JP6023935B2 - 多軸方向の力検出装置および脳活動測定装置 - Google Patents

Description

この発明は、多軸方向の力検出装置に関し、より特定的には、脳活動測定装置の測定中に使用可能な多軸方向の力検出装置の構成に関する。また、この発明は、このような多軸方向の力検出装置を用いた脳活動測定装置の構成に関する。

生体の脳や全身の断面を撮像する方法として、生体中の原子、特に、水素原子の原子核に対する核磁気共鳴現象を利用した核磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ : Magnetic Resonance Imaging)法が、人間の臨床画像診断等に使用されている。

核磁気共鳴映像法は、それを人体に適用する場合、同様の人体内断層画像法である「Ｘ線ＣＴ」に比較して、たとえば、以下のような特徴がある。

（１）水素原子の分布と、その信号緩和時間（原子の結合の強さを反映）に対応した濃度の画像が得られる。このため、組織の性質の差異に応じた濃淡を呈し、組織の違いを観察しやすい。

（２）磁場は、骨による吸収がない。このため、骨に囲まれた部位（頭蓋内、脊髄など）を観察しやすい。

（３）Ｘ線のように人体に害になるということがないので、広範囲に活用できる。

このような核磁気共鳴影像法は、人体の各細胞に最も多く含まれ、かつ最も大きな磁性を有している水素原子核（陽子）の磁気性を利用する。水素原子核の磁性を担うスピン角運動量の磁場内での運動は、古典的には、コマの歳差運動にたとえられる。

以下、本発明の背景の説明のために、この直感的な古典的モデルで、簡単に核磁気共鳴の原理をまとめておく。

上述したような水素原子核のスピン角運動量の方向（コマの自転軸の方向）は、磁場のない環境では、ランダムな方向を向いているものの、静磁場を印加すると、磁力線の方向を向く。

この状態で、さらに振動磁界を重畳すると、この振動磁界の周波数が、静磁界の強さで決まる共鳴周波数ｆ０＝γＢ０／２π（γ：物質に固有の係数）であると、共鳴により原子核側にエネルギーが移動し、磁化ベクトルの方向が変わる（歳差運動が大きくなる）。この状態で、振動磁界を切ると、歳差運動は、傾き角度を戻しながら、静磁界における方向に復帰していく。この過程を外部からアンテナコイルにより検知することで、ＮＭＲ信号を得ることができる。

このような共鳴周波数ｆ０は、静磁界の強度がＢ０（Ｔ）であるとき、水素原子では、４２．６×Ｂ０（ＭＨｚ）となる。

さらに、核磁気共鳴映像法では、血流量の変化に応じて、検出される信号に変化が現れることを用いて、外部刺激等に対する脳の活動部位を視覚化することも可能である。このような核磁気共鳴映像法を、特に、ｆＭＲＩ（functional MRI)と呼ぶ。

ｆＭＲＩでは、装置としては通常のＭＲＩ装置に、さらに、ｆＭＲＩ計測に必要なハードおよびソフトを装備したものが使用される。

ここで、血流量の変化がＮＭＲ信号強度に変化をもたらすのは、血液中の酸素化および脱酸素化ヘモグロビンは磁気的な性質が異なることを利用している。酸素化ヘモグロビンは反磁性体の性質があり、周りに存在する水の水素原子の緩和時間に影響を与えないのに対し、脱酸素化ヘモグロビンは常磁性体であり、周囲の磁場を変化させる。したがって、脳が刺激を受け、局部血流が増大し、酸素化ヘモグロビンが増加すると、その変化分をＭＲＩ信号として検出する事ができる。被験者への刺激は、たとえば、視覚による刺激や聴覚による刺激、あるいは所定の課題（タスク）の実行等が用いられる（たとえば、特許文献１）。

ここで、脳機能研究においては、微少整脈や毛細血管における赤血球中の脱酸素化ヘモグロビンの濃度が減少する現象（ＢＯＬＤ効果）に対応した水素原子の核磁気共鳴信号（ＭＲＩ信号）の上昇を測定することによって脳の活動の測定が行われている。

特に、人の運動機能に関する研究では、被験者に何らかの運動を行わせつつ、上記磁気共鳴イメージング装置によって脳の活動を測定することが行われている。上記被験者が行う動作としては、物体の把持運動等が考えられ、把持力検出装置の検出部を被験者が把持することにより、この把持力検出装置に作用する力を検出しつつ、被験者が上記把持運動を行う際の脳活動を上記磁気共鳴イメージング装置により測定する。

ただし、このような把持力検出装置では、一般には、歪ゲージなど磁性を有する金属材が使用されているため、これを上記磁気共鳴イメージング装置内に持ち込むと、種々の弊害が発生するという問題がある。このため、このような金属材料を使用しない力検出装置が提案されている（たとえば、特許文献２を参照）。もっとも、この特許文献２に開示された力検出装置では、主として１軸方向の運動が想定されている結果、２軸方向以上の自由度の運動で生じる力の大きさと方向を正確に評価することは困難である、という問題がある。

一方で、四肢の運動に対して脳がどのように活動しているかについて、すでにいくつかの研究がある。

たとえば、運動関連領野の神経表現は主にサルを用いた電気生理実験で明らかにされてきた（たとえば、非特許文献１を参照）。このようなサルについての研究から一次運動野は筋座標系で身体運動を表現しているという知見が得られている。

しかし、サルの研究では、脳への侵襲的な計測を用いており、一度に計測できる箇所が限られているため、運動に関わる脳部位全てについては明らかになっていない。

このため、ヒトが手足を動かす際に脳がどのような座標系（頭部中心、筋、関節など）で四肢の運動の情報を表現しているかは明らかになっていない、というのが現状である。

ところで、ヒトの場合、非侵襲的な脳活動の計測が必要であり、この場合、ｆＭＲＩデータから、より詳細な情報を抽出できるデコーディング技術が発達してきている（たとえば、非特許文献２を参照）。

特開２０１１−０００１８４号公報明細書 特開２００３−２８４６９９号公報明細書

Kakei S, Hoffman DS, Strick PL, Muscles and movement representations in the primary motor cortex. Science 285:2136-2139(1999) Kamitani Y, Tong F. Decoding the visual and subjective contents of the human brain. Nat Neurosci. 2005; 8: 679-85.

