JP2023034050A - 交流磁場計測装置 - Google Patents

Abstract

【課題】信号反射による電力ロスを抑制することにより検出感度を向上させること。【解決手段】共振調整回路５０では、同軸ケーブル５１から入力側回路５２及び受信コイル２２側を見たインピーダンスである入力インピーダンスが、所定の周波数において、同軸ケーブル５１のインピーダンスと同じになるように、入力側回路５２のコンデンサＣｓ１，Ｃｐ１の容量が調整されており、同軸ケーブル５１から出力側回路５５及び出力コイル２４側を見たインピーダンスである出力インピーダンスが、所定の周波数において、同軸ケーブル５１のインピーダンスと同じになるように、出力側回路５５のコンデンサＣｓ２，Ｃｐ２の容量が調整されている。【選択図】図１

Description

本発明は交流磁場計測装置に関する。

脳計測装置では、ＭＲ（Magnetic Resonance）信号をＯＰＭ（optically pumpedmagnetometer）で検出する際、ＯＰＭをＭＲＩ（Magnetic Resonance Imaging）の静磁場中に設置すると、ＯＰＭ中のアルカリ金属原子の電子とＭＲＩの計測対象であるプロトンの共鳴周波数とが異なることによって、高い感度でＭＲ信号を検出できない場合がある。これに対して、ＦＴ（Flux transformer）と呼ばれる回路を用いて、ＭＲ計測領域とＯＰＭ設置領域との磁場環境を分離することにより、高い感度でＭＲ信号を検出することができる。

上述したようなＦＴの共振回路として、ＦＴの入力コイル及び出力コイルに対して直列にコンデンサを挿入した直列共振回路が知られている（例えば特許文献１参照）。

米国特許第８３０５０７８号明細書

ここで、特許文献１に記載されたような直列共振回路では、周波数が高くなるにつれて信号反射の影響が大きくなり、また、ＦＴの入力コイル及び出力コイル間をツイストペアケーブルで接続すると、信号の減衰量も大きくなり、十分な検出感度を担保できないおそれがある。

本発明は上記実情に鑑みてなされたものであり、信号反射による電力ロスやケーブルにおける信号減衰を抑制することにより検出感度を向上させることが可能な交流磁場計測装置を提供することを目的とする。

本発明の一態様に係る交流磁場計測装置は、信号を検出して電流に変換するための受信コイルと、受信コイルに対応して設けられ、受信コイルから出力された電流の所定の周波数を出力するための共振調整回路と、共振調整回路から出力された電流を磁気信号に変換するための出力コイルと、出力コイルによって出力された磁気信号を検出する光励起磁気センサと、を備え、共振調整回路は、受信コイルに対して直並列にコンデンサが設けられた入力側回路と、出力コイルに対して直並列にコンデンサが設けられた出力側回路と、入力側回路及び出力側回路を接続する同軸ケーブルと、を有し、同軸ケーブルから入力側回路及び受信コイル側を見たインピーダンスである入力インピーダンスが、所定の周波数において、同軸ケーブルのインピーダンスと同じになるように、入力側回路のコンデンサの容量が調整されており、同軸ケーブルから出力側回路及び出力コイル側を見たインピーダンスである出力インピーダンスが、所定の周波数において、同軸ケーブルのインピーダンスと同じになるように、出力側回路のコンデンサの容量が調整されている。

本発明の一態様に係る交流磁場計測装置では、共振調整回路が、受信コイルに対して直並列にコンデンサが設けられた入力側回路と、出力コイルに対して直並列にコンデンサが設けられた出力側回路と、入力側回路及び出力側回路を接続する同軸ケーブルとを有している。そして、同軸ケーブルから入力側回路及び受信コイル側を見た入力インピーダンス並びに出力側回路及び出力コイル側を見た出力インピーダンスが、いずれも、所定の周波数において同軸ケーブルのインピーダンスと同じになるように、入力側回路及び出力側回路のコンデンサの容量が調整されている。このような構成によれば、所定の周波数において、同軸ケーブルから見た入力インピーダンス及び出力インピーダンスがいずれも同軸ケーブルのインピーダンスと同じになるため、信号における共鳴周波数の成分について信号反射による電力ロスを抑制し、光励起磁気センサにおける検出感度を向上させることができる。以上のように、本発明の一態様に係る交流磁場計測装置によれば、信号反射による電力ロスを抑制することにより、検出感度を向上させることができる。

