JP2007029401A

JP2007029401A - 運動機能測定装置

Info

Publication number: JP2007029401A
Application number: JP2005216534A
Authority: JP
Inventors: Akihiko Kandori; 明彦神鳥; Takeshi Miyashita; 豪宮下; Kuniomi Ogata; 邦臣緒方; Atsushi Maki; 敦牧
Original assignee: Hitachi Ltd
Current assignee: Hitachi Ltd
Priority date: 2005-07-26
Filing date: 2005-07-26
Publication date: 2007-02-08
Also published as: US20070038067A1; CN1903124A

Abstract

【課題】生体が行う運動の適切な測定と、生体から発する磁場の測定とを並行して行う装置を提供することを目的とする。
【解決手段】磁場を生成する磁場生成手段および生体に設置されて磁場を受信する磁場受信手段とを備え、磁場受信手段が受信する磁場生成手段から発する磁場に基づいて生体の運動を測定する運動センサと、生体が発する生体磁場を受信するＳＱＵＩＤ磁束計と、運動センサおよびＳＱＵＩＤ磁束計により測定されたデータを解析する解析手段と、解析手段により処理された解析結果を出力する表示手段、とを備えた運動機能測定装置であって、磁場生成手段は、ＳＱＵＩＤ磁束計との相対位置が所定に固定されることを特徴とする運動機能測定装置である。
【選択図】図１

Description

本発明は、生体の運動機能を測定する運動機能測定装置に関し、特に、生体が行う運動の測定と、生体から発する磁場の測定とを並行して行う運動機能測定装置に関する。

パーキンソン病は、運動を司る脳内の黒質や線条体に障害を起こし、歩行等の無随意運動に失調を来たす難病である。また、進行性の病気であるため、放置すると、約１０年で寝たきりの状態になってしまうと言われており、早期の診断と治療が求められている。

しかし、パーキンソン病は脳疾患であるにも関わらず、血液検査や従来のＣＴやＭＲＩ等の画像診断によって診断可能な特徴がなく、現状においては、病状の重症度（進行度）を、特異的な臨床兆候（振戦、筋固縮、無動、姿勢保持障害等）と患者の訴えとによって判定している。このような判定方法では、病状の重症度を定量的に評価することが難しく、適切な投薬治療を実現するための情報が充分とは言えなかった。

従来、ＳＱＵＩＤ（Superconducting QUantum Interference Device：超伝導量子干渉素子）磁束計を用いる生体磁場装置は、生体内の心筋活動（筋肉の活動一般）や脳内のニューロンの活動にともなって生じるイオン流が作る微弱な生体磁場（計測された磁場は心磁場や脳磁場と呼ばれる）の計測に使用されてきた。

生体磁場測定装置により測定された磁場を解析することによって、様々な生体情報を取得することができる。例えば、脳磁計は、被験者内で自発的に発生する自発脳磁場や、被験者に対して電気的または機械的に刺激して誘発される誘発脳磁場や、被験者に運動をさせる際に生じる運動関連脳磁場等の測定に用いることができる。

自発脳磁場以外の事象関連脳磁場（前記した誘発脳磁場や運動関連脳磁場を含む）は、通常、自発脳磁場に比べてさらに微弱な磁場であるが、被験者に対して繰り返しの刺激またはタスクを与え、それによって発生した繰り返しの脳磁場データを加算平均化処理することによって、Ｓ／Ｎ（Signal／Noise）比の向上を図ることができる。このように、脳磁計を用いることによって、例えば、パーキンソン病等の脳疾患に関する診断や研究の進展が期待されている。

そこで、パーキンソン病を診断するための生体磁場測定装置として、ボタンを押す装置を簡易に構成し、被験者がボタンを押す運動と、この運動の際の脳磁場とを経時的に測定する装置が開示されている（例えば、非特許文献１参照）。このような生体磁場測定装置によれば、指の動きをデジタル的なオンとオフの情報として評価しつつ、この指の動きにともなって発生する脳磁場を測定することができる。
Yoshino K., Takagi K., Nomura T., Sato S., and Tonoike M..MEG responses during rhythmic finger tapping in humans to phasic stimulation and their interpretation based on neural mechanisms. "Biological Cybernetics", 86, p483-496. 2002

しかしながら、非特許文献１に開示される装置によれば、指の動きに関してデジタル的なオンオフの情報しか取得できず、パーキンソン病に特異的な症状である指の動きの悪さを充分に判定できていなかった。そのため、ボタンを押す運動が不均一であっても（例えば、指の開閉距離が異なる、ボタンを押す速度が異なる、ボタンを押す過程において振戦等が起こる等）、全ての運動に対応する脳磁場データに関して加算平均化処理が行われることとなる。

