JP4893213B2 - 磁場計測装置 - Google Patents

Description

本発明は、主に脳から発生する磁場を検出することを目的とした生体磁場計測装置に関する。

脳から発生する磁場（脳磁場）を計測する脳磁計においては、多数の検出コイルを頭表面全体に渡って配置し、脳神経の電気生理的活動をマッピングすることを目的として利用されている。この種の脳磁計は、頭部全体を覆うように検出コイルを配置して計測することから、全頭型脳磁計と呼ばれている（例えば、特許文献１を参照）。全頭型脳磁計の長所として、脳半球全体の信号を同時に計測できることがある。すなわち、興奮部位のマッピングが可能となる。興奮部位をマッピングすることにより、例えば、てんかんの異常興奮部位を特定することが可能となる。

また、SQUIDセンサなどの生体磁気を測定する手段を具備した断熱機構を、被検体の頭部の周囲に複数個配置し、各断熱機構をそれぞれ単独に駆動させる例もある（特許文献２）。

従来、心磁計測や脳磁計測に用いられる生体磁場計測装置は、対象となる生体の磁気信号を超伝導線から構成される検出コイルによって検出し、超伝導量子干渉素子（Superconducting Quantum Interference Device：以後ＳＱＵＩＤと略す）に伝達するという方法が採用されている。検出コイルは、環境磁場によるノイズを除去し、Ｓ／Ｎ（Signal/Noise）比を高める役割を担う。生体磁気計測及び検出コイルについては、非特許文献１に詳しい説明がある。

特開平０７−２９７４５６号公報 特開２００２−３３６２１１号公報 S. J. Williamson and L. Kaufman、 J. Magn. Magn. Mater. 22、 129 (1981).

全頭型脳磁計においては、脳全体を多数の磁気センサにより広い領域を一度に計測できるという特長がある。ここで、ＳＱＵＩＤ磁束計を固定し、低温に保持するクライオスタットは標準的な人間の頭部に合うように設計されている。このため、センサと頭表面との距離を調節できず、その結果として信号強度が減少してしまう、あるいは測定できないという問題があった。また、複数のセンサを個別に駆動させても一部の情報を断片的に得られるだけであって、十分な計測を行うことができないという問題点があった。

また、従来の微分型磁気検出コイルは、非特許文献１（Fig. 5）に示すように、ある１方向に微分された磁場を検出する構成しかなかった。この方法では、磁気シールドレス環境など、環境磁場が大きい場合において環境磁場が十分に低減されないという課題があった。環境磁場を低減するためには、微分型磁気検出コイルの次数を高くするという方法があるが、この方法では、環境磁場は低減するものの、一方で検出対象である磁気信号も同時に低減してしまうという問題がある。

前記問題に対して、本発明では、脳磁場を従来よりも高感度かつ簡易に検出する生体磁場計測装置を提供する。具体的には、２個の独立したクライオスタットが鏡像の関係を保って連動することにより、センサ面を被験者の頭表面に容易に近づけることが可能で、更に右脳と左脳の脳磁場を高感度かつ同時に検出可能な生体磁場計測装置を提供することを目的とする。

本発明の生体磁場計測装置では、ＳＱＵＩＤ磁束計を保持する２個の独立したクライオスタットが、互いに鏡像の関係にあるように配置されることを特徴とする。また、それぞれのクライオスタットには、検出センサが、クライオスタット内部から側面方向に少なくとも一部を突出させて設けられていることを特徴とする。

この２個のクライオスタットは、互いに鏡像の関係を保ったまま、連動して上下及び左右の方向に移動し、かつ回転する。

クライオスタットを保持するガントリは、クライオスタットの振動を抑えることを目的として、門型である。

ガントリは電動でクライオスタットを駆動させる機構を持つが、常時手動により２個のクライオスタットの間隔を広げることを可能にする退避レバーを有する。

ガントリは６つの支持体によって構成される。第１の支持体はガントリ全体を支持する門型支持体である。第２の支持体は第１の支持体によって支持され、上下方向に駆動される。第３及び第４の支持体は第２の支持体によって支持され、第２の支持体からみて水平方向に移動可能であり、第３及び第４の支持体は互いに反対方向に連動して駆動される。第５の支持体は第３の支持体によって支持され、第１のクライオスタットを支持し、第１のクライオスタットの軸を中心に回転駆動される。第６の支持体は第４の支持体によって支持され、第２のクライオスタットを支持し、第２のクライオスタットの軸を中心に回転駆動される。ここで、第５及び第６の支持体は、互いに反対方向に連動して回転するものとする。

液体ヘリウム補給、クライオスタットの真空引き、及びセンサ交換等のメンテナンス作業を効率良く行うために、ガントリ正面のカバーはヒンジ構造により開閉可能である。

２個のクライオスタットには、電磁波を遮蔽するために、表面に導電性塗料が塗布される。

２個のクライオスタットにおいて、磁気センサの検出面に近いクライオスタット表面間の距離を感知する距離センサを有する。

２個のクライオスタットにおいて、磁気センサの検出面に近いクライオスタット表面には、クライオスタット表面にかかる圧力を検知する圧力センサを有する。

本発明によれば、脳磁場を従来よりも高感度かつ簡易に検出する生体磁場計測装置を提供することが可能となる。

以下、本発明の実施形態について、図面を参照して詳細に説明する。以下の図面においては、同一機能を持つ構成要素には同じ参照番号を付している。

以下の実施形態における装置で使用される検出コイルを構成する超伝導材料として、低温（例えば、液体ヘリウム温度）において超伝導体として作用する低温の超伝導転移温度を持つ低温超伝導材料、または高温（例えば、液体窒素温度）で超伝導体として作用する高温の超伝導転移温度を持つ高温超伝導材料が使用できる。液体ヘリウム温度と液体窒素温度の間の超伝導転移温度とを持つ超伝導材料、液体窒素温度より高い超伝導転移温度を持つ超伝導材料を使用してもよい。また、検出コイルを構成する部材は、銅等の電気伝導率の高い金属も使用できるものとする。