上記交流磁場計測装置は、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、光励起磁気センサによって検出された信号に基づきＭＲ画像を生成する制御装置と、を更に備え、受信コイルは、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して電流に変換してもよい。このような構成によれば、脳計測装置において、上述した検出感度向上の効果を奏することができる。

光励起磁気センサの検出感度が最大となる周波数帯は、共鳴周波数を含んでいてもよい。このような構成によれば、光励起磁気センサにおける検出感度をより向上させることができる。

本発明によれば、信号反射による電力ロスを抑制することにより検出感度を向上させることが可能な交流磁場計測装置を提供することができる。

実施形態に係る脳計測装置の構成を示す概略図である。 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。 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。 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。 検出帯域に応じた検出感度の一例を示す図である。 周波数エンコードされたMR信号について説明する図である。 共振調整回路を含む脳計測装置の一部を示す概略図である。 共振調整回路の構成の一例を示す図である。 共振調整回路の構成の一例を示す図である。 図９に示される共振調整回路の詳細な回路構成を示す図である。 実施形態に係る脳計測装置の作用効果を説明する図である。 変形例に係る共振調整回路の詳細な回路構成を示す図である。 変形例に係る受信コイルの構成を示す図である。

以下、添付図面を参照しながら本発明を実施するための形態を詳細に説明する。図面の説明において同一の要素には同一の符号を付し、重複する説明を省略する。

［脳計測装置の基本構成］
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、交流磁場計測装置の一例であり、被験者を対象に脳磁場の計測およびＭＲ（Magnetic Resonance）画像の計測を行う装置である。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、一対の地磁気補正コイル７、一対の地磁気勾配補正コイル８、及び一対の変動磁場補正コイル９、を有する脳磁計モジュールと、送信コイル２１、複数の受信コイル２２、複数のＯＰＭモジュール２３（検出部）、複数の出力コイル２４、及び複数の共振調整回路５０を有するＭＲＩモジュールとを備える。なお、検出部としてのＯＰＭモジュール２３は、アンプ（不図示）によって代替されてもよい。さらに、脳計測装置Ｍ１は、制御装置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、を備える。なお、図１を参照した説明においては、共振調整回路５０の説明を省略する（共振調整回路５０については後述する）。

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。

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。

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り、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。

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。

地磁気補正用磁気センサ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。

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。

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。加えて、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、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。

受信コイル２２は、静磁場が生成される方向であるＸ軸方向（詳細は後述）に直交する面における最大面積及び巻き数が一定になるように形成されている。最大面積は、例えば受信コイル２２のサイズ、形状（楕円）、位置及び軸の方向等により決まる。このような構成によれば、受信コイル２２における感度が均一になる。

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。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。

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。なお、出力コイル２４及び受信コイル２２は、詳細には共振調整回路５０を介して接続されているが、ここでは共振調整回路５０の説明を省略する（共振調整回路５０については後述する）。

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。

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。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。

図２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。

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ＢＯＵＴ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２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。

制御装置５は、脳磁場の計測時には、地磁気補正用磁気センサ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、地磁気補正コイル７及び地磁気勾配補正コイル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変動磁場補正コイル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。

具体的には、制御装置５は、複数の地磁気補正用磁気センサ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。

また、制御装置５は、複数の地磁気補正用磁気センサ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）、地磁気勾配補正コイル８に対する電流を決定する。制御装置５は、決定した地磁気勾配補正コイル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。