ＭＲＩ装置のような脳活動計測装置により、人体、特に脳の活動を測定するような装置において、脳がどのような座標系（頭部中心、筋、関節など）で四肢の運動の情報を表現しているかを調べるには、四肢が多軸方向に運動する際の脳活動の計測を可能とすることが必要となる。言い換えると、人間の四肢の運動により生じる力および方向を、より高い自由度で測定できることが必要となる。

特に、脳活動計測装置が磁場計測により、脳活動を計測する装置である場合、さらに、力検出装置は、このような磁場計測に干渉を与えないことも必要になる。

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、被験者の多軸方向の自由度をもつ運動により生じる力の方向と大きさを計測することが可能な多軸方向の力検出装置を提供することである。

この発明の他の目的は、磁場計測により脳活動を計測するような装置において、被験者の運動における力とその方向を検出する際に、磁場計測に干渉を与えることがない力検出装置を提供することである。

この発明のさらに他の目的は、力の方向と大きさを計測することが可能な多軸方向の力検出装置を用いて被験者が課題を実行している状態で、磁気計測により被験者の脳活動を計測することが可能な脳活動測定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、脳活動測定装置における被験者の頭蓋部分の測定中に、被験者に与えられる運動課題について被験者からの力の検出を行うための多軸方向の力検出装置であって、固定台と、被験者により力を受ける作用部と、固定台に対して一端側が固定され、長手方向の他端に作用部が設けられるロードセル部とを備え、ロードセル部は、長手方向に延在する弾性部材と、長手方向に直交する第１の方向に弾性部材を貫通して開口する第１の貫通孔の側面部分により形成される第１の平行平板部分と、第１の方向に直交する第２の方向に弾性部材を貫通して開口する第２の貫通孔の側面部分により形成される第２の平行平板部分と、第１の平行平板部分の変形量を検知するための第１のゲージと、第２の平行平板部分の変形量を検知するための第２のゲージとを含む。

好ましくは、脳活動測定装置は、核磁気共鳴イメージング装置であって、固定台、作用部、ロードセル部は、非磁性の材料により形成されている。

好ましくは、作用部は、被験者が印加する力を受ける面を有し、ロードセル部から着脱可能であり、面の方向は、作用部の脱着により、水平方向と鉛直方向とのいずれかに変更可能であり、固定台は、ロードセル部が固定される側に、弾性部材を挿入可能な孔が設けられ、ロードセル部は、弾性部材が孔に挿入されることにより、固定台に固定される。

好ましくは、孔は、複数設けられており、複数の孔のうちの所定の孔に弾性部材が挿入されて固定されている状態で、複数の孔のうちの他の孔に挿入される校正用部材をさらに備え、校正用部材は、校正用部材より回動自在に支持される滑車を含み、校正時において、作用部から滑車を介して紐部材により所定の重量の錘を吊り下げることで校正を実行する。

好ましくは、第１および第２のゲージの各々は、光ファイバからの光を第１のレンズ経由で所定角度で平行平板に照射し、反射光を第２のレンズ経由で受光し、反射光の受光状態の変化により、平行平板の変形量を検出する。

好ましくは、弾性部材は、固定台に固定される第１の弾性部を含み、第１の弾性部は、固定台にそれぞれの一端が固定される１組の脚部材と、１組の脚部をつなぐ支持部材と有し、支持部材の中央部から突出し、長手方向の他端に作用部が設けられる第２の弾性部をさらに含み、第１および第２の平行平板部分は、第２の弾性部に形成されており、ロードセル部は、支持部材の中央部を挟む両側に開口する第３および第４の貫通孔により、第１の方向および第２の方向のいずれとも直交する第３の方向への支持部材の変形を検出するための第３および第４の平行平板部分と、第３および第４の平行平板部分の変形量をそれぞれ検知するための第３および第４のゲージとをさらに含む。

この発明の他の局面に従うと、脳活動測定装置であって、被験者の関節の１つを少なくとも所定の２次元面内の方向にアイソメトリックに運動させる運動課題において運動方向の指示を表示するための表示装置と、被験者の脳活動を非侵襲的に計測し、活性となっている脳領域を特定するための脳活動測定装置と、脳活動測定装置における被験者の頭蓋部分の測定中に運動課題を実施する際に、被験者により加えられる力の大きさと力の方向を検出するための多軸方向の力検出装置と、多軸方向力検出装置により検出された運動時の力の軌跡と、運動中の脳活動情報とを関連付けて記憶するための記憶装置とを備え、表示装置は、運動課題の実行中において、運動時の力の軌跡を被験者に提示し、力検出装置は、固定台と、被験者により力を受ける作用部と、固定台に対して一端側が固定され、長手方向の他端に作用部が設けられるロードセル部とを備え、ロードセル部は、長手方向に延在する弾性部材と、長手方向に直交する第１の方向に弾性部材を貫通して開口する第１の貫通孔の側面部分により形成される第１の平行平板部分と、第１の方向に直交する第２の方向に弾性部材を貫通して開口する第２の貫通孔の側面部分により形成される第２の平行平板部分と、第１の平行平板部分の変形量を検知するための第１のゲージと、第２の平行平板部分の変形量を検知するための第２のゲージとを含む。

好ましくは、脳活動測定装置は、核磁気共鳴イメージング装置であって、固定台、作用部、ロードセル部は、非磁性の材料により形成されている。

好ましくは、弾性部材は、矩形の断面形状を有し、作用部は、被験者が印加する力を受ける面を有し、固定台は、ロードセル部が固定される側に、被験者から面が力を受ける方向が第１の方向に沿う方向および第２の方向に沿う方向のいずれの場合でも弾性部材を挿入可能な孔が設けられ、ロードセル部は、弾性部材が孔に挿入されることにより、固定台に固定される。

この発明の力検出装置によれば、ロードセルで、把持部に印加される力について多軸方向に力の方向と大きさとを検知できる。

また、この発明によれば、磁場計測により脳活動を計測するような装置において、被験者の運動における力とその方向を検出する際に、磁場計測に干渉を与えることがない。

あるいは、この発明の脳活動測定装置によれば、多軸方向の力検出装置を用いて被験者が課題を実行している状態で、磁気計測により被験者の脳活動を計測するので、被験者の運動による脳活動をその場で観測することができる。