そこで、本発明は、生体が行う運動の適切な測定と、生体から発する磁場の測定とを並行して行う装置を提供することを課題とする。

前記目的を達成するために、本発明は、磁場を生成する磁場生成手段および生体に設置されて前記磁場を受信する磁場受信手段とを備え、前記磁場受信手段が受信する前記磁場生成手段から発する前記磁場に基づいて前記生体の運動を測定する運動センサと、前記生体が発する生体磁場を受信するＳＱＵＩＤ磁束計と、前記運動センサおよび前記ＳＱＵＩＤ磁束計により測定されたデータを解析する解析手段と、前記解析手段により処理された解析結果を出力する表示手段、とを備えた運動機能測定装置であって、前記磁場生成手段は、前記ＳＱＵＩＤ磁束計との相対位置が所定に固定されることを特徴とする運動機能測定装置である。

このような構成とすることによって、被験者の運動を適切に測定することができ、均一な運動に対応する脳磁場データに基づいて加算平均化処理を施すことができる。その結果、パーキンソン病等の脳障害を伴う患者の脳と運動との関係を適切に評価することができる。
なお、他の発明に関しては、本明細書中で明らかにする。

本発明によれば、生体が行う運動の適切な測定と、生体から発する磁場の測定とを並行して行うことができる。

以下、本発明を実施するための最良の形態（以下「実施形態」という）について、適宜図面を参照しながら詳細に説明する。

<<第一の実施形態>>
第一の実施形態は、被験者に迅速なタッピングを行わせたときに運動機能を測定する実施形態である。具体的には、被験者に対して、できるだけ早く人指し指と親指とを重ね合わせるタッピング運動を行うように指令し、このときの指の運動と脳磁場とを測定する。

ここで、図１は、第一の実施形態の運動機能測定装置の外観斜視図であり、図２は、第一の実施形態の運動機能測定装置の全体構成を示すブロック図である。

図１および図２に示すように、運動機能測定装置１は、被験者７の脳から発する微弱な磁場を測定する脳磁場測定部２と、被験者７の指の運動を測定する運動測定部３と、これらの脳磁場測定部２や運動測定部３によって測定されたデータの記録や解析を行う運動機能解析部４と、測定結果や解析結果を出力する出力部５と、被験者７の情報等を入力する入力部６とを含んで構成される。

ここで、被験者７は、脳磁場測定部２および運動測定部３による測定対象であって、運動にともなってその内部で電気的活動を生じるものである。すなわち、本実施形態において、被験者７は、例えば、動物、人間等の生体である。

そして、被験者７は、環境磁気雑音の影響を除去する磁気シールドルーム８の内部に備えられた被験者７を支持するためのベッド９に横たわっている。図１において、ベッド９は位置合わせをするために可動式であるが、測定時には床に固定されている。このとき、ｘｙ面がベッド９の面に一致するように直交座標系（ｘ，ｙ，ｚ）（磁場成分をＢｘ，Ｂｙ，Ｂｚとする）を設定する。また、ベッド９は必ずしも水平である必要はない。

なお、本実施形態においては、脳磁場測定部２により測定された生データを「脳磁データ」とよび、運動機能解析部４によって加算平均化処理が施された脳磁データを「脳磁波形」とよぶ。

＜脳磁場測定部＞
脳磁場測定部２は、被験者７から発する脳磁場を時系列に測定して脳磁データを取得するものである。脳磁場測定部２は、例えば、一般に使用される脳磁計等の生体磁場測定装置を用いることができる。
ここで、脳磁場測定部２は、主に、微弱な脳磁場を検出する複数のＳＱＵＩＤ磁束計２１（図２参照）を収容したデュワ２３と、ＳＱＵＩＤ磁束計２１を制御する脳磁制御部２２とを備えて構成される。

デュワ２３は、ＳＱＵＩＤ磁束計２１を極低温に冷却して超伝導状態に維持するためのものであって、デュワ２３内部では、ＳＱＵＩＤ磁束計２１が液体ヘリウムや液体窒素等の冷媒によって包囲される。また、外部からの熱の侵入を防ぐために、デュワ２３外壁と冷媒との間には真空層が形成される。そして、デュワ２３は、被験者７の頭部上方に配設され、床から立設したガントリ２４によって支持される。

