JP2013135735A - 脳刺激付与装置 - Google Patents

Abstract

【課題】特定の脳部位に選択的に、脳活動の観測結果に基づき特定されるタイミングで磁気的刺激を付与することが可能な脳刺激付与装置を提供する。
【解決手段】脳刺激付与装置１０は、被験者２の脳に磁気刺激を付与するためのコイル１００と、コイル１００に磁気刺激を与えるための電流を供給するパルス磁場発生装置１０００と、被験者２の脳活動の強度分布を推定するとともに、コイル１００のパルス発生タイミングを制御するための制御装置２０００と、被験者の頭部の３次元位置とコイルの３次元位置を取得して、被験者の脳表に生成される磁気が最大となる刺激領域を特定するための３次元位置計測装置２００とを備える。ディスプレイ２１２０は、刺激領域を示すマーカと脳活動の強度分布とを脳の形状を示す画像上に同時に表示する。
【選択図】図１

Description

この発明は、非侵襲的に脳の所定の部位に磁気的な刺激を付与することが可能な脳刺激付与装置に関する。

脳機能検査法や治療法として、経頭蓋磁気刺激法（ＴＭＳ：transcranial magnetic stimulation）がある。このＴＭＳとは、頭皮上に置いたコイル（例えば、８の字コイル）に電流を流すことにより磁界を発生させ、その誘導電流が脳表に発生することで、刺激部位の神経機能を一時的に興奮或いは抑制させる方法である（たとえば、特許文献１を参照）。

この特許文献１では、リハビリテーションなどにおいて、上肢運動の運動技能の訓練の特定の時期に、上肢運動に関係する運動関連領野（たとえば、１次運動野）に対して、経頭蓋磁気刺激を付与することで、運動技能の向上が図れることについて開示がある。

さらに、たとえば、Mohamed Nasreldin Thabitらは、運動と関連して経頭蓋磁気刺激を与えることで、脳の運動野について可塑性を賦活させることが可能なことを報告している。すなわち、被験者に、視覚的な合図を提示した後、母指でボタンを押すまでの反応時間の平均を事前に計測しておく。続けて、被験者に上記のような視覚的な合図の提示後、短母指外転筋による母指の運動を行うというタスクにおいて、たとえば、合図の後、平均反応時間の５０ｍｓ前に経頭蓋磁気刺激を付与することで、運動誘発電位の増大が見られたことを報告している。つまり、経頭蓋磁気刺激を付与することで、脳の運動野に対して、可塑性を賦活させていることになり、このような経頭蓋磁気刺激のリハビリテーションへの応用の可能性を示している（非特許文献１）。

また、ＴＭＳ法は、人間の特定の運動に対する、人間の脳の特定の領域の役割を調べる目的でも使用される。

Nichola J. Riceらは、人間の把持運動に対して、頭頂間溝のどの部位が、運動計画、運動実行などのいずれのの時点に関連しているかについて、ＴＭＳ法による経頭蓋磁気刺激を、被験者のタスクの特定の時期に、頭頂間溝の前方部領域、中間部領域、後方部領域にそれぞれ選択的に付与することにより、知見を得ている（たとえば、非特許文献２）。

一方で、特許文献２には、ＴＭＳにより脳刺激を与えるとともに、同時に脳機能の変化を検査し、時間的に変動する脳活動に追従して、磁気刺激部位や磁気刺激時期を決めることが可能な脳機能解析装置が開示されている。

この脳機能解析装置においては、機能的近赤外分光法（ｆＮＩＲＳ：functional near-infrared spectroscopy）により脳機能測定を行う脳機能計測部と、ＴＭＳを与える脳刺激部と、ｆＮＩＲＳによる脳機能測定とＴＭＳによる脳刺激とを並行して行う制御部とを備えており、ＴＭＳによる脳刺激を加える位置やタイミングをｆＮＩＲＳにより特定し、または、ＴＭＳにより脳刺激が加えられた位置をｆＮＩＲＳにより特定する。

特開２００８−７９７１２号 特開２００９−２２６６０号

Mohamed Nasreldin Thabit，Yoshino Ueki, Satoko Koganemaru, Gharib Fawi, Hidenao Fukuyama, and Tatsuya Mima，"Movement-Related Cortical Stimulation Can Induce Human Motor Plasticity"，The Journal of Neuroscience, August 25, 2010-30(34)，pp.11529-11536 Nichola J. Rice，Eugene Tunik，and Scott T．Grafton，"The Anterior Intraparietal Sulcus Mediates Grasp Execution, Independent of Requirement to Update: New Insights from Transcranial Magnetic Stimulation"，The Journal of Neuroscience, August 2, 2006-26(31)，pp.8176-8182