ＭＲＩ装置１０の全体構成を示す模式図である。 ＭＲＩ装置１０の外部構成を示す外観図である。 実施の形態１の２軸方向の力検出装置１００の構成の外観図である。 第２の貫通孔１２２と第２のゲージ１３２とを含む部分の拡大図である。 平行平板形力量計において、ひずみの生じ方を説明するための概念図である。 キャリブレーションに使用する治具２００の外観を示す図である。 治具２００を用いたキャリブレーションを説明するための図である。 被験者２に力検出装置１００を用いて課題を実行させて、脳活動を計測する際の原理を説明するための概念図である。 被験者２の行う課題の時間経過を説明するための図である。 ｆＭＲＩにより計測された脳活動部位と、一次運動野についての座標系の検出結果を示す図である。 実施の形態２の３軸方向の力検出装置３００の構成の外観図である。

以下、本発明の実施の形態の多軸方向の力検出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。
［実施の形態１］
以下では、被験者の脳活動を計測する装置として、ＭＲＩ装置を例にとって説明する。ただし、本実施の形態の多軸方向の力検出装置は、ＭＲＩ装置による脳活動計測だけではなく、他の装置による脳活動計測にも使用することが可能である。特に、多軸方向の力検出装置が、非磁性材料で形成されている場合には、磁場測定により脳活動を計測するような装置において、被験者の運動の力の大きさと方向を検知することに好適である。

図１は、ＭＲＩ装置１０の全体構成を示す模式図である。

図１に示すように、ＭＲＩ装置１０は、被検者２の関心領域に制御された磁場を付与してＲＦ波を照射する磁場印加機構１１と、この被検者２からの応答波（ＮＭＲ信号）を受信してアナログ信号を出力する受信コイル２０と、この被検者２に付与される磁場を制御するとともにＲＦ波の送受信を制御する駆動部２１と、この駆動部２１の制御シーケンスを設定するとともに各種データ信号を処理して画像を生成するデータ処理部３２とを備える。

なお、ここで、被検者２が載置される円筒形状のボアの中心軸をＺ軸にとりＺ軸と直交する水平方向にＸ軸及び鉛直方向にＹ軸を定義する。

ＭＲＩ装置１０は、このような構成であるので、磁場印加機構１１により印加される静磁場により、被検者２を構成する原子核の核スピンは、磁場方向（Ｚ軸）に配向するとともに、この原子核に固有のラーモア周波数でこの磁場方向を軸とする歳差運動を行う。

そして、このラーモア周波数と同じＲＦパルスを照射すると、原子は共鳴しエネルギーを吸収して励起され、核磁気共鳴現象（ＮＭＲ現象；Nuclear Magnetic Resonance）が生じる。この共鳴の後に、ＲＦパルス照射を停止すると、原子はエネルギーを放出して元の定常状態に戻る緩和過程で、ラーモア周波数と同じ周波数の電磁波（ＮＭＲ信号）を出力する。

この出力されたＮＭＲ信号を被検者２からの応答波として受信コイル２０で受信し、データ処理部３２において、被検者２の関心領域が画像化される。

磁場印加機構１１は、静磁場発生コイル１２と、傾斜磁場発生コイル１４と、ＲＦ照射部１６と、被検者２をボア中に載置する寝台１８とを備える。

被験者２の脇には、寝台１８に固定された多軸方向の力検出装置（以下、単に「力検出装置」と呼ぶ）１００が設けられる。被験者２は、特に限定されないが、たとえば、プリズムメガネ４により、Ｚ軸に対して垂直に設置されたディスプレイ６に表示される画面を見ることができる。このディスプレイ６の画像により、被験者２に視覚刺激が与えられる。

なお、被験者２への視覚刺激は、被験者２の目前にプロジェクタにより画像が投影される構成であってもよい。

駆動部２１は、静磁場電源２２と、傾斜磁場電源２４と、信号送信部２６と、信号受信部２８と、寝台１８をＺ軸方向の任意位置に移動させる寝台駆動部３０と、力検出装置１００を制御し、力の検知を実行するセンサコントローラ部５０とを備える。

データ処理部３２は、操作者（図示略）から各種操作や情報入力を受け付ける入力部４０と、被検者２の関心領域に関する各種画像及び各種情報を画面表示する表示部３８と、各種処理を実行させるプログラム・制御パラメータ・画像データ（三次元モデル像等）及びその他の電子データを記憶する記憶部３６と、駆動部２１を駆動させる制御シーケンスを発生させるなどの各機能部の動作を制御する制御部４２と、駆動部２１との間で各種信号の送受信を実行するインタフェース部４４と、関心領域に由来する一群のＮＭＲ信号からなるデータを収集するデータ収集部４６と、このＮＭＲ信号のデータに基づいて画像を形成する画像処理部４８とを備える。

また、データ処理部３２は、専用コンピュータである場合の他、各機能部を動作させる機能を実行する汎用コンピュータであって、記憶部３６にインストールされたプログラムに基づいて、指定された演算やデータ処理や制御シーケンスの発生をさせるものである場合も含まれる。

静磁場発生コイル１２は、Ｚ軸周りに巻回される螺旋コイルに静磁場電源２２から供給される電流を流して誘導磁場を発生させ、ボアにＺ軸方向の静磁場を発生させるものである。このボアに形成される静磁場の均一性の高い領域に被検者２の関心領域を設定することになる。ここで、静磁場コイル１２は、より詳しくは、たとえば、４個の空芯コイルから構成され、その組み合わせで内部に均一な磁界を作り、被験者２の体内の所定の原子核、より特定的には水素原子核のスピンに配向性を与える。

傾斜磁場発生コイル１４は、Ｘコイル、Ｙコイル及びＺコイル（図示省略）から構成され、円筒形状を示す静磁場発生コイル１２の内周面に設けられる。
これらＸコイル、Ｙコイル及びＺコイルは、それぞれＸ軸方向、Ｙ軸方向及びＺ軸方向を順番に切り替えながら、ボア内の均一磁場に対し傾斜磁場を重畳させ、静磁場に強度勾配を付与する。Ｚコイルは励起時に、磁界強度をＺ方向に傾斜させて共鳴面を限定し、Ｙコイルは、Ｚ方向の磁界印加の直後に短時間の傾斜を加えて検出信号にＹ座標に比例した位相変調を加え（位相エンコーディング）、Ｘコイルは、続いてデータ採取時に傾斜を加えて、検出信号にＸ座標に比例した周波数変調を与える（周波数エンコーディング）。

この重畳される傾斜磁場の切り替えは、制御シーケンスに従って、Ｘコイル、Ｙコイル及びＺコイルにそれぞれ異なるパルス信号が送信部２４から出力されることにより実現される。これにより、ＮＭＲ現象が発現する被検者２の位置を特定することができ、被検者２の画像を形成するのに必要な三次元座標上の位置情報が与えられる。