図３は、複数のＳＱＵＩＤ磁束計２１の配列を示す斜視図である。ＳＱＵＩＤ磁束計２１は、体表面に対して垂直な磁場成分（Ｂｚ）を計測するセンサである。図３に示すように、複数のＳＱＵＩＤ磁束計２１は、デュワ２３（図１参照）底部の内壁にｚ方向に沿って垂設している。また、複数のＳＱＵＩＤ磁束計２１は、磁気の距離変化量を的確に捉えられるように、ｘ方向およびｙ方向には等間隔に配列している。本実施形態においては、例えば、ＳＱＵＩＤ磁束計２１間の距離は２５ｍｍであって、ＳＱＵＩＤ磁束計２１の数は、図３に示すように、８×８のアレー状に配置した６４チャンネルである。

図４は、ＳＱＵＩＤ磁束計２１の構成を示す斜視図である。図４に示すように、ＳＱＵＩＤ磁束計２１は、一次微分型コイル２１１と、ＳＱＵＩＤ２１２とを含んで構成される。

一次微分型コイル２１１は、被験者７（図１参照）に近い位置に配置される検出コイル２１１ａと、検出コイル２１１ａよりも被験者７から遠い位置に配置され、主に外部磁場雑音を検出する参照コイル２１１ｂとにより形成される。また、検出コイル２１１ａと参照コイル２１１ｂとは巻線方向が逆向きに巻かれ、それぞれのコイル２１１ａ、２１１ｂの面はｚ方向に向いている。本実施形態においては、例えば、コイル径は２０ｍｍΦであって、コイル間の間隔を示す距離ベースラインは５０ｍｍである。外部磁場雑音は被験者７より遠い信号源から生じており、これらは検出コイル２１１ａおよび参照コイル２１１ｂで同じように検出される。一方で、被験者７からの信号は外部磁場雑音よりもコイル２１１ａ、２１１ｂに近いため検出コイル２１１ａでより強く検出される。従って、両コイル２１１ａ、２１１ｂで捕らえられた磁気の差を取ることによって、Ｓ／Ｎ比の高い検出をすることができる。
また、一次微分型コイル２１１の材質は、例えば、ニオブチタン（Ｎｂ−Ｔｉ）線等の超伝導線によって構成することができる。そして、一次微分型コイル２１１は、ＳＱＵＩＤ２１２に磁束として伝達し高感度に磁気検出が行える。

ＳＱＵＩＤ２１２は、超伝導リングにジョセフソン素子を接合したＳＱＵＩＤを組み合わせたものであって、従来公知のものを使用することができる。そして、ＳＱＵＩＤ２１２は、脳磁制御部２２に接続している。

図５は、被験者７の頭部とＳＱＵＩＤ磁束計との位置関係を説明するための上面図であって、（ａ）は左側頭を測定する場合、（ｂ）は右側頭を測定する場合である。それぞれに対応して、被験者は頭部を横に向けている。なお、図５に示すＳＱＵＩＤ磁束計２１の設置位置は一例に過ぎず、測定を所望する部位が測定範囲の中心に来るように適宜調整することができる。

図１および図２に示すように、脳磁制御部２２は、ＳＱＵＩＤ磁束計２１を制御することによって脳磁データを取得するものである。なお、脳磁制御部２２は、通常、ＳＱＵＩＤ磁束計２１が検出する雑音を減少させるために、磁気シールドルーム８の外部に設置される。
ここで、図２を参照して、脳磁制御部２２が脳磁データを取得する手順について説明する。
図２に示すように、ＳＱＵＩＤ磁束計２１からの出力は、脳磁制御部２２のＦＬＬ（Flux Locked Loop）回路２２１に入力される。このＦＦＬ回路２２１は、ＳＱＵＩＤ２１２の出力を一定に保つように、ＳＱＵＩＤ２１２に入力された生体磁気の変化をキャンセルするように帰還コイルを介して電流を流している。この帰還コイルに流した電流を電圧に変換したものが、脳磁気信号の変化に比例した電圧としてアンプ回路２２２に出力される。
この電圧出力は、アンプ回路２２２により増幅され、さらに、フイルタ回路２２３により周波数帯域が選択された後に、運動機能解析部４に出力される。