図１は、本実施形態における磁場計測装置を示す斜視図である。図２は、本実施形態における磁場計測装置を示す六面図である。図２（ａ）〜（ｆ）はそれぞれ、（ａ）正面、（ｂ）背面、（ｃ）左側面（正面から見て左側）、（ｄ）右側面（正面から見て右側）、（ｅ）上面、（ｆ）下面を示す。図３は、本実施形態における磁場計測装置を示す断面図である。図３（ａ）は図２（ａ）のＡ−Ａ断面における断面図であり、図３（ｂ）は図３（ａ）のガントリ前面カバー１０５付近を拡大した断面図であり、図３（ｃ）は図２（ａ）のＢ−Ｂ断面における断面図である。

磁場計測装置１０１は、ＳＱＵＩＤ磁束計を低温に保持、固定するクライオスタット１０３ａおよび１０３ｂと、クライオスタット１０３ａおよび１０３ｂを支持かつ駆動するガントリによって構成される。門型支持体１０２はガントリの構造体の一部であり、ガントリ全体を支持する。門型支持体１０２は門型構造により、ガントリの振動を抑えることができる。ガントリの振動を抑えることによって、クライオスタット１０３ａおよび１０３ｂの中に保持されているＳＱＵＩＤ磁束計の振動が抑えられ、振動に起因する磁気雑音が低減されるという効果がある。レバー１０４は、クライオスタット１０３ｂを手動で左右に移動させる手段である。

ガントリ前面カバー１０５は、ガントリの構造体の一部であり、ヒンジ構造によって開閉可能である。通常、ガントリ前面カバー１０５を閉じた状態で磁場計測装置１０１を使用するが、クライオスタット１０３ａおよび１０３ｂのメンテナンス作業を行う際はガントリ前面カバー１０５を開いた状態にする。ヒンジ構造を採用しているので、ガントリ前面カバー１０５全体を取り外す必要がないので、メンテナンス作業を効率的に行うことができるという効果がある。

また、クライオスタット位置表示１０７はガントリ前面カバー１０５の水平方向の中心位置に設置され、クライオスタット１０３ａおよび１０３ｂの上下方向の運動と連動して上下方向に移動する。この構成により、クライオスタット位置表示１０７は、クライオスタット１０３ａおよび１０３ｂの上下方向の位置を表示する機能を持つ。さらに、クライオスタット位置表示１０７は、２つのクライオスタット１０３ａおよび１０３ｂの水平方向の中心を示す機能も果たしている。通常、被験者は測定時には２つのクライオスタット１０３ａおよび１０３ｂの水平方向の中心位置に配置される。したがって、２つのクライオスタット１０３ａおよび１０３ｂの水平方向の中心位置を容易に確認できれば、被験者の位置合わせが容易になるという効果がある。なお、図１の斜視図において、透明部材１０８の平行斜線は、外観として現れる線ではなく、便宜上、その部分が透明であることを表しているものである。

ここで、磁場計測装置１０１を構成するガントリやクライオスタットは全て非磁性材料で形成されることが望ましい。本実施形態では、ガントリはアルミニウムや真鍮によって形成され、クライオスタットはＦＲＰ（繊維強化プラスチック）によって形成される。

図４および図５は、本実施形態におけるガントリの詳細構造を示す図である。門型支持体１０２は床面に固定され、ガントリ全体を支持する。第１の支持体（門型支持体）１０２は、駆動手段５０１によって第２の支持体１０６を鉛直方向（上または下の方向）に駆動する。第２の支持体１０６の両端にはガイド機構４０１ａおよび４０１ｂが固定されている。ガイド機構４０１ａおよび４０１ｂは、門型支持体１０２の両足部に固定されたレール４０２ａおよび４０２ｂに沿って移動する。その結果、第２の支持体１０６は円滑に鉛直方向に移動することができる。さらに、第２の支持体１０６は、駆動手段５０２ａによって第３の支持体５０４ａを水平方向（左または右の方向）に駆動すると共に、駆動手段５０２ｂによって第４の支持体５０４ｂを水平方向（左または右の方向）に駆動する。ここで、第３の支持体５０４ａおよび第４の支持体５０４ｂは連動して互いに反対の方向に駆動されるものとする。すなわち、第３の支持体５０４ａおよび第４の支持体５０４ｂは、水平方向に互いに近づく方向、または互いに遠ざかる方向に連動して同じ速度で駆動されるものとする。さらに、第３の支持体５０４ａは、駆動手段５０３ａによって第５の支持体５０５ａを水平面内で回転駆動（右回転または左回転）する。同様に、第４の支持体５０４ｂは、駆動手段５０３ｂによって第６の支持体５０５ｂを水平面内で回転駆動（右回転または左回転）する。ここで、第５の支持体５０５ａおよび第６の支持体５０５ｂは連動して同じ回転速度で互いに反対の方向に回転駆動されるものとする。さらに、クライオスタット１０３ａは第５の支持体５０５ａによって固定され、クライオスタット１０３ｂは第６の支持体５０５ｂによって固定される。

また、駆動手段５０１、５０２ａ、５０２ｂ、５０３ａ、５０３ｂには、それぞれ駆動量を計測するセンサを有しており、クライオスタット１０３ａおよび１０３ｂの位置および回転角度をモニタリングできるものとする。また、ある計測時における各駆動手段の駆動量を記録しておくことにより、その測定時におけるクライオスタット１０３ａおよび１０３ｂの配置を再現できる。

以上の構成により、２つのクライオスタット１０３ａおよび１０３ｂは、互いに左右対称の関係を保持しながら同期して上下（鉛直）方向、左右（水平）方向に平行移動すると共に、クライオスタットの鉛直方向の軸を中心に回転することができる。このように、２個のクライオスタット１０３ａおよび１０３ｂが、互いに左右対称の関係を保ちながら、同期して上下・左右・回転のそれぞれの方向に連動することにより、計測面６０４ａおよび６０４ｂも常に互いに左右対称の関係を保ちながら連動する。その結果、２つの計測面６０４ａおよび６０４ｂを個別に被測定部（通常は被験者の頭部）に位置合わせする必要がなくなる。また、クライオスタットが必ず左右対称の関係にあるので、頭部において互いに左右対称となる部位に計測面６０４ａおよび６０４ｂを容易に位置合わせすることが可能となる。この構成によれば、右脳と左脳の対応する部位における脳磁気信号を同時に計測することが可能となる。すなわち、本構成によれば、計測面と被測定部との位置合わせに要する時間が短くなるだけでなく、位置合わせの精度も向上するという効果がある。

