JPH02116767A - 場所及び時間に関係して変化する弱い磁界の測定装置と方法 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】 ［産業上の利用分野Ｊ この発明は、検査対象の内部に存在する発生源から出て
場所及び時間に関係して変化する弱い磁界を測定する装
置とこの装置の運転方法とに関する。

［従来の技術］ この種の装置は、特に生体磁気信号すなわち生体の中に
存在する発生源から出る信号の測定のために、医療診断
に対して常に重要性を増している（専門誌［科学画報（
Ｂｉｌｄ　ｄｅｒ　Ｗｉｓｓｅｎｓｃｈａｆｔ　）」第
８号、１９８６年、第７６〜８３ページ参照）、この種
の装置は、極端に弱い生体磁気信号例えば人間の脳又は
人間の心臓から出て１０−１２　Ｔ以下の大きさの磁界
強度を有する磁界を、測定技術的に検出できる状態にな
ければならない、これらの信号は医療診断において脳磁
図及び心磁図の作成のために必要とされ、これらの図は
脳波図及び心電図に比べて、検出しようとする電流が人
体組織を貫流することにより引き起こされ図中に生じる
ひずみが明らかに小さいという長所を有する１例えば検
査対象に指定ごれた生体の感覚を音又は光で刺激するこ
とにより生体の脳の中に発生させられる磁界もまた実験
的研究及び診断にとって特に重要である。

前記の種類の装置は通常、検査対象を収容する体位保持
装置と、磁界を測定するセンサ装置と、センサ装置のた
めの保持部と、体位保持装置及びセンサ装置を相互に相
対的に位置調節する手段と、センサ装置から出る信号を
増幅し評価する電子装置とを有し、この電子装置は得ら
れた信号を評価し測定結果のための出力装置を有するデ
ータ処理装置を備える。その際体位保持装置及びセンサ
装置を囲み磁界を遮蔽する室（遮蔽室）を用いることが
できる。一般にセンサ装置は、第１次又は高次の一つ又
は複数の磁界勾配計（補償コイルを付設された磁界測定
コイル）と、磁界勾配計の数に相応する数のスクイド（
ＳＱＵＩＤ　、超電導量子干渉素子）と、磁界勾配計及
びスクイドを収容しスクイド及び磁界勾配計が超電導と
なる温度を内部に発生する容器いわゆるクライオスタッ
トとを有し、その際各磁界勾配計が各−つのスクイドに
誘導結合されている。一般にクライオスタットは液体ヘ
リウムを充填され、すなわちクライオスタットの内部は
４．２°にの温度になっている。

この種の装置により、発生源から出る磁界の局部的な磁
界強度を時間に関係して算定するか、又は検査対象に対
し相対的なセンサ装置の位置を考慮しなからセンサ装置
から出る信号を適当に評価することにより、例えば検査
対象の内部に存在する磁界発生源の空間的位置を算定す
ることが基本的に可能であり、しかもセンサ装置の信号
を供給されるデータ処理装置上で進行する適当な計算方
法により算定することができる。

その際主として二つの問題が生じる。第一に、Ｊｌｌｌ
定しようとする磁界の小さい磁界強度を考慮して、セン
サ装置は周囲の影響例えば干Ｐｊ磁界又は高周波磁界又
は機械振動により発生させられる干渉の無い高品質の信
号を供給しなければならない、第二に、データ処理装置
により得られた結果と実際の状況との十分に正確な一致
が生じるような方法で、センサ装置から出る信号をデー
タ処理装置の中で処理しなければならない。その際両問
題を解決したときだけ現実に十分正確に一致する結果を
もたらすことができるという点で、両問題の間に関連性
が存在する。

第１の問題の解決のために従来行われた努力は多くの場
合センサ装置と遮蔽室とを対象としていた。

例えば１０−４以上に調整され、すなわち均一な磁界に
対する感度が係数１０４以上に低減され非常に良好に調
整された第２次の磁界勾配計が開発された（バイオヤグ
ネティック　テクノロジー（Ｂｉｏｍａｇｎｅｔｉｃ　
Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇ７）社、サンディエイ。