ＲＦ照射部１６は、制御シーケンスに従って信号送信部３３から送信される高周波信号に基づいて、被検者２の関心領域にＲＦ（Radio Frequency）パルスを照射するものである。
なお、ＲＦ照射部１６は、図１において、磁場印加機構１１に内蔵されているが、寝台１８に設けられたり、あるいは、受信コイル２０と一体化されていてもよい。

受信コイル２０は、被検者２からの応答波（ＮＭＲ信号）を検出するものであって、このＮＭＲ信号を高感度で検出するために、被検者２に近接して配置されている。
ここで、受信コイル２０には、ＮＭＲ信号の電磁波がそのコイル素線を切ると電磁誘導に基づき微弱電流が生じる。この微弱電流は、信号受信部２８において増幅され、さらにアナログ信号からデジタル信号に変換されデータ処理部３２に送られる。

すなわち、静磁界にＺ軸傾斜磁界を加えた状態にある被験者２に、共鳴周波数の高周波電磁界を、ＲＦ照射部１６を通じて印加すると、磁界の強さが共鳴条件になっている部分の所定の原子核、たとえば、水素原子核が、選択的に励起されて共鳴し始める。共鳴条件に合致した部分（たとえば、被験者２の所定の厚さの断層）にある所定の原子核が励起され、スピンがいっせいに回転する。励起パルスを止めると、受信コイル２０には、今度は、回転しているスピンが放射する電磁波が信号を誘起し、しばらくの間、この信号が検出される。この信号によって、被験者２の体内の、所定の原子を含んだ組織を観察する。そして、信号の発信位置を知るために、ＸとＹの傾斜磁界を加えて信号を検知する、という構成になっている。

画像処理部４８は、記憶部３６に構築されているデータに基づき、励起信号を繰り返し与えつつ検出信号を測定し、１回目のフーリエ変換計算により、共鳴の周波数をＸ座標に還元し、２回目のフーリエ変換でＹ座標を復元して画像を得て、表示部３８に対応する画像を表示する。

図２は、ＭＲＩ装置１０の外部構成を示す外観図である。

図２においては、寝台１８に、力検出装置１００が固定されている。このように力検出装置１００を固定する方法としては、特に限定されないが、たとえば、寝台１８の被験者２が仰臥する面上に樹脂製の板を固定し、この板に力検出装置１００を非磁性の樹脂製のボルトナットなどの固定具により固定するという方法をとることが可能である。

また、図中においては、力検出装置１００は、寝台１８において被験者２の右手側に固定されているが、この構成に限定されるものではなく、寝台１８において被験者２の左手側に固定されていてもよい。

（２軸の力検出装置１００の構成）
以下では、実施の形態１として、２軸方向の力の検出が可能な力検出装置１００の構成について説明する。

図３は、このような２軸方向の力検出装置１００の構成の外観図である。

被験者２は、後に詳しく説明するように、ｆＭＲＩにより頭蓋部分の測定をして脳活動を検出する際に、図３中のＸ−Ｙ平面内の所定方向へ手首を動かすとの課題を、ディスプレイ６の表示により指示される。力検出装置１００は、指示された方向へ被験者２が片方の手首を動かす際に、被験者２により加えられる力の大きさと力の方向を検出する。

力検出装置１００は、固定台１０２と、被験者２が把持する把持部１０４と、固定台１０２に一端が固定され、長手方向であるＺ方向の他端に把持部１０４が設けられるロードセル部１１０とを備える。

ロードセル部１１０は、矩形の断面形状を有し、長手方向に延びる弾性部材１１２と、長手方向に直交するＸ方向に弾性部材１１２を貫通して開口する第１の貫通孔１２０の側面部分により形成される第１の平行平板部分１２１と、Ｙ方向に弾性部材１１２を貫通して開口する第２の貫通孔１２２の側面部分により形成される第２の平行平板部分１２３と、第１の平行平板部分１２１の変形量を検知するための第１のゲージ１３０と、第２の平行平板部分１２３の変形量を検知するための第２のゲージ１３２とを含む。

なお、固定台１０２、弾性部材１１２および把持部１０４の材質としては、所定の剛性を有する弾性材料を使用することができ、特に限定されないが、非磁性の材料として、いわゆる「エンジニアリングプラスチック」などの樹脂を用いることが可能である。このようなエンジニアリングプラスチックとしては、より具体的には、たとえば、ポリアセタール樹脂を用いることができる。あるいは、磁場測定に影響を与えない限り、非磁性の材料としては、このような樹脂に限らず、アルミなどの非磁性金属であってもよい。

ここで、把持部１０４は、ロードセル部１１０から着脱可能な構成となっており、測定中は、たとえば、非磁性の材料、たとえば、樹脂製のネジ（図示せず）により、ロードセル部１１０に固定されている。そして、把持部１０４は、ロードセル部１１０へ挿し込む方向を変えることで、取っ手（ハンドル）の向きを、水平方向（Ｙ方向）または垂直方向（Ｘ方向）のいずれにも変更できる構成であるものとする。図３では、取っ手が垂直方向（Ｘ方向）となるように、把持部１０４がロードセル部１１０に挿し込まれている。

また、図３においては、貫通孔１２０と貫通孔１２２とは、断面が矩形形状の孔として記載されているが、必ずしも、このような形状に限定されるわけではない。起歪体である弾性部材１１２において、貫通孔１２０と貫通孔１２２のそれぞれの側面が、「平行平板形力量計（平行平板形ロードセル）」として使用可能であれば、孔の断面形状は、他の形状であってもよい。したがって、たとえば、平行平板部の部材の厚さも必ずしも均一である必要はない。

図４は、図３において、第２の貫通孔１２２と第２のゲージ１３２とを含む部分の拡大図である。

第１の貫通孔１２０と第１のゲージ１３０とを含む部分についても、基本的に同様の構成である。

また、図５は、平行平板形力量計において、ひずみの生じ方を説明するための概念図である。

以下では、図４および図５に従って、平行平板部１２３のロードセルとしての構造および動作を説明する。

まず、図４を参照して、第２のゲージ１３２は、弾性部材１１２から一体成型によりその断面がＬ字形状となるように突出した載置部１２４に、平行平板部１２３の一方側面と対向するように取り付けられる。第２のゲージ１３２は、自身と平行平板部１２３の一方側面との間の距離δの変化を検出する。