レバー１０４はクライオスタット１０３ｂを手動で左右に移動させる手段である。通常は、レバー１０４は奥に押し込んだ状態で使用されるが、必要に応じてレバー１０４を手前に引くことによって、手動で第３の支持体５０４ａを右方向に移動することができる。反対に、レバー１０４が手前に引かれた状態から奥に押すことによって、手動で第３の支持体５０４ａを左方向に移動することができる。すなわち、レバー１０４を手前に引くと、クライオスタット１０３ｂは右方向が移動し、その結果クライオスタット１０３ａと１０３ｂとの間隔が広がり、レバー１０４を奥に押すと、クライオスタット１０３ｂは左方向に移動し、その結果クライオスタット１０３ａと１０３ｂとの間隔が狭まる。レバー１０４によって、クライオスタット１０３ａと１０３ｂとの間隔を手動で微調整したり、クライオスタット１０３ａと１０３ｂとの間隔を手動で広げたりすることができる。

図６は本実施形態におけるクライオスタットを示す斜視図であり、図７は本実施形態におけるクライオスタットを示す六面図である。図６および図７では、１対のクライオスタットのうち、正面から見て右側に配置されるクライオスタット１０３ｂを示す。正面から見て左側に配置されるクライオスタット１０３ａはクライオスタット１０３ｂと左右対称の関係にある構造を持つものとする。また、図７（ａ）〜（ｆ）はそれぞれ、（ａ）正面、（ｂ）背面、（ｃ）左側面（左側から見た面）、（ｄ）右側面（右側から見た面）、（ｅ）上面、（ｆ）下面を示す。

クライオスタット１０３ｂは真空断熱容器であり、液体ヘリウムを内部に充填し、ＳＱＵＩＤ磁束計を低温に保持する目的で使用される。ＳＱＵＩＤ磁束計を駆動するＦＬＬ回路６０１ｂはクライオスタット１０３ｂの側面に固定される。ＳＱＵＩＤ磁束計とＦＬＬ回路とを接続するケーブルが長いと、信号が減衰してしまう上に雑音が乗りやすいため、ケーブルはなるべく短い方が望ましい。本実施例では、クライオスタット１０３ｂの側面にＦＬＬ回路６０１ｂを固定することによって、ＳＱＵＩＤ磁束計とＦＬＬ回路とを接続するケーブルを短くすることができる。真空引き口６０２ｂはクライオスタット１０３ｂがガントリに固定された状態で正面の位置にくるように配置される。その結果、クライオスタット１０３ｂをガントリの上に固定した状態で真空引き作業を行うことができる。クライオスタット１０３ｂは中間フランジ６０３ｂを第６の支持体５０５ｂ（図５参照）に固定することによって、ガントリに固定され、かつ駆動される。

また、ＳＱＵＩＤ磁束計の検出コイルはクライオスタット１０３ｂ内部の検出面６０４ｂ付近に固定される。図６に示されるように、検出面６０４ｂがクライオスタット１０３ｂの側面に対して突起した形状にすることにより、検出面６０４ｂを容易に頭部の計測位置に合わせることが可能となる上に、被験者への圧迫感も軽減するという効果がある。また、計測面６０４ｂの面積を小さくすることにより、検出コイルと計測面６０４ｂとの間の真空層、デュワ外層、デュワ内層の厚みを薄くすることができる。その結果、信号源と検出コイルとの距離が小さくなり、信号強度が大きくなるという効果がある。

また、クライオスタット１０３ｂの表面には銀などの電気伝導性の良い金属を含んだ導電性塗料が塗布されている。この導電性塗料は電磁波を遮蔽する効果がある。電磁波は環境雑音となるだけでなく、ＳＱＵＩＤの検出感度を劣化させてしまうという悪影響をもたらす。従来は、クライオスタットをパーマロイやアルミニウムで構成された磁気シールドルームの内部に置くことによって電磁波を遮蔽していた。一方で、本実施形態ではクライオスタットそれ自体に電磁波を遮蔽する機能を持たせることによって、磁気シールドルームを用いることなく電磁波を遮蔽することが可能となる。また、ＦＬＬ回路６０１ｂを真鍮やＳＵＳ等の非磁性の金属のネジを用いてクライオスタット１０３ｂに固定することにより、クライオスタット１０３ｂに塗布された導電性塗料をＦＬＬ回路６０１ｂのグラウンドに接地することができる。その結果、導電性塗料は電磁波遮蔽体として安定に機能することが可能となる。

図８は、本実施形態における検出コイルを示す斜視図である。

検出コイル１は、ボビン１１ａに超伝導線材を第１の方向に１ターン巻きつけて形成したコイル１ａと、コイル１ａから垂直方向に所定の距離だけ離れた箇所に第１の方向とは逆向きの第２の方向に１ターン巻きつけて形成したコイル１ｂと、コイル１ａから水平方向に所定の距離だけ離れた箇所に存在するボビン１１ｂに超伝導線材を第２の方向に１ターン巻きつけて形成したコイル１ｃと、コイル１ｃから垂直方向に所定の距離だけ離れた箇所に第１の方向に１ターン巻きつけて形成したコイル１ｄとを持つ。すなわち、検出コイル１は、１本の線材からなる。ここで、コイル１ａとコイル１ｃはそれぞれ同一平面上に存在し、またコイル１ｂとコイル１ｄはそれぞれ同一平面上に存在する。つまり、１次微分型コイルが、所定の間隔で複数並列に配置されている。この構成により、検出コイル１が検出する下記（式１）の磁束Φ_Ｐ１は、コイル１ａを貫く磁束Φ_１ａとコイル１ｂを貫く磁束Φ_１ｂとコイル１ｃを貫く磁束Φ_１ｃとコイル１ｄを貫く磁束Φ_１ｄとを用いて、次のように表すことができる。

Φ_Ｐ１＝（Φ_１ａ−Φ_１ｂ）−（Φ_１ｃ−Φ_１ｄ） ・・・（式１）

つまり、本実施形態の検出コイル１は、ボビン１１ａ（第1項）、１１ｂ（第２項）の軸方向（垂直方向）に１次微分すると同時に、水平方向に１次微分する検出コイルである。このように、検出コイル１は、垂直方向に１次微分され、さらに水平方向に１次微分された磁気信号を検出するため、１次微分型検出コイルを用いた場合よりも環境磁場を低減することができる。