＜運動測定部＞
図１および図２に示すように、運動測定部３は、被験者７の運動情報を時系列に検出するものであって、少なくとも、距離、速度、加速度、躍度のいずれか１つに関する被験者７の運動情報を、波形データとして取得するものである。運動測定部３は、例えば、特開２００５−９５１９７号公報に開示される磁気センサ型のタッピング装置を適用することができる。また、磁気センサ型のタッピング装置を適用する場合において、距離換算しない出力電圧をそのまま使用してもよい。
ここで、運動測定部３は、主に、磁場を発信する発信コイル３１１と、この磁場を受信する受信コイル３１２とを含んでなる運動センサ部３１と、運動センサ制御部３２とを備えて構成される。

図１において、発信コイル３１１は親指の下方に配設されており、受信コイル３１２は人差し指の上部にバンド３１２ｃを介して装着されている。バンド３１２ｃの材質は、指の大きさの個人差を吸収するために、ゴムやスポンジ等の弾性変形可能な部材で構成されることが好ましい。
発信コイル３１１は、コイル装着部材３１１ａに巻き付けてあり、運動センサ制御部３２の電流発生用アンプ３１０と接続している。受信コイル３１２は、バンド３１２ｃに固定されたコイル装着部材３１２ａに巻き付けてあり、運動センサ制御部３２のプリアンプ回路３２１と接続している。

ここで、発信コイル３１１は、固定手段３１１ｂを介してベッド９等に固定されており、測定中にはＳＱＵＩＤ磁束計２１（つまり２１１ａ、２１１ｂ）との相対距離が一定に固定（所定に固定）されている。このように構成することによって、ＳＱＵＩＤ磁束計２１が被験者７から発する磁場を測定する際に、発信コイル３１１の移動にともなう磁場の変動による低周波なノイズを減少させることができる。

図６は固定手段３１１ｂの構成例を示す斜視図である。
固定手段３１１ｂは、発信コイル３１１が巻き付けられたコイル装着部材３１１ａをベッド９（図１参照）に固定することができれば、その構成を特に限定しない。例えば、固定手段３１１ｂは、図６（ａ）に示すように、接着剤により実現することができる。また、例えば、固定手段３１１ｂは、図６（ｂ）に示すように、コイル装着部材３１１ａから突設された平板をねじ止めすることによってベッド９に固定する構成としてもよい。また、例えば、図６（ｃ）に示すように、ベッド９に有底孔を設け、発信コイル３１１を埋設する構成としてもよい。
なお、発信コイル３１１を固定する固定手段３１１ｂは、適宜、被験者が運動しやすい場所に位置合わせ可能な構成としてもよい。この場合においても、測定時にはＳＱＵＩＤ磁束計２１との相対位置が一定に固定される。

また、発信コイル３１１を設置する指や、受信コイル３１２を装着する指は、親指や人差し指に限定されることなく、どの指に発信コイル３１１や受信コイル３１２を装着してもよい。また、指のみに限定されず、四肢や全身の運動を測定する構成としてもよい。この場合においても、発信コイル３１１をベッド等に固定し、受信コイル３１２を被験者の体の一部に装着することで、所望する部位の運動を容易に測定することができる。

図２の運動センサ制御部３２は、運動センサ部３１を制御し、運動センサ部３１を介して指の運動に関する波形データを取得するものである。なお、運動センサ制御部３２は、ＳＱＵＩＤ磁束計２１が検出する雑音を減少させるために、磁気シールドルーム８の外部に設置されることが好ましい。

図７は、運動センサ制御部３２の構成を示すブロック図である。ここで、図７を参照して、運動センサ制御部３２が波形データを取得する手順について説明する。
図７において、交流発生回路３２６によって特定の周波数（例えば２０ｋＨｚ等）を持つ交流電圧が作成される。交流発生回路３２６によって作成された特定の周波数を持つ交流電圧は、電流発生用アンプ回路３２７によって特定の周波数を持つ交流電流に変換され、電流発生用アンプ回路３２７によって変換して作成された交流電流を発信コイル３１１に流す構成とする。発信コイル３１１によって発生した磁場は、受信コイル３１２内に誘起起電力を発生させる。

発生した誘起起電力（交流発生回路３２６によって作成された特定の周波数を持つ交流電圧と同じ周波数を有している）は、プリアンプ回路３２１によって増幅され、増幅後の信号は検波回路３２２に入力される。
検波回路３２２では、交流発生回路３２６によって作成された特定の周波数または２倍周波数によって検波を行うため、交流発生回路３２６の出力を位相調整回路３２８によって位相を調整した後、参照信号３２９として検波回路３２２の参照信号入力端子に接続される。