ＴＭＳ法は、比較的安全に、脳の特定部位に刺激を付与することが可能な手法であり、上述のように、リハビリテーションの他、脳機能の実験的な解明への応用が試みられている。

しかしながら、たとえば、非特許文献１、非特許文献２および特許文献１に開示された技術では、ＴＭＳを付与する時期は、脳活動の観測結果に基づくものではなく、被験者への訓練（タスク）を指示するタイミング等により調整しているものであり、磁気刺激のタイミングが、脳活動とどのように関連しているのかが、厳密にはわからないという問題がある。また、ある知覚刺激に対して応答する時間は、必ずしも一定とはいえず、変化するものである。このため、たとえば、リハビリテーションの用途などでは、運動訓練において、被験者に磁気刺激を付与するタイミングを適切に特定することは困難であるという問題がある。

一方で、特許文献２に開示の技術は、そもそも、ＴＭＳとｆＮＩＲＳによる同時並行計測を問題としている点からしても、ＴＭＳを付与する位置をｆＮＩＲＳの測定により特定しようとしているものである。

すなわち、特許文献２では、複数本の送受用光ファイバを固定するための光ファイバ固定部を網目構造に配置したホルダが被験者の頭部に装着される。ロボットアームが、ＴＭＳによる磁気刺激を与えるための８の字状のコイルの位置を頭部近傍の位置に制御して移動させる。このコイルの位置は、光ファイバ固定部の位置に対応してセットされる。この状態で、ＴＭＳにより与えた刺激により、ｆＮＩＲＳ計測データの信号により、光ファイバの位置とコイルの位置関係を定める、という技術である。

したがって、まず、ＴＭＳのコイルの位置は、ホルダの網目構造の精度でしか特定することができないものであるだけでなく、脳表上の位置と経頭蓋磁気刺激を付与する位置とを直接的に対応付けることができない。さらに、たとえば、ロボットアームにより、コイルが直接光ファイバ部に接触する構成であるので、測定中のホルダの位置ずれなどの影響を受けやすい。また、ＮＩＲＳのみでは、時間分解能が十分とは言えない、という問題もある。

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、被験者に対して、磁気刺激を与える際に、施術者が、脳のどの領域に磁気刺激を与えようとしているのかを確認することが可能な脳刺激付与装置を提供することである。

この発明の他の目的は、特定の脳部位に選択的に、脳活動の観測結果に基づき特定されるタイミングで磁気的刺激を付与することが可能な脳刺激付与装置を提供することである。

この発明の１つの局面に従うと、脳刺激付与装置であって、被験者の脳に磁気刺激を付与するための磁場を発生する磁場発生器と、磁気刺激を与えるために磁場発生器に電流を供給する磁気刺激生成手段と、被験者の脳における脳活動の強度分布を推定するための脳活動計測手段と、被験者の頭部の３次元位置および向きと磁場発生器の３次元位置および向きに基づいて、磁場発生器が被験者の脳表に生成する磁気が最大となる刺激領域を特定するための３次元位置計測手段と、刺激領域を示すマーカと脳活動の強度分布とを脳の形状を示す画像上に同時に表示するための表示制御手段とを備える。

好ましくは、３次元位置計測手段は、被験者の頭部の３次元位置および向きに基づいて、磁場発生器の空間的な位置を特定する座標系から大脳皮質モデル座標系への変換行列を取得する手段と、磁場発生器の３次元位置および向きに基づいて、変換行列により、磁場発生器の発生する磁場強度が最大となる方向を算出し、刺激領域を特定する手段とを含む。

好ましくは、脳刺激付与装置は、脳活動計測手段の推定結果に基づいて、所定の脳領域の活性化を監視するための脳活動検知手段と、脳活動検知手段の検知結果に応じて、磁気刺激生成手段が電流を磁場発生器に供給するタイミングを制御するための磁気生成制御手段とをさらに備える。

好ましくは、脳刺激付与装置は、磁場発生器の位置を、刺激領域を脳表の特定の位置となるように制御するための位置制御機構をさらに備える。

好ましくは、脳活動計測手段は、階層変分ベイズ推定法により脳活動の強度分布を推定する。

この発明によれば、被験者に対して、磁気刺激を与える際に、施術者は、脳のどの領域に磁気刺激を与えようとしているのかを確認しながら施術することができる。

また、この発明によれば、脳の活動に基づく適切なタイミングを選んで、磁気刺激を脳の特定の領域に付与することができるので、リハビリテーションの効果を向上させることが可能となる。