図９は、本実施形態における検出コイルを示す斜視図である。

本実施形態の検出コイル２は、ボビン２１ａに超伝導線材を第１の方向に１ターン巻きつけて形成したコイル２ａと、コイル２ａから垂直方向に所定の距離だけ離れた箇所に第１の方向と反対の第２の方向に２ターン巻きつけて形成したコイル２ｂと、コイル２ｂから、さらに垂直方向に所定の距離だけ離れた箇所に第１の方向に１ターン巻きつけて形成したコイル２ｃと、コイル２ａから水平方向に所定の距離だけ離れた箇所に存在するボビン２１ｂに超伝導線材を第２の方向に１ターン巻きつけて形成したコイル２ｄと、コイル２ｄから垂直方向に所定の距離だけ離れた箇所に第１の方向に２ターン巻きつけて形成したコイル２ｅと、コイル２ｅから、さらに垂直方向に所定の距離だけ離れた箇所に第２の方向に１ターン巻きつけて形成したコイル２ｆとを持つ。すなわち、検出コイル２は、１本の線材からなる。ここで、コイル２ａとコイル２ｄはそれぞれ同一平面上に存在し、またコイル２ｂとコイル２ｅはそれぞれ同一平面上に存在し、またコイル２ｃとコイル２ｆはそれぞれ同一平面上に存在する。つまり、２次微分型コイルが、所定の間隔で複数並列に配置されている。この構成により、検出コイル２が検出する下記（式２）の磁束Φ_Ｐ２は、コイル２ａを貫く磁束Φ_２ａとコイル２ｂを貫く磁束Φ_２ｂとコイル２ｃを貫く磁束Φ_２ｃとコイル２ｄを貫く磁束Φ_２ｄとコイル２ｅを貫く磁束Φ_２ｅとコイル２ｆを貫く磁束Φ_２ｆとを用いて、次のように表すことができる。

Φ_Ｐ２＝（Φ_２ａ−２Φ_２ｂ＋Φ_２ｃ）−（Φ_２ｄ−２Φ_２ｅ＋Φ_２ｆ） ・・・（式２）

つまり、本実施形態の検出コイル２は、ボビン２１ａ（第1項）、２１ｂ（第２項）の軸方向（垂直方向）に２次微分すると同時に、水平方向に１次微分する検出コイルである。このように、検出コイル２は、垂直方向に２次微分され、さらに水平方向に１次微分された磁気信号を検出するため、２次微分型検出コイルを用いた場合よりも環境磁場を低減することができる。

なお、図８および図９に示す検出コイルは、コイルの形状が円形状であるとしているが、これに限らず、例えば多角形状のコイルを用いてもよい。

次に、図９を参照しつつ、図１０および図１１を参照して本実施形態における検出コイルの配置方法の一例を説明する。

図１０は、本実施形態における検出コイルの配置を示す斜視図である。

検出コイル１２ａ，１２ｂは、図１０に示される検出コイル２と同じ構成を持つ。すなわち、検出コイル１２ａも１２ｂも、微分型コイルをそれぞれ１対備えた構成となっている。検出コイル１２ａは、２次微分型検出コイルの構成を有するコイル１２０１、およびコイル１２０１と逆向きの巻き方向を有するコイル１２０２からなり、同様に、検出コイル１２ｂは、２次微分型検出コイルの構成を有するコイル１２０３、およびコイル１２０１と逆向きの巻き方向を有するコイル１２０４からなる。検出コイル１２ａ，１２ｂの組のことを検出コイル組１２と記載することにする。ここで、検出コイル組１２は、検出コイル１２ａ，１２ｂを互いに水平方向における１次微分の方向が直交するように配置されていることが特徴である。

図１１（ａ）は、図１１に示される検出コイル組を模式的に表した上面図である。図１１（ｂ）は、磁場源である電流ベクトルと、検出コイル１２ａによって検出されるｘ軸方向に１次微分されたｚ方向の磁束密度Ｂ_１および検出コイル１２ｂによって検出されるｙ軸方向に１次微分されたｚ方向の磁束密度Ｂ_２との関係を示す図である。

一般に、心筋電流等の電流が、ｘ軸方向の向きに流れている場合、その電流の発生する磁場を検出するには、図１１（ａ）のｙ軸方向に微分した検出コイルを用いることにより、磁気信号を検出することができる。一方で、ｘ軸方向に微分した検出コイルを用いた場合は、ほとんど信号が検出されない。このように、水平方向で微分する検出コイルを用いる場合には、磁場源となる電流の向きと直交する方向に微分した検出コイルを用いることが望ましい。しかしながら、心筋電流のように、計測対象の電流の向きが予め分からない場合は、図１０に示される検出コイル組１２のように、本実施形態の検出コイル２つを直交させる形で配置することが望ましい。

さらに、検出コイル１２ａによって検出された磁束密度をＢ_１、検出コイル１２ｂによって検出された磁束密度をＢ_２とすると、それらのベクトル和である次式を算出することが可能である。

Ｂ_０＝√（Ｂ_１ ^２＋Ｂ_２ ^２） ・・・（式３）

（式３）を算出することによって、計測対象である電流源の向きによらず、確実に電流源の発生する磁場を検出することが可能となる。

また、磁場源である電流ベクトルをＩ＝（Ｉ_ｘ，Ｉ_ｙ）とすると、電流のｘ成分Ｉ_ｘ、および電流のｙ成分Ｉ_ｙはそれぞれ、ｘ軸方向に１次微分されたｚ方向の磁束密度の変化
ΔＢ_ｚ／Δｘ、およびｙ軸方向に１次微分されたｚ方向の磁束密度の変化ΔＢ_ｚ／Δｙを用いて近似的に以下の式で表される。（H. Hosaka and D. Cohen, “Visual determination of generators of the magnetocardiogram”, Journal of Electrocardiology （米国），1976年，第９巻，p. 426-432 参照）。

（Ｉ_ｘ，Ｉ_ｙ）∝（−ΔＢ_ｙ／Δｙ，ΔＢ_ｘ／Δｘ） ・・・（式４）

したがって、検出コイル１２ａによって検出されるｘ軸方向に１次微分されたｚ方向の磁束密度Ｂ_１および検出コイル１２ｂによって検出されるｙ軸方向に１次微分されたｚ方向の磁束密度Ｂ_２を用いて、磁場源である電流のｘ成分Ｉ_ｘおよび電流のｙ成分
Ｉ_ｙは近似的に以下の式で表される。