カリフォルニア、発行の印刷物、デュアン　クリム（Ｄ
ｕａｎｅ　Ｃｒｕｍ）等著「１４チヤネルの神経用磁力
計の設計と性能（Ｄｅｓｉｇｎ　ａｎｄ　Ｐｅｒｆｏｒ
ｍａｎｃｅ　ｏｆａ　１４−Ｃ：ｈａｎｎｅｌ　Ｎｅｕ
ｒｏｍａｇｎｅｔｏｍｅｔｅｒ）　４　、　１９８５年
参照）、この印刷物に記載のセンサ装置は、各７個の磁
界勾配計の群に分けて二つのクライオスタットの中に配
置された合計１４個の第２次の磁界勾配計を備える。そ
のように良好に調整されたセンサ装置の製作及び運転は
著しい出費と価格とを引き起こす、また均一な磁界に対
して前記の小さい感度を有する個々の第２次の磁界勾配
計の製作そのものが少なからぬ出費を招く、第２次の磁
界勾配計をアレーに配置し運転する場合には、個々の磁
界勾配計間の及び磁界勾配計とその保持部との間の相互
間の電気的及び機械的干渉を低減する補助的手段を講じ
なければならない、干渉磁界を測定し測定された干渉磁
界を電子的に補償する手段が講じられることにより、前
記印刷物に記載の測定装置のための出費は更に大きくな
る。

更に７個の殻の構造方式で構成され磁界に対する非常に
高い遮蔽効果を備えた遮蔽室が開発された。この遮蔽室
の内側の殻は銅から構成され、一方残りの殻はミューメ
タルから成る（エイ・ブガー（Ａ、　Ｍａｇｅｒ）の論
文［ベルリン式磁気遮蔽室（Ｂｅｒｌｉｎ　Ｍａｇｎｃ
ｔｉｃａｌｌｙ　５ｈｉｅｌｄｅｄ　Ｒｏｏｍ　）　Ｊ
、ワルタ　デ　グリュイタ（Ｗａｉｔｅｒ　ｄａ　Ｇｒ
ｕｙｔｅｒ　）社、ベルリン／ニューヨーク、発行の業
界誌、「バイオマグネテイズム（Ｂｉｏｍａｇｎｅｔｉ
ｓｓ）　Ｊ、１９８１年、第７３ページ以下参照）、こ
の構造は一方では０．５Ｈｚで３Ｘ１０’　、５Ｈｚで
３Ｘ１０５　５０Ｈｚで１．５Ｘ１０５及び高周波で１
０６の非常に高い遮蔽効果をもたらし、それにより補償
されない測定コイルの使用を可能にするけれど、他方で
は構造体の著しい出費と相応の価格とを必要とする。

非常に高い遮蔽効果を備えた別の遮蔽室が、ブイ　ケル
へ（Ｖ、　Ｋｅｌｈａａ　）の論文「オタニーミ式磁気
遮蔽室の構造と性能（Ｃｏｎｓｔｒｕｃｔｉｏｎ　ａｎ
ｄＰｅｒｆｏｒｍａｎｃｅ　ｏｆ　ｔｈｅ　０ｔａｎｉ
ｅ＋ｓｉ　ＭａｇｎｅｔｉｃａｌｌｙＳｈｉｅｌｄｅｄ
　Ｒｏｏｍ　）　Ｊ　、　　ワルタ　デ　グリュイタ（
Ｗａｌｋｅｒ　ｄｅ　Ｇｒｕｙｔｅｒ　）社、ベルリン
／ニューヨーク、発行の業界誌、「バイオマグネテイズ
ム（Ｂｉｏｍａｇｎｅｔｉｓａ）　Ｊ、１９８１年、第
３３〜５５ページに記載されている。それぞれ二つのア
ルミニウム層の間に囲まれた三つのミューメタルの殻と
、制御された能動的な遮蔽と、いわゆるシェイキング（
Ｓｈａｋｉｎｇ　）法に基づく別の遮蔽手段とを有する
この遮蔽室により比較的高い遮蔽係数が得られるが、し
かし合計９個の殻の構造及び室の運転のための出費はこ
こでも著しい、加えるに、遮蔽室の一番内側の層がアル
ミニウムから成るので、アルミニウム殻の中の渦電流に
よる妨害作用が発生することにより、信号の品質を損な
うおそれが生じる。