脳刺激付与装置１０の全体構成を示す模式図である。 図１に示したコイル１００およびマーカ固定具２３０の構成を示す外観図である。 パルス磁場発生装置１０００の構成を説明するための機能ブロック図である。 制御装置２０００のハードウェアブロック図である。 制御装置２０００の動作を説明するための機能ブロック図である。 ３次元位置計測装置２００のキャリブレーションおよび３次元位置計測の概念を説明するための図である。 画像表示制御部２５００の出力をディスプレイ２１２０に表示した例を示す図である。 脳刺激付与装置１０の動作シーケンスの一例を示す図である。

以下、本発明の実施の形態の脳刺激付与装置の構成について、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。

図１は、脳刺激付与装置１０の全体構成を示す模式図である。

脳刺激付与装置１０は、被験者２の脳に対し非侵襲的な刺激としてパルス磁場を与えるための８の字コイル１００と、コイル１００に対してパルス電流を供給するためのパルス磁場発生装置１０００と、被験者２の脳活動を脳波により測定するための脳波測定用キャップ１１０と、コイル１００および被験者２の頭部の３次元的な位置および向き（姿勢）を計測するための３次元位置計測装置２００と、制御装置２０００とを備える。

制御装置２０００は、脳波から脳の各部位の脳活動を推定し可視化された画像をディスプレイ２１２０上に表示する処理、コイル１００により磁気刺激が加えられる脳表の位置を特定してディスプレイ２１２０上に脳活動の表示にオーバーレイして表示する処理、および必要に応じて、パルス磁場発生装置１０００を介してコイル１００がパルス磁場を生成するタイミングを制御する処理を実行する。

脳波測定用キャップ１１０には、複数個の脳波測定用電極１２０が所定の位置に配置されている。そして、脳波測定用電極１２０により検出される脳波信号は、図示しない脳波計により電気信号に変換され、制御装置２０００に与えられる。

ここで、脳機能の非侵襲計測装置として脳波計（ＥＥＧ）、脳磁計（ＭＥＧ）や磁気共鳴画像診断（ＭＲＩ；magnetic resonance imaging）装置を用いた脳機能計測（ｆＭＲＩ：functional ＭＲＩ）がある。ｆＭＲＩ計測は、磁気を用いて脳内の循環血液中の酸素化ヘモグロビン濃度の変化を画像として観察するもので、脳機能の解析に大きく貢献しているものであるが、被験者の拘束が大きく、計測に用いられる機器は大型で非常に高価であり、しかも機器全体を大がかりな磁気シールドで覆う必要があるなど、多くの制約がある。

また、これらに加えて、上述した特許文献２に示すようなｆＮＩＲＳと呼ばれる非侵襲的脳機能計測法も実用化されている。これは近赤外光により組織の酸素化ヘモグロビンや脱酸素化ヘモグロビンの増減を体表（頭表）から光学的に計測するものであって、被験者は拘束されず運動しながら計測することができ、通常の環境下で使用することができるなど、多くの利点を備えている。

ただし、ｆＭＲＩおよびｆＮＩＲＳとも、時間分解能では、ＥＥＧやＭＥＧに及ばない。

そこで、後に説明するように、制御装置２０００においては、脳の活動領域の推定のために、階層変分ベイズ推定法（ＶＢＭＥＧ：Variational Bayesian Multimodal EncephaloGraphy）を用いる。

図１に戻って、脳刺激付与装置１０は、さらに、コイル１００の位置および向きを３次元位置計測装置２００が計測するためのパッシブマーカ２１０と、被験者２の頭部の位置および向きを３次元位置計測装置２００が計測するためのパッシブマーカ２２０と、このパッシブマーカ２２０を被験者２の頭部に対して固定的に保持するためのマーカ固定具２３０とを備える。

ここで、パッシブマーカとは、光の入射方向に対する反射が最大になるように設計された球形の小型の反射マーカのことである。なお、マーカとして、このような反射マーカだけでなく、赤外線発光ダイオードによる赤外線マーカを併用することも可能である。３次元位置計測装置２００は、このようなマーカを含む画像をステレオカメラで撮影し、この撮影された画像中からマーカを識別して、頭部の位置と向き、コイルの位置と向きを、周知のコンピュータビジョンの技術で、座標変換により世界座標系において取得する。