（Ｉ_ｘ，Ｉ_ｙ）∝（−Ｂ_２，Ｂ_１） ・・・（式５）

このことから、検出コイル組１２は、磁場源である電流を近似的に電流ベクトルとして検出することができる。すなわち、図１１（ｂ）に示されるように、検出コイル１２ａ，１２ｂから検出される磁束密度Ｂ_１とＢ_２を用いて電流をベクトルとして表現することができる。

このように、検出コイル組１２を複数配置することにより、磁場分布を検出することが可能となる。さらに、（式５）を用いることにより、磁場源である電流ベクトルの分布（電流ベクトル場）を検出することが可能となる。これにより、脳磁計測に関しては、神経電流が流れている方向を気にすることなく、神経電流が流れている箇所を推定することが可能となる。

図１２は、図７（ｃ）のＣ−Ｃ断面における断面図であり、本実施形態におけるクライオスタットを示す。クライオスタット１０３ｂの内部には、液体ヘリウムが充填され、外界と真空層で断熱されている。検出コイル組７０１ｂは、図１０に示される検出コイル組１２と同じ構成である。ここで、各検出コイルは、検出コイル面がクライオスタット１０３ｂの検出面６０４ｂと平行となるように配置される。また、クライオスタット１０３ｂは、検出面６０４ｂにおいて他の部分に比べて内層、外層、真空層がそれぞれ薄く加工されている。その結果、検出コイル面と信号源との距離を小さくなり、信号強度が大きくなる効果がある。

また、検出面６０４ｂには圧力センサ６０５ｂを備えており、被験者の体表面と検出面６０４との圧力を計測することができる。この構成により、例えば検出面が体表面に接触したことを検出することが可能となる。また、予めしきい値を設定しておくことで、しきい値以上の圧力がかかった時に警報を鳴らしたり、装置を自動停止したりすることができる。

図１３および図１４はそれぞれ、本実施形態における脳磁計測時において、頭部とクライオスタットとの位置関係を示す図である。

図１３は被験者１３０１が座位または立位の状態で脳磁計測する場合における頭部とクライオスタットとの位置関係を示している。図１３（ａ）は被験者１３０１の側頭部付近の脳磁計測時における頭部とクライオスタットとの位置関係を示す斜視図である。図１３（ｂ）〜（ｄ）はそれぞれ、脳磁計測時における頭部とクライオスタットとの位置関係を上方から見た図である。図１３（ｂ）は被験者１３０１の後頭部付近の脳磁計測時における頭部とクライオスタットとの位置関係を示す。図１３（ｃ）は被験者１３０１の側頭部付近の脳磁計測時における頭部とクライオスタットとの位置関係を示す。図１３（ｄ）は被験者１３０１の前頭部付近の脳磁計測時における頭部とクライオスタットとの位置関係を示す。

図１４は被験者１４０１が仰臥位または伏臥位の状態で脳磁計測する場合における頭部とクライオスタットとの位置関係を示している。図１４（ａ）は被験者１４０１の側頭部付近の脳磁計測時における頭部とクライオスタットとの位置関係を示す斜視図である。図１４（ｂ）および（ｃ）はそれぞれ、脳磁計測時における頭部とクライオスタットとの位置関係を上から見た図である。図１４（ｂ）は被験者１４０１の頭頂部付近の脳磁計測時における頭部とクライオスタットとの位置関係を示す。図１４（ｃ）は被験者１４０１の側頭部付近の脳磁計測時における頭部とクライオスタットとの位置関係を示す。

このように、２個のクライオスタットを１０３ａおよび１０３ｂを互いに左右対称の関係を保って上下・左右・回転のそれぞれの方向に連動させることによって、被験者の頭部のあらゆる位置にクライオスタットの計測面を合わせることが可能となる。また、クライオスタットが必ず左右対称の関係にあるので、頭部において互いに左右対称となる部位に計測面６０４ａおよび６０４ｂを容易に位置合わせすることが可能となる。この構成によれば、右脳と左脳の対応する部位における脳磁気信号を同時に計測することが可能となる。

図１５は本実施形態におけるクライオスタット１０３ａ、１０３ｂのメンテナンス時におけるガントリの動きを示す斜視図である。図１５（ａ）は第２の支持体１０６（図５参照）を最も下げた状態を示した図である。図１５（ｂ）はガントリ前面カバー１０５を開いた状態を示した図である。クライオスタット１０３ａ、１０３ｂのメンテナンスには、主に真空排気作業と液体ヘリウム充填作業がある。本実施形態では、ガントリ前面カバー１０５を取り外さなくても済むように、蝶番によってガントリ前面カバー１０５を門型支持体１０２に固定し、ヒンジ式でガントリ前面カバー１０５を開く構造とした。このヒンジ式構造により、クライオスタット１０３ａ、１０３ｂのメンテナンスをより簡便に行うことができる。

また、本実施形態では、クライオスタットをガントリから取り外す場合には、クライオスタット１０３ａ、１０３ｂを上方向に引き出す必要がある。ここで、クライオスタット１０３ａ、１０３ｂを上方向に引き出すためには、図１５（ｂ）に示されるように第２の支持体１０６を下げる必要がある。第２の支持体１０６を十分に下げることによって、容易にクライオスタット１０３ａ、１０３ｂをガントリから取り外すことができる。

図１６は本実施形態における脳磁計測装置を示す斜視図である。

図８に示される検出コイル１、あるいは図９に示される検出コイル２、およびＳＱＵＩＤはクライオスタット１０３ａ、１０３ｂ内でＳＱＵＩＤを形成する超伝導物質の超伝導転移温度以下に保持される。具体的には、クライオスタット１０３ａ、１０３ｂ内には液体ヘリウムが充填され、外界と真空層で断熱されている。本実施形態では、図９に示される２個の検出コイル２を１組として、図１０に示される検出コイル組１２として配置される。ここで、各検出コイルは、検出コイル面がクライオスタット１０３ａ、１０３ｂの検出面６０４ａ、６０４ｂと平行となるように配置される。