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）、変動磁場補正コイル９に対する電流を決定する。制御装置５は、決定した変動磁場補正コイル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。

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。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、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及び地磁気勾配補正コイル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、地磁気勾配補正コイル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、位相エンコードおよ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変動磁場補正コイル９には電流を供給しないように、制御信号を出力する。

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。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。

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。

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、地磁気勾配補正コイル８、及び変動磁場補正コイル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、地磁気勾配補正コイル８に係る制御信号に応じて、地磁気勾配補正コイル８に電流を出力する。コイル電源６は、変動磁場補正コイル９に係る制御信号に応じて、変動磁場補正コイル９に電流を出力する。

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。

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。

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。

地磁気勾配補正コイル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。地磁気勾配補正コイル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。地磁気勾配補正コイル８は、例えば、一対の地磁気勾配補正コイル８Ａ及び８Ｂを有する。一対の地磁気勾配補正コイル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。一対の地磁気勾配補正コイル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、地磁気勾配補正コイル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、地磁気勾配補正コイル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。

また、地磁気勾配補正コイル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。地磁気勾配補正コイル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。

変動磁場補正コイル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。変動磁場補正コイル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。変動磁場補正コイル９は、例えば、一対の変動磁場補正コイル９Ａ及び９Ｂを有する。一対の変動磁場補正コイル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。一対の変動磁場補正コイル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、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、変動磁場補正コイル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、変動磁場補正コイル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。

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。

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。

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。

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。

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。

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、地磁気勾配補正コイル８、及び変動磁場補正コイル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。

［脳計測装置が実施する脳計測方法（脳計測動作）］
次に、図３及び図４を参照しながら、実施形態に係る脳計測装置Ｍ１を用いた脳計測方法について説明する。図３及び図４は、脳計測装置Ｍ１の動作を示すフローチャートである。

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。

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。

制御装置５及びコイル電源６は、地磁気勾配補正コイル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、地磁気勾配補正コイル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、地磁気勾配補正コイル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、所定の電流を地磁気勾配補正コイル８に出力する。地磁気勾配補正コイル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、地磁気勾配補正コイル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。

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及び地磁気勾配補正コイル８によって静磁場が補正された後、地磁気補正用磁気センサ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。

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。

制御装置５及びコイル電源６は、変動磁場補正コイル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、変動磁場補正コイル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、変動磁場補正コイル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、所定の電流を変動磁場補正コイル９に出力する。変動磁場補正コイル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、変動磁場補正コイル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。

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、変動磁場補正コイル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。

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、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。

図４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地磁気勾配補正コイル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。

さらに、制御装置５は、傾斜磁場の生成用の地磁気勾配補正コイル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地磁気勾配補正コイル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。

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）。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。

［共振調整回路の構成］
上述したように、脳計測装置Ｍ１は、ＭＲＩモジュールに含まれる構成として、共振調整回路５０（図１参照）を備えている。以下では、共振調整回路５０の構成の詳細について説明する。最初に、図５及び図６を参照しながら、共振調整回路５０を設ける目的について説明する。

図５は、検出帯域に応じた検出感度の一例を示す図である。上述したように、脳計測装置Ｍ１は、検出部としてＯＰＭモジュール２３を採用してもよいし、ＯＰＭモジュール２３の代替としてアンプ（不図示）を採用してもよい。図５（ａ）は、検出部としてアンプ（不図示）を採用した場合の検出帯域に応じた検出感度の一例を示している。図５（ｂ）は、検出部としてＯＰＭモジュール２３を採用した場合の検出帯域に応じた検出感度の一例を示している。図５（ａ）（ｂ）において横軸は周波数（検出帯域）を示しており、縦軸は振幅（検出感度）を示している。図５（ａ）では振幅を絶対値（ｍＶ）で示しており、図５（ｂ）では振幅をa.u.で示している。なお、図５（ａ）（ｂ）において示したＭＲ信号（核磁気共鳴信号）の周波数範囲は、周波数エンコードによって指定された範囲である。