このような３次元位置計測装置２００としては、たとえば、光学式トラッキングシステムである、Ｎｏｒｔｈｅｒｎ Ｄｉｇｉｔａｌ Ｉｎｃ．社のＰＯＬＡＲＩＳ ＳＰＥＣＴＲＡ（登録商標）を使用することができる。

ただし、３次元位置計測装置２００としては、コイル１００および被験者２の頭部の３次元的な位置および向きを測定して、世界座標系で表現できるものであれば、このような構成に特に限定されない。

あるいは、コンピュータビジョンの「世界座標系」との概念にも必ずしも限定されるものではなく、コイルのような磁場発生器について「磁場発生器の空間的な位置を特定する座標系」であれば、世界座標系に限定されるものでもない。「磁場発生器の空間的な位置を特定する座標」とは、脳刺激付与装置１０の側の制御において、装置の各部の３次元位置を特定するための座標をいう。

また、図１では、被験者２は、脳活動の計測のための脳波測定用キャップ１１０を装着するものとして説明した。ただし、たとえば、脳波測定用キャップ１１０の代わりに、キャップ上に、脳波計（ＥＥＧ）センサとＮＩＲＳの近赤外センサとを双方設ける構成としてもよい。このような構成とすることで、被験者２に対して、ＮＩＲＳ測定と脳波測定とを連続的に実行することが可能となる。このように、脳活動を測定するために被験者２が装着するキャップのことを「ブレインキャップ」と呼ぶ。このとき、脳活動の検出を行う領域が、予め限定されている場合には、ブレインキャップにおいて、ホルダの特定の領域に限定して、第１センサ（たとえば、脳波計センサ）及び第２センサ（たとえば、ＮＩＲＳセンサ）を設ける構成とすることもできる。

さらに、図１においては、コイル１００は人間の手により保持される構成となっているが、たとえば、ロボットアームのように、コイル１００を保持する位置を制御装置２０００からの信号により制御できる機構により保持することとしてもよい。この場合、後に説明するコイル１００のコイル面の法線ＤＰと脳表との交点が、特定の脳領域に維持されるように、コイル１００の位置を制御することができる。

図２は、図１に示したコイル１００およびマーカ固定具２３０の構成を示す外観図である。

図２（ａ）に示すように、コイル１００は、８の字形状のコイルであり、コイルの交点の直下で最大電流が流れる。一般に、コイル１００はプラスチックの筐体の中に収められており、頭部に当てられる。パルス磁場発生装置１０００内の巨大なコンデンサからの急速な放電によってコイル１００に電圧が印加されると、その巻き線に急速な電流の変化が生まれる。それによりコイルの平面に直交するように磁場が生まれる。磁場は頭皮や頭蓋骨に妨げられることなく通過し、頭蓋骨に対する接線方向にコイルの電流と逆向きの電流を脳内で誘起する。脳内に生じた誘起電流により、ニューロンがシナプスを介して賦活化される。

なお、図２（ａ）では、コイルの形状として８の字形状としたが、コイルはこのようなものに必ずしも限定されず、円形コイル、ダブルコーンコイルなども使用は可能である。ただし、８の字コイルは、より集中した磁場を生み、限局した活動を生むという特徴を有しているので、本実施の形態においては望ましい。

コイル１００は、８の字形状の２つの穴のそれぞれの中心Ｃ１およびＣ２を結ぶ線上の中点の直下において、上述したように、最大電流が流れるように設計されている。したがって、８の字のコイルを含む面に垂直でこの中点を通る法線ＤＰ（図中、矢印で示す）上に、最大電流の点が存在する。この法線ＤＰのことを「コイル面からの法線ＤＰ」と呼ぶ。

また、コイル１００の持ち手の部分には、パッシブマーカ２１０が器具により固定されており、マーカ２１２ａ〜２１２ｃをコイル１００に対して支持する構成となっている。

一方、図２（ｂ）は、マーカ固定具２３０の外観を示す図である。

図２（ｂ）に示されるように、マーカ固定具２３０は、メガネ形状のゴーグルであって、パッシブマーカ２２０が器具により、樹脂製のレンズを固定するリムと耳にゴーグルをかけるためのテンプルとの接続部である“智”の部分に固定されている。なお、レンズは、必ずしも度が入っている必要なく、ゴーグルが顔に対して安定的に固定されるように、レンズの端部は、マーカ固定具２３０を被験者２が装着した際に、顔に密着する形状を有している。パッシブマーカ２２０は、マーカ２２２ａ〜２２２ｃをマーカ固定具２３０に対して支持する構成となっている。