特に、限定されないが、第２のゲージ１３２としては、光学式の変位センサ、たとえば、限定反射方式のＬＥＤ（Light Emitting Diode）式の光ファイバ変位センサを使用できる。ここで、たとえば、限定反射方式の光ファイバ変位センサであれば、光ファイバ１２６からのＬＥＤの光を第１のレンズ（投光レンズ）経由で、所定角度で平行平板１２３の一方側面に照射すると、反射成分の反射光は、第２のレンズ（受光レンズ）経由で受光される。距離δの変位に応じて、受光されファイバ１２６経由で伝達される光強度が変化するので、その受光強度の変化を検出することで対象物までの距離の変位量を知ることができる。この変位量から、ロードセルに印加された力のＸ方向成分を検出できることになる。このような構成であるので、第２のゲージ１３２部分には磁性材料を使用せずに変位量の検出が可能である。しかも、信号の伝達が光ファイバにより行われるので、ＭＲＩ装置が設置される室内でも、信号にノイズが混入することがない。

同様にして、平行平板部１２１と第１のゲージ１３０とにより、ロードセルに印加された力のＹ方向成分をＸ方向とは独立に検出できる。

言い換えれば、平行平板部１２１と平行平板部１２３により、ロードセルに印加されたＸ−Ｙ面内の力の大きさと方向を検出できることになる。

このような光センサとしては、たとえば、送受光ファイバとレンズから構成される樹脂製ファイバユニット、例えば、KEYENCE社製ＦＵ−３８を用いることができる。

本実施の形態の光センサは、細い光ファイバを対向して設置するというような方式でないため、位置合わせに要求される精度に余裕があり、製造しやすい、との特徴も有する。

なお、第２のゲージ１３２は、上述のとおり、載置部１２４に取り付けられており、載置部１２４が弾性部材１１２と連続する部分は、平行平板部１２３よりも外側（貫通孔１２２の開口していない部分）であるので、第２のゲージ１３２を取り付けたことが、平行平板部１２３の変形に干渉を与えることがない。

また、一般的には、平行平板形力量計では、その変形量の計測には、ひずみゲージが使用される。しかし、一般的なひずみゲージは、「薄い絶縁体上にジグザグ形状にレイアウトされた金属の抵抗体(金属箔)が取り付けられた構造をしており、変形による電気抵抗の変化を測定することによりひずみ量に換算する」との構成を有する。このひずみゲージの金属の抵抗体は、磁性を有するため、強い磁場を用いて測定するＭＲＩ装置において、正確な測定を実施するためは、必ずしも適さない。しかし、本実施の形態では、上述のとおり、光学的に距離δの変化を検出するため、磁場中であっても、測定に影響を与えることなく、高精度に距離δの変化を検出し、ロードセルに印加されたＸ−Ｙ面内の力の大きさと方向を検出することが可能である。

図５を参照して、平行平板の幅（図５では、画面の奥行き方向）をｂとし、平行平板の厚さをｔとし、平行平板の長さをＩとし、加えられる力をＦとし、平行平板の縦弾性係数をＥとするとき、変位δは、以下のように表現される。

δ＝ＦＩ³／（２Ｅｂｔ³）
したがって、逆に、変位δから力Ｆを求めることができる。

（力検出装置１００のキャリブレーション）
以下では、以上説明した力検出装置１００のキャリブレーションの方法の一例について説明する。

図６は、キャリブレーションに使用する治具２００の外観を示す図である。

図６に示すように、治具２００は、力検出装置１００２弾性部材１１２と同一の断面形状を有する弾性部材２１０と、弾性部材２１０の先端に取り付けられた支持部材２２０と、支持部材２２０に支持される滑車２３０とからなる。

なお、図６に示すように、弾性部材２１０は、その途中で、根本側と先端側とが平行にずれるように折れ曲がりを有している。また、支持部材２２０には、その背面から滑車２３０の上部側に向かう空隙２４０が設けられる。

ここで、弾性部材２１０も、滑車２３０も、非磁性の材料で形成されていることが望ましい。

図７は、治具２００を用いたキャリブレーションを説明するための図である。

まず、固定台１０２は、上面が水平となるように設置された台３上に固定される。

また、固定台１０２において、弾性部材１１２が取り付けられる側には、弾性部材１１２を、ちょうど、はめ込める大きさの孔１０３−１〜１０３−９が、３×３に配列されているものとする。ただし、孔の個数は、このような９個に限定されるものではない。

上述のような孔１０３−１〜１０３−９の配置において、ロードセル部１１０の弾性部材１１２は、真ん中の孔１０３−５に、把持部１０４の取っ手が垂直方向となるように挿入され、固定されている。

また、治具２００の弾性部材２１０は、ロードセル部１１０と同じ高さの孔１０３−４に挿入され、固定されている。

この状態で、錘２６０をつるす紐２５０が、滑車２３０を介して、空隙を通って把持部１０４の取っ手に結び付けられている。ここでも、錘２６０自身も、紐２５０も、非磁性の材料で形成されていることが望ましい。

このような構成とすれば、力検出装置１００自身も、キャリブレーションに使用される治具２００も、錘２６０も、紐２５０も、すべて非磁性の材料から形成した状態とすることが可能で、その場合は、ＮＭＲ装置の測定に影響を与えることなく、ＮＭＲ装置の設置された室内でキャリブレーションを行うことができ、キャリブレーションの精度、ひいては、測定精度の向上を図れるとともに、一連の測定を効率的に実行することが可能となる。

錘２６０の重量は予めわかっているため、図７のような構成で、把持部１０４の取っ手にＹ方向（水平方向）に所定の力を印加することにより、ロードセルのキャリブレーションを実行することができる。

なお、把持部１０４のハンドルにＸ方向（垂直方向）に所定の力を印加するキャリブレーションの際には、たとえば、把持部１０４の固定具を緩めて、把持部１０４をロードセル部１１０から抜き取り、取っ手の方向を水平方向にしてはめ込み固定する。このとき、ロードセル部１１０は、孔１０３−５に挿入されたままである。その上で、治具２００とは滑車の向きが９０度回転した治具を、固定台１０２の孔１０３−５の垂直上方の孔１０３−２に挿入して固定する。その上で、把持部１０４の取っ手に一端が結ばれた紐２５０を、取っ手の鉛直上方に位置する滑車を経由して、紐２５０の他端に錘２６０をぶら下げることで、Ｙ方向と同様にキャリブレーションを実施することが可能である。