いま、図５（ａ）に示される、検出部としてアンプ（不図示）を採用した例では、ＭＲ信号の周波数範囲において感度（ＳＮＲ）が大きく低下する周波数領域が存在している。感度がピーク値の５０％となる部分のスペクトル幅であるＦＷＨＭは、４．６ｋＨｚ程度となっている。また、図５（ｂ）に示される、検出部としてＯＰＭモジュール２３を採用した例においても、ＭＲ信号の周波数範囲において感度（ＳＮＲ）が大きく低下する周波数領域が存在しており、ＦＷＨＭが１０６０Ｈｚ程度となっている。このように、検出部において、ＭＲ信号の周波数範囲にて十分な感度とならない周波数領域が存在する。

図６は、周波数エンコードされたＭＲ信号について説明する図である。傾斜磁場の生成用の地磁気勾配補正コイル８に電流が供給されることにより、図６に示されるように、Ｚ軸方向磁場勾配（ｄＢｘ／ｄＺ）が生成され、周波数エンコードが行われる。周波数エンコードが行われると、頭部におけるＺ軸方向の位置に応じて、生成されるＭＲ信号の周波数帯が定まる。すなわち、図６に示されるように、例えば頭部の最も下部側がｆ１付近の周波数を持つＭＲ信号を生成する範囲となり、その範囲よりも上部側がｆ２（ｆ２＞ｆ１）付近の周波数を持つＭＲ信号を生成する範囲となり、その範囲よりも上部側がｆ３（ｆ３＞ｆ２）付近の周波数を持つＭＲ信号を生成する範囲となり、その範囲よりも上部側がｆ４（ｆ４＞ｆ３）付近の周波数を持つＭＲ信号を生成する範囲となる。このように、生成されるＺ軸磁場勾配と頭部の位置とが定まれば、生成されるＭＲ信号の周波数帯が特定可能となるため、各位置（領域）毎に特定の周波数帯（共鳴周波数）の信号を取り出す共振調整回路５０を設けることによって、ＭＲ信号の周波数範囲について漏れなく高感度で検出することが可能となる。以下、図７～図１０を参照しながら、共振調整回路５０の具体的な構成例について説明する。

図７は、複数の共振調整回路５０を含む脳計測装置М１の一部を示す概略図である。複数の共振調整回路５０は、複数の受信コイル２２それぞれに対応して設けられ、受信コイル２２から出力された電流の所定の共鳴周波数の信号を取り出し出力するための回路である。図７においては、複数の共振調整回路５０として、共振調整回路５０a，５０ｂ，５０ｃ，５０ｄが例示されている。なお、共振調整回路５０は、例えば各受信コイル２２に対して１対１で対応して設けられているが、図７では一部の共振調整回路５０のみを示しており、４つの共振調整回路５０a，５０ｂ，５０ｃ，５０ｄのみを示している。

複数の共振調整回路５０それぞれに係る共鳴周波数は、対応する受信コイル２２のＺ軸方向における位置、及び、傾斜磁場の制御によって生成されるＺ軸方向の磁場勾配に応じて設定されている。上述したように、傾斜磁場の制御によって周波数エンコードが行われると、Ｚ軸方向に沿ってＭＲ信号の周波数帯が変化する（図６参照）。そのため、受信コイル２２のＺ軸方向の位置と磁場勾配とが考慮されて共振調整回路５０の共鳴周波数が設定されることにより、受信コイル２２から出力されたＭＲ信号を好適に取り出すことができ、後段のＯＰＭモジュール２３においてＭＲ信号を高感度で検出することができる。なお、受信コイル２２は、直径３０～５０ｍｍほどのサイズであり、頭部を囲むように配置されている。Ｚ軸方向において同じ高さに並んだ受信コイル２２に関しては、共振調整回路５０に共鳴周波数が同じとされている。例えば、頭部の中心位置の受信コイル２２に係る共鳴周波数が３００ｋＨｚとされ、Ｚ方向に３０ｍｍずれるごとに共鳴周波数が１．５ｋＨｚずらされる。これにより、各受信コイル２２に近い脳から発せられるＭＲ信号を効率良く検出することができる。そして、直径３０～５０ｍｍほどの受信コイル２２は、コイル付近で発生したＭＲ信号を捉える感度が高く、一方で、コイルから遠い位置で発生したノイズに対する感度が低い。このため、このような受信コイル２２を多数並べることにより、ＭＲ画像のＳＮＲを向上させることができる。