図２では、パッシブマーカ２１０および２２０とも、それぞれ、マーカが３個設けられる構成となっているが、このような構成に必ずしも限定されるものではなく、３次元位置計測装置２００が、被験者２の頭部の位置と向き、コイル１００の位置と向きを、世界座標系において取得することが可能な個数であれば、他の構成であってもよい。

また、マーカ固定具２３０の形状も、メガネ形状のゴーグルに必ずしも限定されるものではなく、たとえば、バンドで頭部に装着するような形状でもよい。

図３は、パルス磁場発生装置１０００の構成を説明するための機能ブロック図である。

図３を参照して、パルス磁場発生装置１０００は、制御部１０１１を備え、この制御部１０１１には、入出力インタフェース（以下、入出力Ｉ／Ｆ）１０１３、操作部１０１４、表示部１０１５、およびパルス発生部１０１６等のハードウェアがバス１０１２を介して接続されている。また、パルス発生部１０１６からの出力は、出力端子１０１７を介して、コイル１００に供給される。

制御部１０１１はＣＰＵ、ＲＯＭ、ＲＡＭ等を備えており、ＲＯＭに予め格納している制御プログラムをＲＡＭ上にロードすることにより、前述したハードウェア各部の制御を行う。入出力Ｉ／Ｆ１０１３は、制御装置２０００との間で各種データの入出力を行うインタフェースである。操作部１０１４は、各種のスイッチを備えており、発生させる磁場の大きさ、発生周期、繰り返し数等を手動で設定できる。なお、これらの設定は、制御装置２０００からの指示により設定されてもよい。また、表示部１０１５は、例えば、ＬＥＤディスプレイであり、操作部１０１４を通じて設定された設定値等を表示できる。

パルス発生部１０１６は、たとえば、容量の大きなキャパシタからの放電により、コイル１００に対してパルス電流を流すものであり、コイル１００に対してパルス電流を流すタイミングについての制御も行う。具体的には、パルス電流を流すタイミングを予め設定しておき、設定されたタイミングに従ってパルス電流を流すように制御する。タイミングの設定は、入出力Ｉ／Ｆ１０１３を介して、予め制御部１０１１内のＲＯＭに格納しておく構成であってもよく、操作部１０１４を通じて事前に受付ける構成であってもよい。また、制御装置２０００にて設定し、設定した情報を入出力Ｉ／Ｆ１０１３を通じて取得する構成であってもよい。

図４は、制御装置２０００のハードウェアブロック図である。

制御装置２０００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３において、制御装置２０００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、パルス磁場発生装置１０００または図示しない脳波計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）やソリッドステートドライブ（ＳＳＤ：Solid State Drive）など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、上述した制御装置２０００の各機能が実現される。

制御装置２０００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。

制御装置２０００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。

上述したような制御装置２０００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。制御装置２０００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。

図５は、制御装置２０００の動作を説明するための機能ブロック図である。

図５を参照して、制御装置２０００は、脳波測定用キャップ１１０からの信号を処理して脳波信号として出力する脳波計１３０からの信号および３次元位置計測装置２００からの映像信号を入力Ｉ／Ｆ２４１０を介して、入力バッファ２４２０で受け、さらに、記憶装置２４３０に格納する。入力Ｉ／Ｆ２４１０は、通信インタフェース２０９０に相当し、入力バッファ２４２０は、たとえば、ＲＡＭ２０７０に相当し、記憶装置２４３０は、たとえば、不揮発性記憶装置２０８０に相当する。なお、記憶装置２４３０の機能をＲＡＭ２０７０が果たしてもよい。

制御装置２０００は、後に説明するキャリブレーション処理において、記憶装置２４３０に格納された３次元位置計測装置２００からの映像信号により、３次元位置計測部２４４０が検出したマーカ位置に基づき、３次元位置算出のための校正処理を実行し、校正結果を記憶装置２４３０に格納する３次元位置校正処理部２４５０を備える。

制御装置２０００は、さらに、計測処理中において、３次元位置計測装置２００からの映像信号と校正結果とにより、３次元位置計測部２４４０が検出したマーカ位置に基づき、被験者２の頭部の位置および向き（合計６自由度）を追跡する頭部追跡部２４６０と、３次元位置計測部２４４０が検出したマーカ位置に基づき、コイルの位置および向き（合計６自由度）を追跡するコイル追跡部２４７０とを備える。