クライオスタット１０３ａ、１０３ｂはガントリによって支持される。また、クライオスタット１０３ａ、１０３ｂはガントリによって上下方向に駆動される。また、水平方向に互いに近づく方向、または互いに遠ざかる方向に連動して同じ速度で駆動される。また、水平面内で回転駆動（右回転または左回転）される。ここで、クライオスタット１０３ａ、１０３ｂは連動して同じ回転速度で互いに反対の方向に回転駆動されるものとする。クライオスタット１０３ａ、１０３ｂの駆動は油圧ポンプの制御により行う。具体的には、コントローラ１６０１によって、油圧制御装置１６０４内の電磁弁を制御することによって、ガントリに設置された油圧シリンダに圧力を伝達させ、図５に示すガントリの駆動手段５０１、５０２ａ、５０２ｂ、５０３ａ、５０３ｂを駆動させる。

計測時に被験者が座る椅子１６０２には、被験者の頭部を固定するために、ヘッドレスト１６０３が設置されている。コントローラ１６０１によって、クライオスタット１０３ａ、１０３ｂの計測面６０４ａ、６０４ｂを被験者の頭部に近づけるように調整する。また、レバー１０４を手前に引くことによって、計測面間６０４ａと６０４ｂとの間隔を素早く広げることができる。

クライオスタット１０３ａ、１０３ｂに固定したＦＬＬ回路６０１ａ、６０１ｂによって、ＳＱＵＩＤ磁束計を制御し、検出コイルにて検出した磁気信号を電圧信号に変換して、信号処理装置１６０５に伝達する。信号処理装置１６０５では、ＤＳＰを用いて雑音信号を除去する処理を行い、被検者の脳磁信号を検出して表示装置１６０６にリアルタイムで脳磁波形を表示する。また、神経の伝達時間を計測するために、聴覚刺激装置を用いて被検者の耳に音声刺激を行い、その反応をリアルタイムにモニタリングし、さらに、脳磁波形より、それぞれピークの時間差を計算して、伝達時間をリアルタイムに表示することができる。ここで、上記の聴覚刺激や視覚刺激、体性感覚刺激等の応答に起因する感覚刺激誘発脳磁場の他に、自発脳磁場や事象関連脳磁場も計測することができる。

図１７は本実施形態におけるガントリを操作するコントローラ１６０１を示す斜視図である。測定時には、ＯＮスイッチ１６０１−１を押下させ、油圧制御装置１６０４の電源をＯＮにする。クライオスタット１０３ａ、１０３ｂは、操作ボタン１６０１−３を押下することにより連動して上方に駆動され、操作ボタン１６０１−４を押下することにより、連動して下方に駆動される。また、クライオスタット１０３ａ、１０３ｂは、操作ボタン１６０１−５を押下することにより、水平方向に互いに遠ざかる方向に連動して駆動され、操作ボタン１６０１−６を押下することにより、水平方向に互いに近づく方向に連動して駆動される。また、操作ボタン１６０１−７を押下することにより、クライオスタット１０３ａは右回り、１０３ｂは左回りにそれぞれ連動して同じ回転速度で回転駆動される。反対に、操作ボタン１６０１−８を押下することにより、クライオスタット１０３ａは左回り、１０３ｂは右回りにそれぞれ連動して同じ回転速度で回転駆動される。測定を終了する場合には、ＯＦＦスイッチ１６０１−２を押下することにより、油圧制御装置１６０４の電源をＯＦＦにする。

図１８は本実施形態における脳磁計測装置を示す斜視図である。ここで、図１８に示される脳磁計測装置は、図１６に示される脳磁計測装置において、椅子１６０２を、レール１８０３ａおよび１８０３ｂ上を水平移動する椅子１８０１に置き換えた構成を持つ。ここで、椅子１８０１は、２つのクライオスタット１０３ａおよび１０３ｂの中心を通り、前後方向、すなわち図２（ａ）において紙面と垂直な方向にレール１８０３ａおよび１８０３ｂ上を移動する機構を持つ。本構成によれば、被験者の頭部を２つのクライオスタット１０３ａおよび１０３ｂの中心に容易に位置合わせすることができるという効果がある。

図１９は本実施形態における脳磁計測装置を示す斜視図である。ここで、図１９に示される脳磁計測装置は、図１６に示される脳磁計測装置において、椅子１６０２を、ベッド１９０１に置き換えた構成を持つ。ここで、ベッド１９０１は、２つのクライオスタット１０３ａおよび１０３ｂの中心を通り、前後方向、すなわち図２（ａ）において紙面と垂直な方向に移動する機構と、上下方向にベッド天板を移動する機構、およびリクライニング機構とを持つ。本構成によれば、被験者１９０２のように被験者が仰臥位の状態で計測可能であり、図１４に示される状態での計測が可能である。また、リクライニング機構によりベッド天板の一部を起こすことによって、被験者が座位の状態でも計測可能である。さらに、いずれの状態においても、被験者の頭部を２つのクライオスタット１０３ａおよび１０３ｂの中心に容易に位置合わせすることができるという効果がある。

図２０〜２３は本実施形態における脳磁計測装置において得られた信号を表示する画面を示す図である。

図２０は４個のセンサから得られる時間波形を表示したグラフである。各グラフの横軸は時間を示し、縦軸は各ＳＱＵＩＤ磁束計の出力信号（磁場）を示す。波形２００１、２００２はそれぞれ、クライオスタット１０３ａ内に保持されている第１の検出コイルが検出する磁場（Ｒｉｇｈｔ１）と、第２の検出コイルが検出する磁場（Ｒｉｇｈｔ２）である。また、波形２００３、２００４はそれぞれ、クライオスタット１０３ｂ内に保持されている第３の検出コイルが検出する磁場（Ｌｅｆｔ１）と、第４の検出コイルが検出する磁場（Ｌｅｆｔ２）である。この表示により、最も単純な磁場変化を表すことができる。

図２１は各クライオスタット内に保持される２個のセンサの出力をベクトル和することによって得られる信号の時間波形を表示したグラフである。各グラフの横軸は時間を示し、縦軸は各クライオスタットに保持される２個のＳＱＵＩＤ磁束計の出力信号（磁場）のベクトル和を示す。波形２１０１はクライオスタット１０３ａ内に保持されている第１の検出コイルが検出する磁場（Ｒｉｇｈｔ１）と、第２の検出コイルが検出する磁場（Ｒｉｇｈｔ２）を（式３）の式を用いて合成したベクトル和である。波形２１０２はクライオスタット１０３ｂ内に保持されている第３の検出コイルが検出する磁場（Ｌｅｆｔ１）と、第４の検出コイルが検出する磁場（Ｌｅｆｔ２）を（式３）の式を用いて合成したベクトル和である。この表示方法は、波形のピークを検出するのに適している。例えば、ピークの時刻を検出したり、波形の周期を求めたり、あるいは加算平均のトリガ信号として検出することが容易になる。