図７に示されるように、複数の検出部であるＯＰＭモジュール２３は、複数の共振調整回路５０（図７中では共振調整回路５０a，５０ｂ，５０ｃ，５０ｄ）それぞれに対応して設けられ、共振調整回路５０から出力された共鳴周波数の信号を検出する。ＯＰＭモジュール２３の検出感度が最大となる周波数帯は、対応する共振調整回路５０に係る共鳴周波数を含んでいる。出力コイル２４は、ＯＰＭモジュール２３に対向するように固定されている。各ＯＰＭモジュール２３は、図７に示されるように共振調整回路５０に１対１で対応して設けられていてもよい。

或いは、複数のＯＰＭモジュール２３には、共振調整回路５０に係る共鳴周波数が互いに同じである、２つ以上の受信コイル２２に係る信号について、位相を調整することによりいずれも検出する１つのＯＰＭモジュール２３が含まれていてもよい。上述したように、各共振調整回路５０の共鳴周波数は対応する受信コイル２２のＺ軸方向における位置を考慮して決定されている。このため、共鳴周波数が互いに同じである２つ以上の共振調整回路５０とは、すなわち、対応する受信コイル２２のＺ軸方向における位置が互いに同じである（又は近似する）２つ以上の共振調整回路５０と言い換えることができる。単に、１つのＯＰＭモジュール２３により２つ以上の受信コイル２２に係る信号を検出した場合には、これらの信号の位相が互いに異なることによって、信号を打ち消し合ってしまうおそれがある。このため、１つのＯＰＭモジュール２３により２つ以上の受信コイル２２に係る信号を検出する場合には、これらの信号が打ち消し合わないようにこれらの信号の位相が調整されて検出される。

図８及び図９は、共振調整回路５０の構成の一例を示す図である。図８は、検出部としてアンプ（不図示）が採用される場合の共振調整回路５０の一例を示しており、具体的には、抵抗Ｒ_ｉｎとインダクタＬ_ｉｎが直列に接続された受信コイル２２に対して、コンデンサＣが並列に接続された並列共振回路を示している。このような並列共振回路では、例えば抵抗Ｒ_ｉｎ＝０．６４Ω、インダクタＬ_ｉｎ＝１０５μＨとされた条件において、Ｃ＝１／ω^２Ｌ_ｉｎの式から、所定の共鳴周波数（例えば３００ｋＨｚ）となるようにコンデンサＣの値が設定される。

図９は、検出部としてＯＰＭモジュール２３が採用される場合の共振調整回路５０の一例を示している。図９に示される共振調整回路５０は、受信コイル２２に対して直並列にコンデンサＣｓ１，Ｃｐ１が設けられた入力側回路５２と、出力コイル２４に対して直並列にコンデンサＣｓ２，Ｃｐ２が設けられた出力側回路５５と、入力側回路５２及び出力側回路５５を接続する同軸ケーブル５１と、を有している。図９に示される構成では、受信コイル２２及び入力側回路５２が同一の電磁シールドによって囲われており、出力側回路５５がアルミケースに囲われており、出力コイル２４及びＯＰＭモジュール２３がＯＰＭ用磁気シールドに囲われている。