制御装置２０００において、脳活動情報算出部２４００は、脳波計１３０からの信号に基づいて、上述したように、階層変分ベイズ推定法により、脳の活動領域を推定する。

階層変分ベイズ推定法は、時間分解能に優れたＭＥＧ／ＥＥＧと空間分解能に優れたｆＭＲＩ／ＮＩＲＳを統合することで、脳の活動を可視化することができる。すなわち、ミリ秒単位の時間分解能を持つ脳波（ＥＥＧ）または脳磁図(ＭＥＧ)と、ｍｍ単位の空間分解能を持つｆＭＲＩまたはＮＩＲＳの長所を組み合わせることで、高い時間・空間分解能で脳の活動を見ることができる。

このようなＶＢＭＥＧの内容については、たとえば、以下の文献に開示がある。

文献１：T．Yoshioka, K．Toyama, M．Kawato, O．Yamashita, S．Nishina, N．Yamagishi, and M．Sato，”Evaluation of hierarchical Bayesian method through retinotopic brain activities reconstruction from fMRI and MEG signals”，NeuroImage, vol. 42, pp. 1397-1413, 2008.
文献２：Takatsugu Aihara, Yusuke Takeda, Kotaro Takeda, Wataru Yasuda, Takanori Satoa, Yohei Otaka, Takashi Hanakawa, Manabu Honda Meigen Liu，Mitsuo Kawato，Masa-aki Sato，Rieko Osu，”Cortical current source estimation from electroencephalograpy in combination with nar-infrared spectroscopy as a hierarchical prior”，NeuroImage, in press, 2011（出願時点では、電子出版されており、次のＵＲＬからアクセス可能：http://www.sciencedirect.com/science/article/pii/S1053811911011797）
さらに、ＶＢＭＥＧのソフトウェアは、以下のサイトからダウンロードして誰でも使用することが可能である。

http://vbmeg.atr.jp/
したがって、特に限定されないが、以下の説明では、被験者２について、ＭＲＩでの計測が行われ、被験者２の脳の形状についての情報が事前に得られていることを前提に、脳活動情報算出部２４００は、ＮＩＲＳによる脳活動の測定結果を事前分布として、ＥＥＧの計測に基づいて、階層変分ベイズ法により、ＥＥＧの計測結果を再現するような脳内の電流源の分布として、脳活動をリアルタイムで可視化するための演算処理を実行するものとする。

つまり、脳活動情報算出部２４００は、ＭＲＩでの計測された被験者２の脳の形状上における脳活動の強度を、大脳皮質モデル座標系における電流源の分布密度として算出する。

ここで、「大脳皮質モデル座標系」とは、頭部の複数の所定の特徴点の位置を基準として、脳の大脳皮質に対して定義される座標系である。

脳活動検出部２４８０は、脳活動情報算出部２４００の算出結果に基づき、脳の指定された領域における活動強度を監視し、たとえば、所定のしきい値以上の活動強度となったときに、パルス出力制御部２４９０に対して、パルス磁場発生装置１０００へパルス出力のタイミングを指定するための信号を送信するように制御する。このタイミングを指定する信号は、出力Ｉ／Ｆ２５１０を介して、パルス磁場発生装置１０００に送信される。

画像表示制御部２５００は、脳活動情報算出部２４００の算出結果に基づき、ディスプレイ２１２０上に脳の活動の強度分布を、大脳皮質モデル座標系での脳形状を表す画像上に、所定の色分布に変換して表示するための画像出力信号を生成する。画像表示制御部２５００は、また、頭部追跡部２４６０とコイル追跡部２４７０からの信号に基づき、コイル１００の位置および向きを大脳皮質モデル座標に変換し、コイル１００のコイル面からの法線ＤＰが、脳表と交わる点を算出して、この交点を示すマーカ画像を脳の活動の強度分布を表す画像上にリアルタイムにオーバーレイした画像信号を生成する。画像表示制御部２５００からの画像信号は、出力Ｉ／Ｆ２５１０を介して、ディスプレイ２１２０に出力されて、表示される。

ここで、上述した脳活動情報算出部２４００、３次元位置計測部２４４０、３次元位置校正処理部２４５０、頭部追跡部２４６０、コイル追跡部２４７０、脳活動検出部２４８０、パルス出力制御部２４９０、画像表示制御部２５００の果たす機能は、ＣＰＵ２０４０が、対応するプログラムを実行することにより達成される。また、出力Ｉ／Ｆ２５１０は、通信インタフェース２０９０および図示しないディスプレイ出力部に相当する。
（キャリブレーション）
図６は、３次元位置計測装置２００のキャリブレーションおよび３次元位置計測の概念を説明するための図である。