なお、図６では、滑車２３０は、Ｙ方向のキャリブレーションを想定して、弾性部材２１０の長手方向と直交する方向に回転自在となるように固定されている。特に限定されないが、滑車２３０は、支持部材２２０から着脱可能であって、Ｘ方向のキャリブレーションの際には、空隙２４０内に滑車２３０が位置し長手方向に滑車２３０が回転自在となるように、滑車２３０をはめ込むことが可能な溝が支持部２２０に形成されている構成であってもよい。すなわち、支持部材２２０を空隙２４０の開口する側から見たとき、この空隙２４０と十字を成すように、この溝が設けられていれば、その溝に滑車２３０を挿し込むことで、上記のような構成とすることができる。この場合は、Ｘ方向のキャリブレーションでもＹ方向のキャリブレーション時と、同一の治具２００を使用してキャリブレーションを実行することが可能である。

また、固定台１０２に、上述のような孔が異なる高さで複数個設けられ、この孔に弾性部材１１２が挿入されてロードセルが固定される構成であることにより、力の測定時における取っ手の高さを容易に調整することができる。また、把持部１０４を固定具によりロードセル部１１０から着脱可能に固定する構成としているので、力の測定時においても、把持部１０４の取っ手の方向をＸ方向またはＹ方向のいずれかに容易に変更することができる。

（測定の手順）
図８は、被験者２に力検出装置１００を用いて課題を実行させて、脳活動を計測する際の原理を説明するための概念図である。

すなわち、以下では、四肢の運動において、脳の座標表現を調べるために、複数の方向に運動を行いそのときの脳活動を計測する場合を例にとって説明する。

このような方法は、非特許文献１において、Kakeiらがサルに対して行ったものに相当する。

まず、図８（ａ）に示すように、運動の方向を水平方向を０°と１８０°として定義し、被験者２に指示される運動方向は、４５°ずつの８方向とする。

その上で、被験者２に、力検出装置１００の把持部１０４の取っ手を回内位と回外位で把持した上で、主として、アイソメトリック運動（等尺性運動）を行ってもらう。アイソメトリック運動とするのは、運動のばらつきを抑制できるためである。

このような状態で、被験者２に手首の伸展や屈曲などの課題を実行してもらう。

この運動課題の最も重要な特徴は、手首運動に関する空間、関節、筋肉の３つの座標系を分離し、ニューロン活動の座標系を判別できる点にある。座標系分離の詳細については、非特許文献１に開示があるので、以下では、簡単に概略のみを説明する。

ここで「座標系」は、運動を記述するための基準の取り方を意味する。

例えば「上」や「下」は外部の空間に基準をおいた運動の記述であり、空間座標系とよばれる。これに対して「伸展」や「屈曲」は手首関節の構造を基準にした運動の記述であり、関節座標系とよばれる。

そして、８方向の手首運動を、回内位、回外位という異なる姿勢で、被験者２に行ってもらう。例えば、ある脳領域が回内位で「上」への運動で最も強く活動したとする。これだけでは、その脳領域の活動が空間座標系で「上」方向を表現しているのか、関節座標系で手首の「伸展」を意味しているのか区別できない。

そこで手首を１８０度回転して回外位にする。もし、その脳領域の活動が「上」を意味していれば、今度も「上」への運動で活動し（ただし手首は屈曲）、空間座標系と判別される。もし手首の「伸展」を意味するなら、今度も「伸展」運動で活動し（ただし手首は下に動く）関節座標系と判別される。さらに、手首を動かす際に動く筋肉の座標系は、「回内位」→「中間位」→「回外位」というように、運動時の手首の方向を変えることで、これらの空間座標系や関節座標系から区別されることも示されている。

図９は、被験者２の行う課題の時間経過を説明するための図である。

図９を参照して、被験者２には、ディスプレイ６に表示された視覚刺激に従って運動課題を行ってもらい、そのときの脳活動変化を撮像する。

すなわち、ディスプレイ６の中央部に固視点を表示するとともに、運動方向が指示される。これに応じて、被験者２が行った運動における力の軌跡（大きさと方向の時間変化）が、表示される。

運動課題は、上述のとおり、手首の運動であり、被験者に、複数の異なる方位（方向１、方向２、…）に手首を動かしてもらう。

特に、限定されないが、たとえば、被験者２には、アイソトニック運動とアイソメトリック運動を行ってもらう。アイソトニック運動課題では、上肢の動きを光学式モーションキャプチャにより計測する。アイソメトリック運動課題では、運動出力（力の方向と大きさ）を力検出装置１００を用いて計測する。

さらに運動関連皮質の座標表現を調べるため、上肢の姿勢を変更して運動課題を行ってもらう。注目する身体部位（手首）ではない箇所（肘や肩）の付随的な運動を抑制するため、カフを用いることも可能である。試行ごとの被験者の運動のばらつきを抑制するため、被験者２には、運動軌道または運動出力を時間経過を認識できる軌跡としてディスプレイ６に表示することにより、視覚刺激としてフィードバックする。運動時の筋出力を筋電計で、眼球運動を眼球運動モニターで計測する。

このようにして計測された脳活動変化の撮像情報は、運動課題の指示方向および運動出力の情報と関連付けて、制御部４２により記憶部３６に格納される。

計測データの解析では、はじめに各被験者の皮質構造をその形態に従って一次運動野、運動前野、補足運動野などに区分けする。次にそれらの各領域において運動の方位のデコードを行う。さらに、ある姿勢から別の姿勢に変更して運動した場合にどのようにデコーディング結果が変更するか調べ、各領域での運動の座標表現を明らかにする。

図１０は、このようにしてｆＭＲＩにより計測された脳活動部位と、一次運動野についての座標系の検出結果を示す図である。

図１０（ａ）に示すように、右手首運動時に活動する脳部位がｆＭＲＩにより計測される。

図１０（ｂ）は、予備的な実験結果を示すものであり、一次運動野からのデコーディング結果では、右手首運動では、空間座標と筋座標の２つの表現が混在している可能性があることを示している。

以上説明したように、力検出装置１００のような構成とすることで、ロードセル１１０で、把持部１０４に印加される力のＸ−Ｙ平面内での大きさと方向、すなわち、言い換えると、力のＸ成分およびＹ成分が検知できる。また、このような力検出装置１００が非磁性材料で構成されることで、ＭＲＩ装置のように磁場計測で脳活動を計測する装置により運動時の脳活動を計測できる。

したがって、ＭＲＩ装置のような磁場の検出により、脳活動を測定する装置において、ヒトの運動についての運動野内における座標のコーディングだけでなく、ヒトの運動時の様々な他の脳活動の測定も可能となる。
[実施の形態２]
以下では、実施の形態２として、３軸方向の力の検出が可能な力検出装置３００の構成について説明する。