図１０は、図９に示される共振調整回路の詳細な回路構成を示す図である。図１０に示されるように、受信コイル２２では、抵抗Ｒ_ｉｎとインダクタＬ_ｉｎとが直列に接続されている。また、出力コイル２４では、抵抗Ｒ_ｏｕｔとインダクタＬ_ｏｕｔとが直列に接続されている。そして、上述したように、共振調整回路５０は、受信コイル２２に対して直並列にコンデンサＣｓ１，Ｃｐ１が設けられた入力側回路５２と、出力コイル２４に対して直並列にコンデンサＣｓ２，Ｃｐ２が設けられた出力側回路５５と、入力側回路５２及び出力側回路５５を接続する同軸ケーブル５１と、を有している。

このような共振調整回路５０では、同軸ケーブル５１から入力側回路５２及び受信コイル２２側を見たインピーダンスである入力インピーダンスが、共鳴周波数において同軸ケーブル５１のインピーダンスと同じになるように、入力側回路５２のコンデンサＣｓ１，Ｃｐ１の容量が調整されている。また、共振調整回路５０では、同軸ケーブル５１から出力側回路５５及び出力コイル２４側を見たインピーダンスである出力インピーダンスが、共鳴周波数において同軸ケーブル５１のインピーダンスと同じになるように、出力側回路５５のコンデンサＣｓ２，Ｃｐ２の容量が調整されている。このように入力側回路５２のコンデンサＣｓ１，Ｃｐ１の容量及び出力側回路５５のコンデンサＣｓ２，Ｃｐ２の容量が調整されることにより、共鳴周波数において、同軸ケーブル５１から見た入力インピーダンス及び出力インピーダンスがいずれも同軸ケーブル５１のインピーダンスと同じになるため、共鳴周波数の信号成分の信号反射を抑制することができる。なお、同軸ケーブル５１のインピーダンスは、例えば５０Ωである。

図１０に示される構成において、具体的には、以下の（１）式及び（２）式を満たすように入力側回路５２のコンデンサＣｓ１，Ｃｐ１の容量が求められる。（１）式の右辺の５０は同軸ケーブル５１のインピーダンスを示している。ωは角周波数を示しており、共鳴周波数から求められる。なお、出力側回路５５のコンデンサＣｓ２，Ｃｐ２の容量についても、同様の式に基づき求められる。
Ｚ＋１／ｊωＣｓ１＝５０ （１）
Ｚ＝（１／ｊωＣｐ１）／／（Ｒ_ｉｎ＋ｊωＬ_ｉｎ） （２）

いま、例えばＬ_ｉｎ＝１０５．７μH、Ｒ_ｉｎ＝０．７７Ω、Ｌ_ＯＵＴ＝３．０μH、Ｒ_ＯＵＴ＝０．１８Ω、共鳴周波数＝３００ｋＨｚとすると、上記（１）式及び（２）式より、Ｃｐ１＝２．３ｎＦ、Ｃｓ１＝３３０ｐＦ、Ｃｐ２＝８９ｎＦ、Ｃｓ２＝６．６ｎＦと求められる。

次に、本実施形態に係る脳計測装置Ｍ１の作用効果について説明する。

本実施形態に係る脳計測装置Ｍ１では、受信コイル２２から出力された電流の所定の共鳴周波数の信号を取り出す共振調整回路５０が設けられている。そして、複数の共振調整回路５０それぞれの共鳴周波数は、対応する受信コイル２２のＺ軸方向の位置及びＺ軸方向の磁場勾配に応じて設定されている。このように、対応する受信コイル２２の位置及び生成されている磁場勾配を考慮して共振調整回路５０の共鳴周波数が設定されることにより、共振調整回路５０に対応して設けられているＯＰＭモジュール２３において検出される信号の感度を向上させることができる。ここで、共振調整回路５０によって感度を向上させた場合には、周波数帯域が数ｋＨｚ程度に制限されてしまう。この点、本実施形態に係る脳計測装置Ｍ１では、共鳴周波数が互いに異なる複数の受信コイル２２が磁場勾配に応じて配置されているため、感度を向上させながら、全体として十分な周波数帯域、すなわちＦＯＶ（Field of View）を確保することができる。以上のように、本実施形態に係る脳計測装置Ｍ１によれば、検出感度を向上させると共に十分なＦＯＶを確保することができる。