まず、前提として、３次元位置計測装置２００のキャリブレーションでは、３次元位置計測装置２００のカメラ座標系を世界座標系ＸＹＺに変換するための変換行列が特定されているものとする。

次に、階層変分ベイズ推定法（ＶＢＭＥＧ）により、脳波測定用電極１２０からの信号に基づき、脳活動情報算出部２４００が算出した脳活動の強度を、ＭＲＩで計測した大脳皮質モデル上に、表示するための校正処理について説明する。

すなわち、階層変分ベイズ推定法（ＶＢＭＥＧ）においては、特に限定されないが、たとえば、脳波測定用電極の位置と大脳皮質モデルの空間位置を関係づけるために、以下のような手法をとる。

１）３次元位置計測装置２００で、たとえば、ペン型のマーカツールなどを使用して、キャリブレーションのために脳波測定用電極１２０の各位置を取得する際に、同時に鼻根点、右前耳介点、左前耳介点の３点の位置も計測する。以下、鼻根点、右前耳介点、左前耳介点を特徴点と呼ぶ。図６においては、特徴点のうち、鼻根点ＣＰ１を代表として示す。なお、特徴点としては、これらの３点に必ずしも限定されるものではない。

２）これらの特徴点と同じ３点を、階層変分ベイズ推定法（ＶＢＭＥＧ）で脳活動を表示するためのアプリケーションソフトを使って、ＭＲＩ構造画像上で指定する。

３）これらの特徴点の３点同士が最小誤差で一致するように座標変換をして、ＭＲＩ構造画像から抽出した大脳皮質モデル座標系ｘ１ｙ１ｚ１に脳波測定用電極１２０の位置を変換する。

以上により、脳波測定用電極１２０からの信号により算出される脳活動の強度分布は、大脳皮質モデル座標系ｘ１ｙ１ｚ１における分布として導出され、表示することが可能となる。

さらに、鼻根点、右前耳介点、左前耳介点の特徴点の３点と、被験者２の頭部に固定されたパッシブマーカ２２０との３次元的な位置関係を予め世界座標系ＸＹＺで特定しておく。そうすると、パッシブマーカ２２０の位置および向きを３次元位置計測装置２００で計測すると、世界座標ＸＹＺと大脳皮質モデル座標系ｘ１ｙ１ｚ１との関係が特定され、測定期間中において、世界座標ＸＹＺから大脳皮質モデル座標系ｘ１ｙ１ｚ１への座標変換行列Ｔが算出される。

一方、コイル１００のコイル面からの法線ＤＰの方向は、以下のようにして、キャリブレーションしておくことで、測定期間中において、法線ＤＰの方向を大脳皮質モデル座標系ｘ１ｙ１ｚ１で獲得することができる。

すなわち、特に限定されないが、たとえば、プラスチックの筐体上において、８の字のコイルの２つの穴の中心の間の中点の位置を示す十字マークをあらかじめ記入しておく。この十字マークは縦横共に、たとえば、長さ４ｃｍ程度の直線を直交させて描いておく。キャリブレーションでは、十字の各線の末端と十字の中心部の計５カ所をペン型のマーカツールを用いて位置指定する。この５点を通る平面を、誤差が最小になるように算出し、さらに、この平面に垂直で、かつ、十字の中心点を通る線を「コイル面からの法線ＤＰ」として扱う。

このコイル面からの法線ＤＰと、コイル１００についてのパッシブマーカ２１０との位置関係を予め特定しておく。そして、世界座標ＸＹＺから大脳皮質モデル座標系ｘ１ｙ１ｚ１への座標変換マトリックスＴにより、３次元位置計測装置２００で得られた「コイル１００についてのパッシブマーカ２１０」の世界座標ＸＹＺにおける位置と向きから、「コイル面からの法線ＤＰ」の、大脳皮質モデル座標系ｘ１ｙ１ｚ１における位置と向きを測定中においてリアルタイムで算出できる。

したがって、画像表示制御部２５００は、上述のとおり、測定中において、コイル１００の法線ＤＰが、脳表と交わる点をリアルタイムに算出して表示することが可能となる。

したがって、被験者２に対して、磁気刺激を与える際に、施術者は、脳のどの領域に磁気刺激を与えようとしているのかを確認しながら、施術できることになる。

図７は、画像表示制御部２５００の出力をディスプレイ２１２０に表示した例を示す図である。

図７では、コイル１００のコイル面からの法線ＤＰが脳表と交わる点は、マーカ画像（図７中では、たとえば、矢印）として、脳の活動の強度分布をＭＲＩにより得られた脳形状において表す画像上にオーバーレイして表示される。