なお、実施の形態１の力検出装置１００と同一部分または対応する部分には、同一符号を付してある。

図１１は、実施の形態２の３軸方向の力検出装置３００の構成の外観図である。

被験者２は、後に詳しく説明するように、ｆＭＲＩにより頭蓋部分の測定をして脳活動を検出する際に、３次元の所定方向へ手首を動かすとの課題を、ディスプレイ６の表示により指示される。力検出装置３００は、指示された方向へ被験者２が片方の手首を動かす際に、被験者２により加えられる力の大きさと力の方向を検出する。

力検出装置３００は、固定台１０２と、被験者２が把持する把持部１０４と、ロードセル部３１０とを備える。

ロードセル部３１０は、固定台１０２に固定されるコの字型（Ｕ字型）の第１の弾性部３１２を備える。第１の弾性部３１２は、固定台１０２にそれぞれの一端が固定される脚部材３１２ａおよび３１２ｂと、脚部材３１２ａと３１２ｂとをつなぐ支持部材３１２ｃとから一体的に構成される。第１の弾性部３１２の断面は矩形形状である。

ロードセル部３１０は、さらに、支持部材３１２ｃの中央から突出し、長手方向（Ｚ方向）の他端に把持部１０４が設けられる第２の弾性部１１０を備える。

第２の弾性部１１０は、矩形の断面形状を有し、長手方向（Ｚ方向）に延びる弾性部材１１２と、長手方向に直交するＸ方向に弾性部材１３０を貫通して開口する第１の貫通孔１２０の側面部分により形成される第１の平行平板部分１２１と、Ｙ方向に弾性部材１１２を貫通して開口する第２の貫通孔１２２の側面部分により形成される第２の平行平板部分１２３と、第１の平行平板部分１２１の変形量を検知するための第１のゲージ１３０と、第２の平行平板部分１２３の変形量を検知するための第２のゲージ１３２とを含む。

第１の弾性部３１２と第２の弾性部１１０とは、樹脂により一体に形成することができる。

支持部３１２ｃにおいては、弾性部材１１２の一端と連なる中央部と脚部材３１２ａとの間およびこの中央部と脚部材３１２ｂと連なる部分との間のそれぞれに、Ｙ方向に支持部材３１２ｃを貫通して開口する第３の貫通孔３２０の側面部分により形成される第３の平行平板部分３２１と、Ｙ方向に支持部材３１２ｃを貫通して開口する第４の貫通孔３２２の側面部分により形成される第４の平行平板部分３２３と、第３の平行平板部分３２１の変形量を検知するための第３のゲージ３３０と、第４の平行平板部分３２３の変形量を検知するための第４のゲージ３３２とが設けられる。

第１〜第４のゲージ１３０，１３２，３３０，３３２の構成は、実施の形態１で説明したような光学式の変位センサを用いることができる。

なお、特に限定されないが、固定台１０２、第１の弾性部３１２と第２の弾性部１１０ならびに把持部１０４の材質としても、いわゆる「エンジニアリングプラスチック」を用いることができ、より具体的には、たとえば、ポリアセタール樹脂を用いることができる。

また、図１１においても、貫通孔１２０，貫通孔１２２，貫通孔３２０および貫通孔３２２は、断面が矩形形状の孔として記載されているが、必ずしも、このような形状に限定されるわけではない。起歪体である第１の弾性部３１２と第２の弾性部１１０において、貫通孔１２０，貫通孔１２２，貫通孔３２０および貫通孔３２２のそれぞれの側面が、「平行平板形力量計（平行平板形ロードセル）」として使用可能であれば、孔の断面形状は、他の形状であってもよい。

また、実施の形態２の力検出装置３００においても、キャリブレーションの治具を使えるようにするために、固定台１０２において弾性部材３１２が取り付けられる側には、弾性部材３１２を、ちょうど、はめ込める大きさの孔が、ｎ×ｍに配列されているものとする（ｎ，ｍは、それぞれ３以上の自然数）。

上述のような孔の配置において、弾性部材３１２は、脚部が、それぞれ、２つの孔に把持部１０４の取っ手が垂直方向となるように挿入され、固定されている。固定台１０２に設けられる孔をｎ×ｍに配列することにより、実施の形態１と同様に、把持部１０４の高さを変えて、固定することが容易となる。さらに、把持部１０４は、実施の形態１と同様に固定具によりロードセル部３１０に着脱可能に固定されているので、把持部１０４のハンドルの向きを垂直方向から水平方向に変えて固定し、キャリブレーションしたり、あるいは、力の計測をしたりすることが容易になる。

また、治具２００の弾性部材２１０は、ロードセル部３１０とは、別の孔に挿入され、固定される。キャリブレーションの方法は、基本的に、実施の形態１と同様であるので、その詳細の説明は省略する。

力検出装置３００を上記のような構成とすることで、このような力検出装置３００が、ロードセル３１０で、把持部１０４に印加される力のＸ−Ｙ平面内での大きさと方向、すなわち、言い換えると、力のＸ成分およびＹ成分が検知できるだけでなく、力のＺ成分についても検知できることになる。また、力検出装置３００が、非磁性材料で構成されることで、ＭＲＩ装置のように磁場計測で脳活動を計測する装置により運動時の脳活動を計測できる。

したがって、実施の形態２の力検出装置は、実施の形態１の力検出装置の奏する効果に加えて、ヒトの運動時のさらに多様な他の脳活動の測定も可能とするものである。

なお、以上の実施の形態１または実施の形態２の説明においては、被験者２に与えられる運動課題は、手首の運動であるものとしたが、本発明は、必ずしもこのような場合に限定されない。たとえば、運動は、足首の運動であってもよいし、腕の関節の運動、脚の関節の運動や、たとえば、手の指の特定の関節の運動であってもよい。したがって、以上の説明では、被験者２の手により把持される部分を「把持部」と呼び、把持部の取っ手（ハンドル）が被験者２からの力の作用を受ける面を含む構成となっているが、このように手首の運動に限らない場合は、被験者２からの力の作用を受ける面を含む部分のことを、より一般に「作用部」と呼ぶ。測定される力の大きさのレンジや、運動する箇所の大きさに合わせて、作用部の大きさや、ロードセル部の剛性や大きさを変化させることで、このように、より一般的な運動課題について、被験者からの力の大きさおよび方向を検知することが可能となる。