また、特定周波数の２倍周波数で検波する場合は、位相調整回路３２８は必ずしも必要ではない。２倍周波数で検波する簡単な回路構成としては、交流発生回路３２６の特定周波数を２倍の周波数としておき、分周器によって半分の周波数に変換した後に、電流発生用アンプ回路３２７に入力する構成とし、参照信号３２９には交流発生回路３２６の特定周波数の２倍の周波数の信号を検波回路３２２の参照信号入力端子に接続する構成とする。

検波回路３２２の出力は、ＬＰＦ（Ｌｏｗ−Ｐａｓｓｆｉｌｔｅｒ）回路３２３を通った後、所望の電圧を得るためにアンプ回路３２４によって増幅されて、この出力３２５は、運動機能解析部４に入力される。出力３２５は、生体に装着された受信コイル３１２と発信コイル３１１との相対距離Ｄに相当する電圧である。

以上、運動センサ部３１として磁気センサ型のタッピング装置を適用した場合を説明したが、運動センサ部３１は、磁場の発生を利用して運動を測定するものであれば特に限定しない。例えば、従来公知のストレインゲージや加速度計を併用することができる。ただし、いずれの装置を適用した場合においても、ＳＱＵＩＤ磁束計２１との相対位置は一定に固定される。

＜運動機能解析部＞
図２に示すように、運動機能解析部４は、脳磁場測定部２や運動測定部３により測定されたデータの記録や解析を行うものである。
ここで、運動機能解析部４は、脳磁場測定部インタフェース４１と、運動測定部インタフェース４２と、データ処理部４３と、を含んで構成される。

脳磁場測定部インタフェース４１および運動測定部インタフェース４２は、例えば、一般のコンピュータに備えられるアナログデジタル変換ボード（以下「ＡＤボード」という）を含み、脳磁場測定部２および運動測定部３により検出されたアナログ信号の脳磁データおよび運動に関する波形データを、所定のサンプリング周波数でデジタル信号に変換し、データ処理部４３に入力するものである。

データ処理部４３は、脳磁インタフェース４１および運動測定部インタフェース４２により取得されたデータに基づいて被験者の運動機能を解析し、これらの解析された運動機能を、適宜、被験者情報等とともに出力部５に出力するものである。
ここで、データ処理部４３は、運動波形生成手段４３１と、加算平均化処理手段４３２と、等磁場図生成手段４３３と、電流アローマップ生成手段４３４と、被験者情報処理手段４３５と、出力処理手段４３６とを含んで構成される。

なお、データ処理部４３は、ＣＰＵ（ＣｅｎｔｒａｌＰｒｏｃｅｓｓｉｎｇＵｎｉｔ）と、ＲＯＭ（ＲｅａｄＯｎｌｙＭｅｍｏｒｙ）やＲＡＭ（ＲａｎｄｏｍＡｃｃｅｓｓＭｅｍｏｒｙ）等からなるメモリと、ハードディスク等を含んで構成される。前記したデータ処理部４３内の各手段４３１〜４３６は、メモリまたはハードディスクに格納されたプログラムまたはデータをコンピュータ（図示せず）にロードすることにより実現される。そして、ＣＰＵがメモリにプログラムを読み出して演算処理を実行することにより、データ処理部４３の各処理が実現されるものとする。

[運動波形生成手段]
運動測定部３から取得された波形データは、運動波形を直接表すものではなく、運動波形に対応する電圧出力である。
運動波形生成手段４３１は、この電圧出力である波形データを、対応する運動波形に変換し、変換された運動波形を時間微分または時間積分することによって、距離波形と、速度波形と、加速度波形と、躍度波形とを補完的に生成するものである。
例えば、距離波形は図９（ａ）に示す符号８０２のように表示される。
なお、「運動波形」とは、特に限定しない限り、距離波形と、速度波形と、加速度波形と、躍度波形のうち、少なくとも１つを含む。
同様に、運動測定部３として、ストレインゲージや速度計等を適用した場合であっても、少なくとも１つの運動波形が測定されれば、微積分演算することによって補完的に他の運動波形（距離、速度、加速度、躍度）を求めることができる。

[加算平均化処理手段]
加算平均化処理手段４３２は、脳磁データから所定の運動に対応する領域を抽出し、加算平均化処理を施すことによって、脳磁波形を生成するものである。