従って従来の技術に基づくセンサ装置と遮蔽室とによれ
ば、必要な品質の測定信号を供給できる状態にある前記
の種類の装置を実現することは不可能である。

前記の種類の装置の運転方法は、アメリカ合衆国特許第
４７３８７５１号明細書に基本的な特質を記載されてい
る。この方法は少なくとも３２個の磁界勾配計を備えた
センサ装置を前提とするが、この公知の方法に対して磁
界勾配計の信号がどのような品質を保たなければならな
いか、及びどのような装置により十分な品質の信号を得
ることができるかに対しては何も記載されていない。

［発明が解決しようとする課題］ この発明の課題は、できるだけ少ない装置上の費用によ
り、電子式データ処理装置による信号の処理が役に立つ
結果をもたらすことを保証できる信号が得られるように
、前記の種類の装置を構成することにある。更にこの発
明の課題は、できるだけ少ない装置上の費用により得ら
れた信号を出発点として、現実にできるだけ正確に一致
する結果を得ることができるような、前記の種類の装置
の運転方法を提供することにある。

［課題を解決するための手段］ 装置に関する課題はこの発明に基づき前記の種類の装置
において、この測定装置が、検査対象を収容する体位保
持装置と、少なくとも１０個の第１次の磁界勾配計のア
レーと磁界勾配計の数に相応する数の直流スクイド（Ｓ
ＱＵＩＤ　）のアレーとこれらの磁界勾配計及び直流ス
クイドを収容する容器を有するセンサ装置と、センサ装
置のための保持部と、センサ装置を検査対象の所望の領
域に向けることができるように体位保持装置とセンサ装
置とを相互に相対的に位置調節する手段と１体位保持装
置及びセンサ装置を囲み磁界を遮蔽する室（遮蔽室）と
、磁界勾配計の信号を増幅しかつ評価する電子装置とを
備え、その際各磁界勾配計が磁界コイルと相応の補償コ
イルとを有し、磁界勾配計の磁界コイルが一つのセンサ
面上に配置され、各磁界勾配計が直流スクイドの一つに
誘導結合され、容器の中には直流スクイドと磁界勾配計
とが超電導となる温度が発生させられ、遮蔽室が０．５
Ｈｚの周波数の交番磁界に対しては少なくとも１０の遮
蔽係数を有し、５Ｈｚの周波数の交番磁界に対しては少
なくとも１００の遮蔽係数を有し、５０Ｈｚ以上の周波
数の交番磁界に対しては少なくとも１０００の遮蔽係数
を有し、電子装置は直流スクイドに接続された増幅器装
置とこの増幅器装置に接続されたＡ−Ｄ変換器とこの変
換器に接続された電子式データ処理装置とを有し、増幅
器装置が磁界勾配計の数に相応する数の増幅器チャネル
を有し、それぞれのチャネルが直流スクイドの一つに接
続され、データ処理装置が磁界勾配計の信号の評価の結
果に対する出力装置を有することにより解決される。

