈向第1磁极51和第2磁极52引导磁通，所以形成于测量区域AR的静磁场的均匀性进一步提高。

以上，对变形例进行了说明，但除此之外还能够进行任意的变形。例如，也可以将第1线圈53(或第2线圈63)分散为多个而设置于第1主体部55(或第2主体部65)。即使在该情况下，通过以相对于通过X轴方向上的第1磁极51与第2磁极52的中间点的线且沿着Z轴方向的基准线对称的方式分散，也能够确保形成于测量区域AR的静磁场的均匀性。

此外，第1保持部件54、第2保持部件64、或者第1磁极51、第2磁极52这样的静磁场形成部50、50A、50B的各部的形状、尺寸能够任意地调整。

以下附记以上的实施方式。在以下的附记所记载的脑测量装置和脑测量方法中，能够将各要素与上述实施方式的各要素任意地更换、应用。

[附记1]

一种脑测量装置，具备脑磁计、MRI装置和控制装置，其中，

所述脑磁计具有：

测量脑磁场的多个光激发磁传感器；

测量所述多个光激发磁传感器的各个的位置的、与地磁相关的磁场的多个地磁磁场修正用磁传感器；

测量所述多个光激发磁传感器的各个的位置的变化磁场的多个主动屏蔽用磁传感器；

用于修正与所述地磁相关的磁场的地磁磁场修正线圈；和

用于修正所述变化磁场的主动屏蔽线圈，

所述MRI装置具有：

用于施加静磁场的静磁场线圈；

用于施加倾斜磁场的倾斜磁场线圈；

用于发送规定的频率的发送脉冲的发送线圈；和

检测由所述发送脉冲的发送而生成的核磁共振信号的接收线圈，

在脑磁场的测量时，基于所述多个地磁磁场修正用磁传感器的测量值和所述多个主动屏蔽用磁传感器的测量值，来控制供给至所述地磁磁场修正线圈的电流和供给至所述主动屏蔽线圈的电流，

在MR图像的测量时，控制供给至所述静磁场线圈和所述倾斜磁场线圈的电流，并且控制所述静磁场和所述倾斜磁场，并且基于所述接收线圈的输出来生成MR图像。

[附记2]

根据附记1所述的脑测量装置，其中，所述地磁磁场修正线圈由用于修正所述地磁的磁场的地磁修正线圈和用于修正所述地磁的梯度磁场的梯度磁场修正线圈构成。

[附记3]

根据附记1或2所述的脑测量装置，其中，所述控制装置，以产生抵消与所述地磁相关磁场的磁场的方式，确定供给至所述地磁磁场修正线圈的电流，并且以产生抵消所述变化磁场的磁场的方式，确定供给至所述主动屏蔽线圈的电流。

[附记4]

根据附记1～3中任一项所述的脑测量装置，其中，所述地磁磁场修正线圈和所述主动屏蔽线圈分别是夹着所述多个光激发磁传感器配置的一对线圈。

[附记5]

根据附记1～4中任一项所述的脑测量装置，其中，还具备：电连接至所述接收线圈并且基于流过所述接收线圈的电流输出磁信号的输出线圈；和

检测由所述输出线圈输出的所述磁信号的另一光激发磁传感器，

所述控制装置，基于由所述另一光激发磁传感器检测出的所述磁信号，来生成所述MR图像。

[附记6]

根据附记1～5中任一项所述的脑测量装置，其中，所述多个光激发磁传感器是在与受试者的头皮垂直的方向且同轴上具有测量区域和参考区域的轴型梯度计。

[附记7]

根据附记1～6中任一项所述的脑测量装置，其中，所述多个光激发磁传感器、所述多个地磁磁场修正用磁传感器、所述多个主动屏蔽用磁传感器和所述接收线圈，被固定于戴于受试者的头部的头盔型的非磁性框架。

[附记8]

根据附记1～7中任一项所述的脑测量装置，其中，还具备用于遮蔽高频的电磁噪声的电磁屏蔽。

[附记9]

根据附记5所述的脑测量装置，其中，所述多个光激发磁传感器，以施加偏置磁场以对包含于0～200Hz的范围的频率具有灵敏度的方式来构成，

所述另一光激发磁传感器，以施加偏置磁场以对包含于20kHz～500kHz的范围的频率具有灵敏度的方式来构成。

[附记10]