図８は、脳刺激付与装置１０の動作シーケンスの一例を示す図である。

図８を参照して、時刻ｔ１において被験者２に知覚刺激１、たとえば、あるタスクを開始するように指示する表示情報が提示される。このとき、脳波の計測による脳活動情報の算出も並行して実施される。

時刻ｔ１から被験者２が反応に要する時間が経過した時刻ｔ３において、脳の所定の領域の活性化が観測される。

これに応じて、脳活動検出部２４１０は、磁気パルスの生成を指示する信号を出力し、コイル１００から磁気刺激１が、被験者の脳の特定の領域に付与される。このとき、磁気刺激による測定の外乱を避けるために、脳波の計測による脳活動情報の算出は休止している。磁気刺激の後、時刻ｔ６までは、刺激の付与については休止状態となる。

以上のような時刻ｔ１〜ｔ６までの処理を１サイクルとする。

そして、時刻ｔ６からは、２サイクル目の処理として、１サイクル目と同様の処理が実行される。必要に応じて、このような処理が複数サイクル繰り返される。

なお、磁気刺激を与えるためのトリガとなる脳活動を検出する所定の脳領域と、磁気刺激を与える脳の特定の領域とは、必ずしも一致する必要はない。

このようなシーケンスを行うことで、上述した脳の特定の領域に、適切なタイミングで、磁気刺激を付与することが可能となる。

さらに、磁気刺激のタイミングを変化させることで、特定の部位の脳活動を賦活させたり、あるいは、抑制させたりすることができる。

したがって、脳の活動に基づく適切なタイミングを選んで、磁気刺激を脳の特定の領域に付与することができるので、リハビリテーションの効果を向上させることが可能となる。

なお、脳刺激付与装置１０の動作シーケンスは、図８に示すものに限定されない。たとえば、図８では、同一のサイクル内での脳活動の活性化をトリガとしたタイミングで、磁気刺激を与えることとしているが、あるサイクルにおける磁気刺激を与えるタイミングは、たとえば、１つ前のサイクルにおける脳活動の活性化の情報に基づいて、決定することとしてもよい。

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、特許請求の範囲によって示されるものであり、特許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。

２ 被験者、１０ 脳刺激付与装置、１００ コイル、１１０ 脳波測定用キャップ、１２０ 脳波測定用電極、２００ ３次元位置計測装置、２１０，２２０ パッシブマーカ、２３０ マーカ固定具、１０００ パルス磁場発生装置、２０００ 制御装置、２１２０ ディスプレイ。

Claims (5)

1. 被験者の脳に磁気刺激を付与するための磁場を発生する磁場発生器と、
   前記磁気刺激を与えるために前記磁場発生器に電流を供給する磁気刺激生成手段と、
   前記被験者の脳における脳活動の強度分布を推定するための脳活動計測手段と、
   前記被験者の頭部の３次元位置および向きと前記磁場発生器の３次元位置および向きに基づいて、前記磁場発生器が前記被験者の脳表に生成する磁気が最大となる刺激領域を特定するための３次元位置計測手段と、
   前記刺激領域を示すマーカと前記脳活動の強度分布とを脳の形状を示す画像上に同時に表示するための表示制御手段とを備える、脳刺激付与装置。
2. 前記３次元位置計測手段は、
   前記被験者の頭部の３次元位置および向きに基づいて、前記磁場発生器の空間的な位置を特定する座標系から大脳皮質モデル座標系への変換行列を取得する手段と、
   前記磁場発生器の３次元位置および向きに基づいて、前記変換行列により、前記磁場発生器の発生する磁場強度が最大となる方向を算出し、前記刺激領域を特定する手段とを含む、請求項１記載の脳刺激付与装置。
3. 前記脳活動計測手段の推定結果に基づいて、所定の脳領域の活性化を監視するための脳活動検知手段と、
   前記脳活動検知手段の検知結果に応じて、前記磁気刺激生成手段が前記電流を前記磁場発生器に供給するタイミングを制御するための磁気生成制御手段とをさらに備える、請求項１または２に記載の脳刺激付与装置。
4. 前記磁場発生器の位置を、前記刺激領域を前記脳表の特定の位置となるように制御するための位置制御機構をさらに備える、請求項１〜３のいずれか１項に記載の脳刺激付与装置。
5. 前記脳活動計測手段は、階層変分ベイズ推定法により前記脳活動の強度分布を推定する、請求項１〜４のいずれか１項に記載された脳刺激付与装置。