［作用効果］ この発明の課題の前記の種類の装置の運転方法に関する
部分は、測定時間にわたり磁界勾配計から出る信号が時
間の関数としてディジタル化された形でデータ処置装置
に記憶され、測定時間中にデータ処理装置により、体位
保持装置に対し相対的なセンサ装置の空間的位置を算定
する手段から出るデータをもとにして、検査対象に対し
相対的なセンサ装置の空間的位置に関するデータが算出
され、時間の関数としてディジタル化された形でデータ
処理装置に記憶され、検査対象のモデルを利用しながら
データ処理装置により、磁界勾配計から出る信号と検査
対象に対し相対的なセンサ装置の空間的位置とをもとに
して、磁気信号の発生源に対し選択的に、発生源の磁束
密度の時間特性が計算されるか、又は磁界勾配計の配置
に相応する図形中での発生源の磁束密度の時間特性が計
算されるか、又は測定時間中の所定の時点で選択自在の
平面に対して発生源に従属する同一の磁束密度の線を備
えている磁力線図が計算されるか、又は測定時間中の所
定の時点で発生源の空間的位置が計算され、これらの結
果が出力装置を介して出力されるという方法により解決
される。

驚くべきことに、センサ装置の中に第１次の磁界勾配計
を用いるにもかかわらず、かつ通常用いられる遮蔽室の
遮蔽係数より著しく低い遮蔽係数を有する遮蔽室を用い
るにもかかわらず、センサ装置が少なくとも１０個の第
１次の磁界勾配計のアレーを有するということを前提と
しながら、この種の装置が現実に非常に良好に一致する
結果を得るための前提を達成するような高品質の信号を
供給するということが判明した。この発明に基づく装置
は比較的少ない出費で実現することができる。なぜなら
ば第１次の磁界勾配計は高次の磁界勾配計に比べて非常
に容易に製作でき、この発明に基づく装置の場合には磁
界勾配計の正確な調節を省略できるからである。例えば
磁界勾配計が均一・な磁界に対して２Ｘ１０＝未満に調
整されれば十分である。このことは磁界勾配計の製作の
際に特別な方策を講じる必要なく達成することができる
。遮蔽室のための出費もこの発明の装置の場合には比較
的少ない。なぜならばこの装置によれば極端に高い遮蔽
効果を必要としないからである。

高周波交番磁界に対して遮蔽室が１０００程度の大きさ
の遮蔽係数（遮蔽室の内部の磁界強度に対する遮蔽室の
外部の磁界強度）を有するのが合目的である。この発明
に基づき用いられるそれ自体公知の直流スクイドは、こ
のスクイドが無線周波数スクイドより小さい暗雑音を有
することにより、同様に公知の無線周波数スクイドとは
異なっている。

確カにエム　ニス　へメレイネン　（Ｍ、Ｓ。

Ｈａｅｍａｅｌａｅｉｎｅｎ　）等の論文「７チヤネル
スクイド磁力計による脳雑音の特性解析」１日本応用物
理学界誌、第２６巻（１９８７年）、付録２６−３、第
１５６９〜１５７０ページには、７個の第１次の磁界勾
配計と相応の数の直流スクイドとを備えたセンサ装置が
記載されている。関連するセンサ面とに７個のチャネル
を備えた装置は１発生源を検出できるようにするには、
センサ装置の異なる位置における信号の連続的な受信を
必要とすることが研究により判明した。しかしながら発
生源検出のために必要なすべての信号の同時受信を可能
にする装置が必要である。信号の中に雑音成分が存在す
る場合には、同時受信のために必要なチャネルの最小数
は１０個である。

この発明の特に有利な一実施態様によれば、センサ装置
は少なくとも１２個の第１次の磁界勾配計を備え、これ
らの磁界勾配計は専ら同一の構造の磁界勾配計とするの
が有利である。この手段により現実に非常に良好に一致
する測定結果を比較的複雑でない計算方法を用いながら
入手することが可能となる。なぜならば二つだけ磁界勾
配計の数を増すことにより結果の精度が更に顕著に向上
するからである。