ここで、図８を参照して、第一の実施形態の加算平均化処理手段４３２が、脳磁データに加算平均化処理を施し、脳磁波形を生成する手順を説明する。
まず、加算平均化処理手段４３２は、図８（ａ）に示す運動波形に対し、所定の閾値Ｓと交差する交点（Ｓ₁〜Ｓ₆）を抽出する。
次に、加算平均化処理手段４３２は、抽出した交点（Ｓ₁〜Ｓ₆）の前後を比較し、増加している（開く運動が行われている）交点の時刻（Ｔ₁〜Ｔ₃）を抽出する。以下、この複数の時刻を加算同期点として扱う。
そして、加算平均化処理手段４３２は、この複数の加算同期点（Ｔ₁〜Ｔ₃）を、図８（ｂ）に示す脳磁データに重畳し、加算同期点から所定時間幅の波形（Ｐ₁〜Ｐ₃）を抽出する。
そして、加算平均化処理手段４３２は、抽出した複数の波形（Ｐ₁〜Ｐ₃）の加算平均化処理を行うことによって、一本の脳磁波形を得る。
そして、全てのＳＱＵＩＤ磁束計２１で測定された脳磁データに関して、同様に脳磁波形が生成され、合計６４本の脳磁波形を得る。生成された６４本の脳磁波形を重畳したものは、例えば、図９（ｂ）のように表示され、測定部位全体の磁場の傾向を診断するために用いられる。

このように、加算平均化処理手段４３２によれば、閾値Ｓを基準にして運動の選別を行い、均一な運動に関してのみ加算平均化処理を行うことができるため、運動と生体磁場との関係を適切に対応させることができる。

[等磁場図生成手段]
等磁場図生成手段４３３は、脳磁波形の所定の時刻における磁場を抽出し、等しい磁場を結ぶことによって等磁場線（一般には脳磁図と呼ばれる）を描画するものである。等磁場図生成手段が行うこれらの処理は、従来の脳磁計において周知である。

［電流アローマップ生成手段］
電流アローマップ生成手段４３４は、体に垂直なｚ方向の磁場（Ｂｚ）をｘ、ｙ方向に偏微分を行うことにより、擬似的な電流を可視化するものである。
具体的に偏微分の方法を示すと、次式（１）、（２）で表される。

Ｉｘ＝ｄＢｚ／ｄｙ …（１）
Ｉｙ＝-ｄＢｚ／ｄｘ …（２）

ここで、擬似的な電流を示す電流アローは、（Ｉｘ、Ｉｙ）のアローによってｘｙ平面上に示される。
図９（ｃ）は、本実施形態の脳磁波形を電流アローマップで表示した図である。図９（ｃ）において、符号８０３は測定画面であって、符号８０５は被験者７の脳を示す。図９（ｃ）に示すように、時刻Ｔ１における電流アローマップでは、頭頂部付近の体性感覚野において電流を強く検出した。一方で、診断画面８０３の下方に位置する聴性感覚野では特に電流を検出しなかった。
このように電流アローマップ生成手段４３４によれば、ダイポール推定や多数の等磁場線図を表示することなく、電気生理学的な興奮の伝播過程を定量化できる。
なお、本実施形態では電流アローマップ法を電流分布図の作成法として説明したが、電流アローマップ法に限るものではない。例えば、ミニマムノルム法やリードフィールド法などを用いて電流分布図を作成し、図９（ｃ）と同様の図面を作成することが可能である。

［被験者情報処理部］
被験者情報処理部４３５（図２参照）は、被験者情報や解析結果等の情報を記録する図示しない被験者ＤＢを備え、被験者ＤＢに記録される情報の管理を行うものである。
より詳細には、被験者情報処理部４３５は、１）被験者情報の登録、修正、削除および検索、ソート、２）被験者情報と測定データとの関連付け、３）測定データの解析結果の登録、修正、削除（項目の追加、修正、削除）、４）統計処理を行った場合には、その統計処理結果の登録、修正、削除の主に４項目の処理、を被験者ＤＢとの連携によって行う。
また、被験者ＤＢに登録される被験者情報としては、被験者ＩＤ、氏名、生年月日、年齢、身長、体重、疾患名、被験者に関するコメント等が挙げられる。
なお、被験者情報処理部４３５による、これらの情報管理は、従来公知のプログラムとデータ構成によって容易に実現することができるものである。
また、被験者ＤＢは、ハードディスク等によって実現することができる。

［出力処理手段］
出力処理手段４３６は、出力部５に、被験者ＤＢに登録された被験者情報や解析結果等の情報を、グラフやテーブルの形式を適宜用いて視覚的に理解しやすい表示形式で表示させるものである。
なお、出力処理部４３６は、前記した全ての解析結果に関し、同時に表示させる必要はなく、操作者が適宜選択する項目に関して表示させる構成とすることもできる。