複数のＯＰＭモジュール２３には、共振調整回路５０に係る共鳴周波数が互いに同じである、２つ以上の受信コイル２２に係る信号について、位相を調整することによりいずれも検出する１つのＯＰＭモジュール２３が含まれていてもよい。このように、共鳴周波数が互いに同じである受信コイル２２に係る信号については、位相を調整しながら同一のＯＰＭモジュール２３によって検出することにより、検出部であるＯＰＭモジュール２３の数を減らしてシンプルな構成で脳計測を行うことができる。

ＯＰＭモジュール２３の検出感度が最大となる周波数帯は、対応する共振調整回路５０に係る共鳴周波数を含んでいてもよい。これにより、検出部における検出感度をより向上させることができる。

受信コイル２２は、静磁場が生成される方向であるＸ軸方向に直交する面における最大面積及び巻き数が一定になるように形成されていてもよい。このような構成によれば、受信コイル２２における感度が均一になり、より適切に脳計測を行うことができる。

また、本実施形態に係る脳計測装置Ｍ１の共振調整回路５０では、同軸ケーブル５１から入力側回路５２及び受信コイル２２側を見たインピーダンスである入力インピーダンスが、共鳴周波数において、同軸ケーブル５１のインピーダンスと同じになるように、入力側回路５２のコンデンサＣｓ１，Ｃｐ１の容量が調整されており、同軸ケーブル５１から出力側回路５５及び出力コイル２４側を見たインピーダンスである出力インピーダンスが、共鳴周波数において、同軸ケーブル５１のインピーダンスと同じになるように、出力側回路５５のコンデンサＣｓ２，Ｃｐ２の容量が調整されていてもよい。このように、同軸ケーブル５１から入力側回路５２及び受信コイル２２側を見た入力インピーダンス並びに出力側回路５５及び出力コイル２４側を見た出力インピーダンスが、いずれも、共鳴周波数において同軸ケーブル５１のインピーダンスと同じになるように、入力側回路５２及び出力側回路５５のコンデンサＣｓ１，Ｃｐ１，Ｃｓ２，Ｃｐ２の容量が調整されている。このような構成によれば、共鳴周波数において、同軸ケーブル５１から見た入力インピーダンス及び出力インピーダンスがいずれも同軸ケーブル５１のインピーダンスと同じになるため、信号における共鳴周波数の成分について信号反射による電力ロスを抑制し、ＯＰＭモジュール２３における検出感度を向上させることができる。

図１１は、実施形態に係る脳計測装置Ｍ１の作用効果を説明する図である。図１１（ａ）は、受信コイル２２及び出力コイル２４間に直列にコンデンサを接続した直列共振の構成（比較例に係る構成）におけるノイズレベルを示している。図１１（ｂ）は本実施形態に係る共振調整回路５０（図９及び図１０に示される共振調整回路５０）を含む構成におけるノイズレベルを示している。図１１（ａ）（ｂ）において、横軸は周波数、縦軸は磁気ノイズ密度を示している。図１１（ａ）に示されるように、比較例に係る構成では、周波数が３００ｋＨｚである条件において、ノイズレベルが２３ｆＴ／Ｈｚ^１／２となっている。それに対して、図１１（ｂ）に示されるように、本実施形態に係る構成では、周波数が３００ｋＨｚである条件において、ノイズレベルが２．１ｆＴ／Ｈｚ^１／２となっている。このように、本実施形態に係る構成では、比較例に係る構成と比較して、ＳＮＲを大きく向上させることができている。すなわち、本実施形態に係る構成では、ＦＴ入出力コイル（受信コイル２２及び出力コイル２４）間の信号反射を抑えると共に、ＦＴのゲインが高くなるため、ＯＰＭモジュール２３における感度を高くすることができる。また、ＦＴ入出力コイル間の同軸ケーブル５１を長くしても信号のロスを小さくすることができるため、入出力コイル及びＯＰＭモジュール２３の配置自由度が高くなる。