この発明の一実施態様によれば、測定中に遮蔽室の内部
に存在する残留磁界の不均一性が１００　ｎＴ／１１よ
り小さいように遮蔽室が構成される。遮蔽室が二つの殻
で構成され、その際内側の殻がミューメタルから構成さ
れ、一方外側の殻がアルミニウムから構成されるときに
、残留磁界のこの不均一性と前記の遮蔽係数とを得るこ
とができる。この種の遮蔽室は更に、ミューメタルから
成る内側の殻が、アルミニウムから成る外側の殻の中の
渦電波により発生させられる磁気雑音を検査対象及びセ
ンサ装置を収容する遮蔽室の内部空間に向かって遮蔽す
るという長所を有する。更にこの種の遮蔽室は高周波交
番磁界（１ｋＨｚより大きい周波数）に対して少なくと
も１０００の遮蔽係数を有する。遮蔽室はこの発明の一
実施態様によれば、遮蔽室の減磁のためにミューメタル
の飽和磁界強度を出発点として少なくとも４桁を超えて
低減することができる減磁磁界を遮蔽室に加える減磁装
置を備えることができる。この手段により遮蔽室の内部
に存在する残留磁界の磁束密度と不均一性とが一層低減
される。遮蔽室が三つの殻で構成され、その際二つの殻
の構造に加えて更に外側のミューメタル製殻が取り伺け
られるときに、特に有利な構造が得られる。

この発明の一実施態様によれば、センサ装置と体位保持
装置との間で機械的励振により測定中に発生する距離変
化が１１００７ｔより小さいように、センサ装置と体位
保持装置とが固定されている。その際機械的励振とは、
センサ装置と体位保持装置との間の望ましくない距離変
化をもたらすおそれのあるすべての影響、従って例えば
床の振動又は音波を含むものとする。この発明の一実施
態様に基づき、遮蔽室のための基礎が設けられ、この基
礎上にセンサ装置の保持部と体位保持装置とが相互に分
離して取り付けられているときに、機械的励振による極
端に小さい距離変化がセンサ装置と体位保持装置との間
に発生するにすぎない。その際基礎が望ましくは砂床上
に支持され、センサ装置の保持部と遮蔽室の殻との間ば
かりでなく体位保持装置と遮蔽室の殻との間でも直接的
な機械的結合が避けられる。

磁界勾配計はこの発明の有利な一実施態様に基づき、均
一な磁界に対する感度が約２Ｘ１０−２より小さい軸方
向磁界勾配計として構成されている。軸方向磁界勾配計
とは、磁界コイルと補償コイルとが共通の中心軸線を有
する磁界勾配計を指すものとする。軸方向磁界勾配計の
使用は、例えば磁界コイルと補償コイルとが一平面上に
並べて配置されている平面磁界勾配計の場合より多数の
磁界勾配計を所定の面上に配置できるという長所を右す
る。更に信号強度が相応に高い。

磁界勾配計の磁界コイルはこの発明の一実施態様によれ
ば、それぞれ少なくとも３．５ｃｍ２の望ましくはほぼ
円形の面を囲む、その際磁界勾配計の磁界コイルを含む
センサ面がほぼ円形に構成され、少なくとも８ｃｍの直
径を有するようにすることができる。この手段により、
発生源の面を覆う検出のために十分な測定面が提供され
、かつ必要な最小数の磁界勾配計をこの測定面上に配置
することができるという長所が得られる。

この発明の一実施態様によれば、増幅器装置がロックイ
ン増幅器を後置接続された前置増幅器を有し、その際前
置増幅器及びロックイン増幅器の数がそれぞれ増幅器チ
ャネルの数に等しい。

特に有利な実施態様では、各増幅器チャネルの中に絶縁
増幅器が前置増幅器とロックイン増幅器との間に接続さ
れるか、又はロックイン増幅器に後置接続される。絶縁
増幅器は増幅器間の電位分離を行うために用いられる。