出力部５は、データ処理部４３により処理された被験者情報や運動情報を出力するものであって、例えば、ＬＣＤ（ＬｉｑｕｉｄＣｒｙｓｔａｌＤｉｓｐｌａｙ）やＣＲＴ（ＣａｔｈｏｄｅＲａｙＴｕｂｅ）ディスプレイやプリンタ等によって実現することができる。

また、入力部６は、図示しない運動機能測定装置１の操作者が、被験者情報等を入力するためのものであって、キーボードやマウス等によって実現することができる。また、被験者情報等を入力する場合には、操作者による入力を補助するユーザインタフェースとして、ディスプレイに入力画面を表示させるようにしてもよい。

<<第二の実施形態>>
次に、第二の実施形態の運動機能測定装置を図面を参照して説明する。この第二の実施形態は、被験者に音刺激に応じたタッピングを行わせることによって運動機能を測定する実施形態である。具体的には、被験者に対して、音刺激装置から発する音に合わせて人指し指と親指とを重ね合わせるタッピング運動を行うように指令している。
以下、第二の実施形態の説明において特徴的な部分に関して詳細に説明するが、第一の実施形態と重複する説明は省略する。

図１０に示すように、運動機能測定装置１は、被験者７の脳から発する微弱な磁場を測定する脳磁場測定部２（図１参照）と、被験者７の指の運動を測定する運動測定部３（図１参照）と、これらの脳磁場測定部２や運動測定部３によって測定されたデータの記録や解析を行う運動機能解析部４と、測定結果や解析結果を出力する出力部５と、被験者７の情報等を入力する入力部６と、被験者７に対して音刺激を行う音刺激装置２０３とを含んで構成される。

音刺激装置２０３は、トーンバースト音を生成して被験者７に出力するとともに、同期信号２０４を生成して運動機能解析部４に出力するものである。
音刺激装置２０３が生成するトーンバースト音は、例えば、１ｋＨｚで５０ｍｓの保持時間幅であり、音刺激の間隔は０．３Ｈｚ（約３．３秒に１回）である。音刺激装置２０３により生成されたトーンバースト音は、エアチューブ２０２とアダプタ２０１を介して被験者の耳に入力される。
また、図１０では図示しないが、右耳にはホワイト雑音の音を常時与えることによって外部からの音による影響がないように計測を行っている。

ここで、図１１を参照して、第二の実施形態の加算平均化処理手段４３２が、脳磁データに加算平均化処理を施し、脳磁波形を生成する手順を説明する。

第二の実施形態のデータ処理部４３の加算平均化処理手段４３２は、図１１（ａ）に示す同期信号の時刻（Ｔ₁〜Ｔ₅）を加算同期点として、脳磁データの加算平均化処理を行うものである。ただし、この場合においても、例えば、図１１（ｂ）に示す距離波形に所定の閾値Ｓを設定し、加算同期点（Ｔ₁〜Ｔ₅）から所定時間幅の波形（Ｐ₁〜Ｐ₅）の中で、この閾値Ｓを超えた波形（Ｐ₁、Ｐ₃、Ｐ₅）に対応する脳磁データ（図示せず）のみを加算平均化処理することができる。

このように、音刺激を利用して運動機能を測定することによって、聴覚野と体性感覚野とを同時に賦活化する状況で運動機能を評価することができる。
また、音刺激装置２０３を用いることによって、音刺激装置２０３が生成した同期信号２０４に基づいて脳磁データの加算平均化処理を行うことができる。

<<その他>>
なお、本発明は前記第一および第二の実施形態に限定されるものではなく、その技術思想のおよぶ範囲で種々の変更実施を行うことができる。

本実施形態においては、運動センサ部３１の発信コイル３１１をベッド９に固定したが、固定する場所はベッド９に限定しない。例えば、デュワ２３、ガントリ２４、床から直接突設した図示しない固定具に固定する構成とすることができる。

また、本実施形態においては、加算平均化処理された脳磁波形に基づいて、等磁場線図や電流アローマップを生成して被験者７の運動機能を評価したが、これには限定されない。例えば、従来公知のアルゴリズムを用いたダイポール推定を用いて被験者７の運動機能を評価してもよい。

また、データ処理部により出力された解析結果を、そのまま出力するだけでなく、統計処理を施した後に出力する構成としてもよい。この場合には、データ処理部内に統計処理部を設け、図示しない被験者ＤＢに記録された被験者情報に基づいて解析結果をグループ化（例えば、健常群と疾患別群とに区分）し、統計処理（例えば、平均値や分散値の算出）を実行させることができる。