一种使用脑磁计和MRI装置的脑测量方法，其中，

所述脑磁计具有：

测量脑磁场的多个光激发磁传感器；

测量所述多个光激发磁传感器的各个的位置的、与地磁相关的磁场的多个地磁磁场修正用磁传感器；

测量所述多个光激发磁传感器的各个的位置的变化磁场的多个主动屏蔽用磁传感器；

用于修正与所述地磁相关的磁场的地磁磁场修正线圈；和

用于修正所述变化磁场的主动屏蔽线圈，

所述MRI装置具有：

用于施加静磁场的静磁场线圈；

用于施加倾斜磁场的倾斜磁场线圈；

用于发送规定的频率的发送脉冲的发送线圈；和

检测由所述发送脉冲的发送生成的核磁共振信号的接收线圈，

在脑磁场的测量时，基于所述多个地磁磁场修正用磁传感器的测量值和所述多个主动屏蔽用磁传感器的测量值，来控制供给至所述地磁磁场修正线圈的电流和供给至所述主动屏蔽线圈的电流，

在MR图像的测量时，控制供给至所述静磁场线圈和所述倾斜磁场线圈的电流，并且控制所述静磁场和所述倾斜磁场，并且基于所述接收线圈的输出来生成MR图像。

[附记11]

根据附记10所述的脑测量方法，其中，所述地磁磁场修正线圈由用于修正所述地磁的磁场的地磁修正线圈和用于修正所述地磁的梯度磁场的梯度磁场修正线圈构成。

Claims (7)

1.一种脑测量装置，其特征在于，具备：

静磁场形成部，其用于在测量区域形成静磁场；

倾斜磁场线圈，其用于在所述测量区域形成倾斜磁场；

发送线圈，其用于向所述测量区域中的受试者发送发送脉冲；

检测线圈，其用于检测通过所述发送脉冲的发送而在所述受试者产生的核磁共振信号；和

生成部，其基于所述检测线圈检测出的核磁共振信号来生成MR图像，

所述静磁场形成部具备：

以隔着所述测量区域相互相对的方式配置的第1磁极和第2磁极；

用于产生磁通的第1线圈；和

第1保持部件，其保持所述第1磁极和所述第2磁极，形成用于将在所述第1线圈产生的磁通分别引导至所述第1磁极和所述第2磁极的磁路。

2.如权利要求1所述的脑测量装置，其特征在于：

所述第1保持部件包括：

第1主体部，其沿着所述第1磁极与所述第2磁极相对的第1方向延伸；

第1延伸部，其从所述第1主体部的一端沿着与所述第1方向交叉的第2方向延伸；和

第2延伸部，其从所述第1主体部的另一端沿着所述第2方向延伸，

所述第1磁极与所述第1延伸部连接而被保持，

所述第2磁极与所述第2延伸部连接而被保持，

所述第1线圈卷绕设置于所述第1主体部。

3.如权利要求2所述的脑测量装置，其特征在于：

所述第1线圈以相对于基准线对称的方式设置于所述第1主体部，所述基准线是通过所述第1方向上的所述第1磁极与所述第2磁极的中间点的线，且是沿着所述第2方向的基准线。

4.如权利要求2或3所述的脑测量装置，其特征在于：

所述第1延伸部包括在该第1延伸部的与所述第1主体部相反的一侧的端部向所述第2磁极弯曲的第1弯曲部，

所述第2延伸部包括在该第2延伸部的与所述第1主体部相反的一侧的端部向所述第1磁极弯曲的第2弯曲部，

所述第1磁极从所述第1方向观察呈圆形，且在该圆形的中心与所述第1弯曲部的前端连接而被保持，

所述第2磁极从所述第1方向观察呈圆形，且在该圆形的中心与所述第2弯曲部的前端连接而被保持。

5.如权利要求2或3所述的脑测量装置，其特征在于：

所述第1延伸部和所述第2延伸部沿着所述第2方向呈直线状延伸，

所述第1磁极在该第1磁极的所述第1延伸部侧的外缘与所述第1延伸部的前端连接而被保持，

所述第2磁极在该第2磁极的所述第2延伸部侧的外缘与所述第2延伸部的前端连接而被保持。

6.如权利要求2～5中任一项所述的脑测量装置，其特征在于：

所述静磁场形成部具备：

用于产生磁通的第2线圈；和

第2保持部件，其形成有用于将由所述第2线圈产生的磁通分别引导至所述第1磁极和所述第2磁极的磁路，

所述第2保持部件包括：

第2主体部，其沿着所述第1方向延伸；

第3延伸部，其从所述第2主体部的一端沿着所述第2方向呈直线状延伸；和

第4延伸部，其从所述第2主体部的另一端沿着所述第2方向呈直线状延伸，

所述第3延伸部的前端与所述第1磁极的所述第3延伸部侧的外缘连接，

所述第4延伸部的前端与所述第2磁极的所述第4延伸部侧的外缘连接，

所述第2线圈卷绕设置于所述第2主体部。

7.如权利要求1～6中任一项所述的脑测量装置，其特征在于：

从所述第1磁极与所述第2磁极的相对方向观察时的所述第1磁极的大小和所述第2磁极的大小，比所述第1磁极与所述第2磁极的间隔大。

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