それにより接地ループが避けられる。

相応の干渉を信号からフィルタで除去できるようにする
ために、電源の周波数及びその整数倍の周波数に同調ぎ
れたくし形フィルタが各増幅器チャネルに後置接続され
るようにすることができる。更にＡ−Ｄ変換の際に人為
誤差の発生を避けるために、絶縁増幅器とＡ−Ｄ変換器
との間に各増幅器チャネルの中にエイリアシング防止フ
ィルタを用いることができる。

生体が検査対象に指定されているときに、磁気信号の測
定に加えて、データ処理装置に接続され検査対象に指定
された生体の少なくとも一つの生理機能例えば心臓の活
動（心電図）を測定する手段を設けることができる。そ
れにより、得られた結果を測定された生理機能に関係し
て解明することが可能である。更に生体感覚の刺激の結
果に対する影響を評価できるようにするために、データ
処理装置に接続され検査対象に指定された生体の感覚を
刺激する手段を設けることができる。

この発明の有利な一実施態様によれば、体位保持装置に
関して所定の位置に体位保持装置上の検査対象を位置決
めする手段と、体位保持装とに対し相対的にセンサ装置
の空間的位置を算定する手段とが設けられる。相応のデ
ータをもとにして、データ処理装置により検査対象に関
するセンサ装置の空間的な位置を算定することが可能で
あり、このことは正確な結果を得るために特に重要であ
る。

この発明に基づく方法により、ただ１０個の望ましくは
１２個の磁界勾配計を備えた装置の信号を出発点として
、現実にほぼ一致する結果を得ることが可能である。そ
の際データ処理装置により行おうとする計算を検査対象
のモデルとして均一な導電率の球又は半空間に基づいて
行うことができる。データ処理装置により行われる計算
は、生体の場合に優先的に扱われる検査分野が脳又は心
臓であるということに基づいており、その整腸は導電性
の球としてまた心臓は胸部を含めて導電性の半空間とし
てモデル化され、球又は半空間の中にそれぞれ磁気信号
の発生源が電流グイボールとして存在する。

発生源の磁束密度の時間特性の形で結果を出力すること
は、曲線形及び時間特性から一方では信号の品質を評価
しよとするとき、また他方では従来の′心気的方法（脳
波図、心電図）に相応する診断上のデータを入手しよう
とするときに、特に行われる。これに対して磁力線図の
形で結果を出力することは、突っ込んだ評価を行うこと
ができる部分の選択を特に考慮して信号の面状分布が観
察されるとき、及び生理的現象の動特性を表示するため
に特に有利である。検査から身体機能の空間・時間的特
性に関する結論、又は更にその上この特性から導出され
る治療処置のための結論を引き出そうとするときは、結
果として空間的な発生源の位置を出力することを選択す
ることになる。この例は脳の限局性てんかんの場合の刺
激群の検出又は心臓の刺激伝導である。

この発明に基づく方法の有利な一実施態様によれば、断
層撮影装置例えば核磁気共鳴断層撮影装置により作成さ
れた検査対象の解剖学的画像がデータ処理装置に記憶さ
れ１発生源の位置が測定時間の所定の時点で書き込まれ
ている検査対象の解剖学的画像望ましくは三次元の画像
が表示されるように結果の出力が行われる。この種の結
果の出力は特に具体的かつ情報豊かである。その際それ
ぞれ少なくとも発生源の空間的な位置を記入された望ま
しくは三次元の一組の解剖学的画像が、測定時間内の相
前後して統〈時点で出力されるようにすることができる
。

生体が検査対象に指定されるときこの発明の一実施態様
に基づき、測定時間中に生体の感覚が例えば光及び／又
は音により刺激され、結果の出力が測定時間内の生体の
感覚を刺激した時点で行われるようにすることができる
。更に測定時間中に生体の周期的な生理機能が測定され
、時間の関数としてディジタル化された形でデータ処理
装置に記憶されるようにすることができる。そのときこ
の発明の一実施態様によれば、生体の生理機能が所定の
値を有する時点で結果の出力が行われるようにすること
ができる。それにより得られた結果を生体の感覚の刺激
又は生体の生理機能に関連して評価することが可能であ
る。