図２２は各クライオスタット内に保持される２個のセンサの出力から電流ベクトルとして表示したグラフと、電流ベクトルの大きさと位相の時間波形を表示したグラフである。電流ベクトル２２０１は（式５）とクライオスタット１０３ａ内に保持されている２個の検出コイルが検出する磁場（Ｒｉｇｈｔ１およびＲｉｇｈｔ２）を用いて算出した電流の向きと大きさを表すベクトルである。波形２２０２は図２１の波形２１０１と同じ波形であり、電流ベクトル２２０１の大きさに相当する。また、波形２２０３は電流ベクトル２２０１の位相を示す。波形２２０２および波形２２０３のグラフの横軸はいずれも時間を示す。

同様に、電流ベクトル２２０４は（式５）とクライオスタット１０３ｂ内に保持されている２個の検出コイルが検出する磁場（Ｌｅｆｔ１およびＬｅｆｔ２）を用いて算出した電流の向きと大きさを表すベクトルである。波形２２０５は図２１の波形２１０２と同じ波形であり、電流ベクトル２２０４の大きさに相当する。また、波形２２０６は電流ベクトル２２０４の位相を示す。波形２２０５および波形２２０６のグラフの横軸はいずれも時間を示す。電流ベクトル表示により、直感的に神経電流の大きさや向きを確認することができる。また、電流ベクトルの大きさと位相を定量的に表示することにより、神経電流の大きさや向きを定量的に計測することができる。すなわち、本表示法を用いれば、被験者ごとの神経電流の大きさや向きの違いを数値化して比較できるという効果がある。

図２３は各クライオスタット内に保持される２個のセンサの出力から得られた信号を加算平均することにより得られた波形を表示したグラフである。各クライオスタット１０３ａ、１０３ｂから得られる信号を、聴覚刺激信号の入力をトリガとして加算平均して表記したグラフである。ここでは、クライオスタット１０３ａの検出面６０４ａを被験者の右側頭部に近づけ、クライオスタット１０３ｂの検出面６０４ｂを被験者の左側頭部に近づけて脳磁計測を行った例を示す。図２３では、それぞれ図２１のベクトル和波形を加算平均して得られたグラフを示す。時刻２３０２および２３０５は、被験者にパルス音を聞かせて聴覚刺激を行った時刻であり、時刻２３０３および２３０６は、得られた波形のピーク時刻を表す。このように、加算平均することによって、Ｓ／Ｎ比の高い信号を検出することができる。更に、クライオスタット１０３ａ内のＳＱＵＩＤ磁束計から得られる右脳の磁気信号とクライオスタット１０３ｂ内のＳＱＵＩＤ磁束計から得られる左脳の磁気信号を比較することにより、脳神経の伝達時間を検出することが可能となる。脳神経の伝達時間を検出することによって、脳疾患や老化に伴う脳機能の変化を定量化することが期待される。

以上で説明した本実施形態の検出コイルの実施形態では、垂直方向に１次微分又は２次微分する検出コイルを例として説明したが、本実施形態の検出コイルでは、異なる２方向に微分された信号を検出する構成を持っており、例えば垂直方向に３次以上微分する検出コイルでもよい。

また、以上で説明した実施形態では、検出コイルの検出した磁束を電圧値に変換する磁束計としてＳＱＵＩＤ磁束計を例にとったが、その他にも磁束計として、磁気抵抗素子、巨大磁気抵抗素子、フラックスゲート磁束計、光ポンピング磁束計等の他の磁束計を用いてもよい。また、ＳＱＵＩＤとして、液体ヘリウムを用いて冷却する例を説明したが、冷凍機や、高温超電導部材から構成されるＳＱＵＩＤであれば液体窒素を用いて冷却してもよい。

本実施形態によれば、容易に被験者の頭部と計測面との位置合わせを行うことが可能となり、さらに頭部の左右対象の関係にある２点の脳磁計測を行うことにより、右脳と左脳の関連する領域から発生する脳磁気信号を簡易に検出することが可能な生体磁場計測装置を実現できる。

本実施形態における磁場計測装置を示す斜視図。 本実施形態における磁場計測装置を示す六面図。（ａ）は正面、（ｂ）は背面、（ｃ）は左側面（正面から見て左側）、（ｄ）は右側面（正面から見て右側）、（ｅ）は上面、（ｆ）は下面を示す。 本実施形態における磁場計測装置を示す断面図。 本実施形態におけるガントリの詳細構造を示す図。 本実施形態におけるガントリの詳細構造を示す図。 本実施形態におけるクライオスタットを示す斜視図。 本実施形態におけるクライオスタットを示す六面図。 本実施形態における検出コイルを示す斜視図である（その１）。 本実施形態における検出コイルを示す斜視図である（その２）。 本実施形態における検出コイルの配置を示す斜視図である。 （ａ）は、図１０に示される検出コイル組を模式的に表した上面図である。 （ｂ）は、磁気源である電流ベクトルと、検出コイルによって検出されるｘ軸方向に１次微分されたｚ方向の磁束密度およびｙ軸方向に１次微分されたｚ方向の磁束密度との関係を示す図である。 本実施形態におけるクライオスタットを示す断面図。 本実施形態における脳磁計測時において、頭部とクライオスタットとの位置関係を示す図。 本実施形態における脳磁計測時において、頭部とクライオスタットとの位置関係を示す図。 本実施形態におけるクライオスタットのメンテナンス時におけるガントリの動きを示す斜視図。（ａ）は第２の支持体１０６を最も下げた状態を示した図である。（ｂ）はガントリ前面カバー１０５を開いた状態を示した図である。 本実施形態における脳磁計測装置を示す斜視図。 本実施形態におけるガントリを操作するコントローラを示す斜視図。 本実施形態における脳磁計測装置を示す斜視図。 本実施形態における脳磁計測装置を示す斜視図。 ４個のセンサから得られる時間波形を表示したグラフ。 各クライオスタット内に保持される２個の検出コイルが検出する磁場をベクトル和することによって得られる信号の時間波形を表示したグラフ。 各クライオスタット内に保持される２個の検出コイルが検出する磁場から電流ベクトルとして表示したグラフと、電流ベクトルの大きさと位相の時間波形を表示したグラフ。 各クライオスタット内に保持される２個の検出コイルが検出する磁場から得られた信号を加算平均することにより得られた波形を表示したグラフ。