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、６ ディスプレイ、１０ ＭＲＩ装置、１１ 磁場印加機構、１２ 静磁場発生コイル、１４ 傾斜磁場発生コイル、１６ ＲＦ照射部、１８ 寝台、２０ 受信コイル、２１ 駆動部、２２ 静磁場電源、２４ 傾斜磁場電源、２６ 信号送信部、２８ 信号受信部、３０寝台駆動部、３２ データ処理部、３６ 記憶部、３８ 表示部、４０ 入力部、４２ 制御部、４４ インタフェース部、４６ データ収集部、４８ 画像処理部、５０ センサコントローラ部、１００ 力検出装置、１０２ 固定台、１０４ 把持部、１１０ ロードセル部、１１２ 弾性部材、１２０ 第１の貫通孔、１２１ 第１の平行平板部分、１２２ 第２の貫通孔、１２３ 第２の平行平板部分、１３０ 第１のゲージ、１３２ 第２のゲージ１３２、３００ 力検出装置、３１０ ロードセル部、３１２ 第１の弾性部、３１２ａ，３１２ｂ 脚部材、３１２ｃ 支持部材、３２０ 第３の貫通孔、３２１ 第３の平行平板部分、３２２ 第４の貫通孔、３２３ 第４の平行平板部分、３３０ 第３のゲージ、３３２ 第４のゲージ３３２。

Claims (8)

1. 脳活動測定装置における被験者の頭蓋部分の測定中に、被験者に与えられる運動課題について被験者からの力の検出を行うための多軸方向の力検出装置であって、
   固定台と、
   前記被験者により力を受ける作用部と、
   前記固定台に対して一端側が固定され、長手方向の他端に前記作用部が設けられるロードセル部とを備え、前記ロードセル部は、
   前記長手方向に延在する弾性部材と、
   前記長手方向に直交する第１の方向に前記弾性部材を貫通して開口する第１の貫通孔の側面部分により形成される第１の平行平板部分と、
   前記第１の方向に直交する第２の方向に前記弾性部材を貫通して開口する第２の貫通孔の側面部分により形成される第２の平行平板部分と、
   前記第１の平行平板部分の変形量を検知するための第１のゲージと、
   前記第２の平行平板部分の変形量を検知するための第２のゲージとを含む、多軸方向の力検出装置。
2. 前記脳活動測定装置は、核磁気共鳴イメージング装置であって、
   前記固定台、前記作用部、前記ロードセル部は、非磁性の材料により形成されている、請求項１記載の多軸方向の力検出装置。
3. 前記作用部は、前記被験者が印加する力を受ける面を有し、前記ロードセル部から着脱可能であり、前記面の方向は、前記作用部の脱着により、水平方向と鉛直方向とのいずれかに変更可能であり、
   前記固定台は、前記ロードセル部が固定される側に、前記弾性部材を挿入可能な孔が設けられ、
   前記ロードセル部は、前記弾性部材が前記孔に挿入されることにより、前記固定台に固定される、請求項１または２記載の多軸方向の力検出装置。
4. 前記孔は、複数設けられており、
   前記複数の孔のうちの所定の孔に前記弾性部材が挿入されて固定されている状態で、前記複数の孔のうちの他の孔に挿入される校正用部材をさらに備え、
   前記校正用部材は、前記校正用部材より回動自在に支持される滑車を含み、
   校正時において、前記作用部から前記滑車を介して紐部材により所定の重量の錘を吊り下げることで校正を実行する、請求項３記載の多軸方向の力検出装置。
5. 前記第１および第２のゲージの各々は、光ファイバからの光を第１のレンズ経由で所定角度で前記平行平板に照射し、反射光を第２のレンズ経由で受光し、前記反射光の受光状態の変化により、前記平行平板の変形量を検出する、請求項１〜３のいずれか１項に記載の多軸方向の力検出装置。
6. 前記弾性部材は、
   前記固定台に固定される第１の弾性部を含み、
   前記第１の弾性部は、
   前記固定台にそれぞれの一端が固定される１組の脚部材と、
   前記１組の脚部をつなぐ支持部材と有し、
   前記支持部材の中央部から突出し、前記長手方向の他端に作用部が設けられる第２の弾性部をさらに含み、
   前記第１および第２の平行平板部分は、前記第２の弾性部に形成されており、
   前記ロードセル部は、
   前記支持部材の前記中央部を挟む両側に開口する第３および第４の貫通孔により、前記第１の方向および前記第２の方向のいずれとも直交する第３の方向への前記支持部材の変形を検出するための第３および第４の平行平板部分と、
   前記第３および第４の平行平板部分の変形量をそれぞれ検知するための第３および第４のゲージとをさらに含む、請求項１または２に記載の多軸方向の力検出装置。
7. 被験者の関節の１つを少なくとも所定の２次元面内の方向にアイソメトリックに運動させる運動課題において運動方向の指示を表示するための表示装置と、
   前記被験者の脳活動を非侵襲的に計測し、活性となっている脳領域を特定するための脳活動測定装置と、
   前記脳活動測定装置における前記被験者の頭蓋部分の測定中に前記運動課題を実施する際に、前記被験者により加えられる力の大きさと力の方向を検出するための多軸方向の力検出装置と、
   前記多軸方向力検出装置により検出された運動時の力の軌跡と、運動中の脳活動情報とを関連付けて記憶するための記憶装置とを備え、
   前記表示装置は、運動課題の実行中において、前記運動時の力の軌跡を前記被験者に提示し、
   前記力検出装置は、
   固定台と、
   前記被験者により力を受ける作用部と、
   前記固定台に対して一端側が固定され、長手方向の他端に前記作用部が設けられるロードセル部とを備え、前記ロードセル部は、
   前記長手方向に延在する弾性部材と、
   前記長手方向に直交する第１の方向に前記弾性部材を貫通して開口する第１の貫通孔の側面部分により形成される第１の平行平板部分と、
   前記第１の方向に直交する第２の方向に前記弾性部材を貫通して開口する第２の貫通孔の側面部分により形成される第２の平行平板部分と、
   前記第１の平行平板部分の変形量を検知するための第１のゲージと、
   前記第２の平行平板部分の変形量を検知するための第２のゲージとを含む、脳活動測定装置。
8. 前記脳活動測定装置は、核磁気共鳴イメージング装置であって、
   前記固定台、前記作用部、前記ロードセル部は、非磁性の材料により形成されている、請求項７記載の脳活動測定装置。