以上、本発明の実施形態について説明したが、本発明は上記実施形態に限定されない。例えば、共振調整回路５０を含む脳計測装置Ｍ１を説明したが、共振調整回路５０は、脳計測装置Ｍ１以外のその他の交流磁場計測装置に備わっていてもよい。

また、共振調整回路の構成は図１０の構成に限定されない。図１２は、変形例に係る共振調整回路５００の詳細な回路構成を示す図である。図１２に示されるように、受信コイル２２及び出力コイル２４０間に設けられる共振調整回路５００は、受信コイル２２に接続されたインピーダンス整合回路２６０を有している。インピーダンス整合回路２６０は、受信コイル２２から見て後段側（同軸ケーブル５１側）をハイインピーダンスにするものである。このようなインピーダンス整合回路２６０が設けられることにより、コイルに流れる電流を減少させることができ、コイルアレイを用いた場合にコイル間の誘導結合を低減させることができる。なお、このような構成においても、同軸ケーブル５１と出力コイル２４０とのインピーダンスをマッチングさせることにより、出力コイル２４０に効率良く電流を流すことができる。

また、受信コイルの構成は、図１３に示されるようなフェイズドアレイコイルであってもよい。図１３は、変形例に係る受信コイル（フェイズドアレイコイル）の構成を示す図である。図１３に示されるフェイズドアレイコイルの構成では、隣り合うコイル６０１，６０１の干渉を考慮して、コイル６０１同士を重ね合わせている。このように、コイル６０１同士にある特定の重なりを持たせて並べることにより、隣り合うコイル６０１からの誘導起電力を打ち消し、電気的干渉を最小限に抑えることができる。

５…制御装置、７…地磁気補正コイル（静磁場コイル）、８…地磁気勾配補正コイル（傾斜磁場コイル）、２１…送信コイル、２２…受信コイル、２３…ＯＰＭモジュール（検出部）、５０…共振調整回路、５１…同軸ケーブル、５２…入力側回路、５５…出力側回路、Ｃｓ１，Ｃｐ１，Ｃｓ２，Ｃｐ２…コンデンサ、М１…脳計測装置（交流磁場計測装置）。

Claims (3)

1. 信号を検出して電流に変換するための受信コイルと、
   前記受信コイルに対応して設けられ、前記受信コイルから出力された電流の所定の周波数を出力するための共振調整回路と、
   前記共振調整回路から出力された電流を磁気信号に変換するための出力コイルと、
   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光励起磁気センサと、を備え、
   前記共振調整回路は、前記受信コイルに対して直並列にコンデンサが設けられた入力側回路と、前記出力コイルに対して直並列にコンデンサが設けられた出力側回路と、前記入力側回路及び前記出力側回路を接続する同軸ケーブルと、を有し、
   前記同軸ケーブルから前記入力側回路及び前記受信コイル側を見たインピーダンスである入力インピーダンスが、前記所定の周波数において、前記同軸ケーブルのインピーダンスと同じになるように、前記入力側回路のコンデンサの容量が調整されており、
   前記同軸ケーブルから前記出力側回路及び前記出力コイル側を見たインピーダンスである出力インピーダンスが、前記所定の周波数において、前記同軸ケーブルのインピーダンスと同じになるように、前記出力側回路のコンデンサの容量が調整されている、交流磁場計測装置。
2. 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、
   前記光励起磁気センサによって検出された信号に基づきＭＲ画像を生成する制御装置と、を更に備え、
   前記受信コイルは、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して電流に変換する、請求項１記載の交流磁場計測装置。
3. 前記光励起磁気センサの検出感度が最大となる周波数帯は、共鳴周波数を含んでいる、請求項２記載の交流磁場計測装置。

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