符号の説明

１、２、１２ａ、１２ｂ、１７０１ 検出コイル
１２、７０１ａ、７０１ｂ 検出コイル組
１０１ 磁場計測装置
１０２ 第１の支持体（門型支持体）
１０３ａ、１０３ｂ クライオスタット
１０４ レバー
１０５ ガントリ前面カバー
１０６ 第２の支持体
１０７ クライオスタット位置表示
１０８ 透明部材
１０９ ガントリ後面カバー
５０４ａ 第３の支持体
５０４ｂ 第４の支持体
５０５ａ 第５の支持体
５０５ｂ 第６の支持体
４０１ａ、４０１ｂ ガイド機構
４０２ａ、４０２ｂ レール
５０１、５０２ａ、５０２ｂ、５０３ａ、５０３ｂ 駆動手段
６０１ａ、６０１ｂ ＦＬＬ回路
６０２ａ、６０２ｂ 真空引き口
６０３ａ、６０３ｂ 中間フランジ
６０４ａ、６０４ｂ 検出面
１３０１、１４０１、１９０２ 被験者
１６０１ コントローラ
１６０２、１８０１ 椅子
１６０３、１８０２ ヘッドレスト
１６０４ 油圧制御装置
１６０５ 信号処理装置
１６０６ 表示装置
１６０１−１ ＯＮスイッチ
１６０１−２ ＯＦＦスイッチ
１６０１−３、１６０１−４、１６０１−５、
１６０１−６、１６０１−７、１６０１−８ 操作ボタン
１８０３ａ、１８０３ｂ レール
１９０１ ベッド
２００１、２００２、２００３、３００４ 各センサから得られる時間波形
２１０１、２１０２ 各クライオスタット内に保持される２個の検出コイルが検出する磁場をベクトル和することによって得られる信号の時間波形
２２０１、２２０４ 電流ベクトル
２２０２、２２０５ 電流ベクトルの大きさ
２２０５、２２０６ 電流ベクトルの位相
２３０１、２３０４ 各クライオスタット内に保持される２個の検出コイルが検出する磁場を加算平均することにより得られた波形
２３０２、２３０５ 聴覚刺激信号の入力時刻
２３０３、２３０６ 各波形のピーク時刻。

Claims (15)

1. ２つの足部と、前記２つの足部の上部を繋ぐ繋ぎ部とを有する門型の第１の支持体と、
   前記２つの足部の間であって前記繋ぎ部の下に並んで設けられた第１、第２の筒型のクライオスタットと、
   前記第１、第２のクライオスタットそれぞれについて、前記クライオスタットの内部から前記筒型の側面方向に少なくとも一部を突出させ、互いに鏡像の位置となるように設けられた生体磁場を検出する検出センサと、
   前記第１、第２のクライオスタットの軸方向にスライド可能に前記第１の支持体に支持される第２の支持体と、
   前記第２の支持体に前記２つの足部を繋ぐ水平方向に移動可能に支持され、且つ前記第１、第２のクライオスタットを各クライオスタットの軸を中心として回転可能にそれぞれ支持する第３、第４の支持体と、
   前記第１の支持体の上で前記第２の支持体を前記第１、第２のクライオスタットの軸方向に駆動する第１の駆動手段と、
   前記第２の支持体の上で前記第３、第４の支持体を連動して駆動し、もって前記第１、第２のクライオスタットの相互の間隔を制御する第２の駆動手段と、
   それぞれ前記第３、第４の支持体上で、前記第１、第２のクライオスタットを回転駆動する第３、第４の駆動手段とを有することを特徴とする生体磁場計測装置。
2. 請求項１に記載の生体磁場計測装置において、前記第３、第４の駆動手段は、前記第１、第２のクライオスタットを互いに反対の回転方向に連動して回転駆動することを特徴とする生体磁場計測装置。
3. 請求項１に記載の生体磁場計測装置において、前記検出センサは超伝導体または金属部材によって構成される磁気検出コイルで検出した磁気信号を、超伝導量子干渉素子に伝達することを特徴とする生体磁場計測装置。
4. 前記磁気検出コイルは、超伝導体または金属部材によって構成され、互いに異なるループ方向を有する複数の微分型コイルを、所定の間隔で並列に配置し、互いに接続することを特徴とする請求項３に記載の生体磁場計測装置。
5. 前記複数の微分型コイルとは、２つの微分型コイルであることを特徴とする請求項４に記載の生体磁場計測装置。
6. 前記微分型コイルとは、２次微分型コイルであることを特徴とする請求項４に記載の生体磁場計測装置。
7. 前記微分型コイルとは、１次微分型コイルであることを特徴とする請求項４に記載の生体磁場計測装置。
8. 前記超伝導体または金属部材が、線材であることを特徴とする請求項３に記載の生体磁場計測装置。
9. ２つの前記磁気検出コイルが、互いに交差している磁気検出コイル組を備えることを特徴とする請求項３に記載の生体磁場計測装置。
10. 前記交差とは、直交であることを特徴とする請求項９に記載の生体磁場計測装置。
11. 請求項１０に記載の生体磁場計測装置において、前記第１のクライオスタットに内蔵される第１の磁気検出コイルと、前記第２のクライオスタットに内蔵される第３の磁気検出コイルが左右対称の位置関係で配置され、前記第１のクライオスタットに内蔵される第２の磁気検出コイルと、前記第２のクライオスタットに内蔵される第４の磁気検出コイルが左右対称の位置関係で配置されることを特徴とする生体磁場計測装置。
12. 請求項１に記載の生体磁場計測装置において、前記第１、第２のクライオスタットの相互の間隔を更に手動で制御するレバーを前記第３の支持体に有することを特徴とする生体磁場計測装置。
13. 請求項１に記載の生体磁場計測装置において、前記２つのクライオスタットの配置を計測するセンサを有することを特徴とする生体磁場計測装置。
14. 請求項１に記載の生体磁場計測装置において、前記クライオスタットの突出部の表面に、圧力を計測するセンサを有することを特徴とする生体磁場計測装置。
15. 請求項１に記載の生体磁場計測装置において、前記駆動手段は、シリンジであることを特徴とする生体磁場計測装置。

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