また、本実施形態においては、生体磁場測定装置として脳磁計を用いて、運動時の脳磁場を測定したが、生体磁場を測定できるものであればどのような装置であってもよい。例えば、脳磁計の代わりに、心磁計、筋磁計、肺磁計等を用いることができる。

また、本実施形態においては、脳磁データを加算平均化処理することによって、Ｓ／Ｎ比を向上させたが、公知の方法を組み合わせることによって、さらにＳ／Ｎ比を向上させることができるのは言うまでもない。
図１２は、運動機能測定装置１とともに、心電計を用いて測定する場合を説明するための図である。図１２に示すように、被験者の四肢には心電計用の電極１０６が設置され、これらの電極１０６は心電計１０７に接続する構成としている。また、心電計１０７は、脳磁制御部２２のアンプ回路２２２やフィルタ回路２２３（図２参照）を適宜利用することができる。
このような構成とすることによって、脳磁データに含まれる心臓からの磁場信号の影響を補正することができる。そして、その補正された脳磁データに対して加算平均化処理を施すことによって、より適切な脳磁波形を生成することができる。

また、本実施形態においては、発信コイル３１１をベッド９に固定する構成としたが、図１３に示すように、さらにコイル装着手段３１１ｃを介して親指に固定する構成としてもよい。

第一の実施形態の運動機能測定装置の外観斜視図である。第一の実施形態の運動機能測定装置の全体構成を示すブロック図である。複数のＳＱＵＩＤ磁束計の配列を示す斜視図である。ＳＱＵＩＤ磁束計の構成を示す斜視図である。被験者の頭部とＳＱＵＩＤ磁束計との位置関係を説明するための上面図である。固定手段の構成例を示す斜視図である。運動センサ制御部の構成を示すブロック図である第一の実施形態の加算平均化処理手段が、脳磁データに加算平均化処理を施し、脳磁波形を生成する手順を説明するための図である。本実施形態の運動機能測定装置によって測定されたデータを表示した図である。第二の実施形態の運動機能測定装置の外観斜視図である。第二の実施形態の加算平均化処理手段が、脳磁データに加算平均化処理を施し、脳磁波形を生成する手順を説明するための図である。運動機能測定装置とともに、心電計を用いて測定する場合を説明するための図である。運動センサ部の変形例を説明するための図である。

符号の説明

１運動機能測定装置
２脳磁場測定部
３運動測定部
４運動機能解析部
５出力部
６入力部
９ベッド（支持台）
２１ＳＱＵＩＤ磁束計
３１運動センサ部
４３データ処理部（解析手段）
３１１発信コイル（磁場生成手段）
３１２受信コイル（磁場受信手段）
４３１運動波形生成手段
４３２加算平均化処理手段
４３３等磁場線図生成手段
４３４電流アローマップ生成手段（電流分布図作成手段）
３１１ｃ固定手段

Claims

磁場を生成する磁場生成手段および生体に設置されて前記磁場を受信する磁場受信手段を備え、前記磁場受信手段が受信する前記磁場生成手段から発する前記磁場に基づいて前記生体の運動を測定する運動センサと、
前記生体が発する生体磁場を受信するＳＱＵＩＤ磁束計と、
前記運動センサおよび前記ＳＱＵＩＤ磁束計により測定された生体磁場データを解析する解析手段と、
前記解析手段により処理された解析結果を出力する表示手段と、
を備えた運動機能測定装置であって、
前記磁場生成手段は、
前記ＳＱＵＩＤ磁束計との相対位置が所定に固定されることを特徴とする運動機能測定装置。
前記磁場生成手段は、
前記生体を支持する指示台に固定されることを特徴とする請求項１に記載の運動機能測定装置。
前記解析手段は、
前記運動センサから取得された時系列の波形データから、前記波形データに対応する運動波形を生成する運動波形生成手段と、
前記運動波形に基づいて、前記生体磁場データを選別し、選別された生体磁場データに対して加算平均化処理を行うことで生体磁場波形を生成する加算平均化処理手段と、
を含むことを特徴とする請求項１に記載の運動機能測定装置。
前記解析手段は、さらに、
前記生体磁場波形に基づいて、等磁場線図を生成する等磁場線図生成手段を含むことを特徴とする請求項３に記載の運動機能測定装置。
前記解析手段は、さらに、
前記生体磁場波形に基づいて、電流分布図を作成する電流分布図作成手段を含むことを特徴とする請求項３に記載の運動機能測定装置。