［実施例］ 次にこの発明に基づく磁界測定装置の一実施例を示す図
面により、この発明の詳細な説明する。

第１図には、検査対象に指定された患者１の内部に存在
する発生源から出て場所及び時間に関係して変化する弱
い生体磁界を測定するためのこの発明に基づく装置が示
されている。しかしながらこの装置は生命の無い物質か
ら成る検査対象の測定にも適している。全体を符号２で
示したこの発明に基づく装置は格納室３の中に置かれ外
壁４により囲まれている。外壁４は例えば石積みされて
リギブス（Ｒｉｇｉｐｓ）板から形成されるか又は遮音
性材料から形成され、主として装置２を外からの振動及
び機械的な損傷から守るために役立つ。装置２は患者横
臥台５として形成された患者１のための体位保持装置と
、患者１の−Ｌ方に破線で示された保持部６につり下げ
られ同様に破線で示されたセンサ装置７とを有し、この
センサ装置は患者１の内部に存在する発生源から出る磁
界の測定のために用いられる。第１図の場合には、セン
サ装置は患者１の頭骨の中に存在する発生源Ｑに向けら
れている。更に装置は患者１が載っている患者横臥台５
とセンサ装置７を囲みほぼ立方体形の遮蔽室８とを有し
、この遮蔽室８により遮蔽室の内部に存在する測定空間
９が磁気的に遮蔽されている。

遮蔽室８は三つの殻でｆＳ成され、その際内側の殻１０
と外側の殻１１とはそれぞれミューメタルから作られて
おり、一方中央のａ１２はアルミニウムから成る。遮蔽
室８は０．５Ｈｚの周波数を有する交番磁界に対し少な
くとも１０の遮蔽係数を有し、５Ｈｚの周波数を有する
交番磁界に対し少なくとも１００の遮蔽係数を有し、ま
た５０Ｈｚ以上の周波数を有する交番磁界に対し少なく
ともｔｏｏｏの遮蔽係数を有する。高周波交番磁界に対
しては遮蔽室８は少なくとも１０００の遮蔽係数を有す
る０通常の環境条件において測定空間９の中に存在する
残留磁界の不均一性は１００　ｎＴ／ｍより小さい、こ
のデータを得るためには外側の一７１ｉｉは必ずしも必
要ではない。従って殻１１を省略することもできる。

遮蔽室８はコイル１３ａ、１３ｂ、１３ｃにより囲まれ
、これらのコイルは単相交流発電機１４に接続されて発
電機と共に減磁装置を形成し、この減磁装置により遮蔽
室８に減磁磁界を供給することができる。この減磁磁界
は少なくとも４桁を超える遮蔽室の減磁のためにミュー
メタルに対する飽和磁界強度を出発点として連続的に低
減でき、このことは単相交流発電機１４に接続された可
調節抵抗器１５により暗示されている。

遮蔽室８は一つ又は複数の保持部１６を介して質量の大
きい基礎台１７に強固に結合されている。基礎台１７の
質量は１０〜２０トンの大きさとすべきである。基礎台
は鉄を含まないコンクリートから成るのが有利である。

正方形の基礎台１７は砂床１８上に据えられている。格
納室３は床板を備えた格納室基礎１９を有し、格納室基
礎は中間空間２０により機械的に基礎台１７から分離さ
れている。中間空間２０は発泡プラスチック２１を充填
されている。この手段により例えば道路上の交通機関に
より引き起こされる格納室３の外部からの機械的振動が
直接基礎台１７へ伝達されないことが保証される。

遮蔽室８は床板２２を有し、この床板は遮蔽室８の床の
範囲で内側の殻１０上に取り付けられている。殻１０，
１１．１２と床板２２とは遮蔽室８の床の範囲に複数の
空所２３を有し、これらの空所を貫通してそれぞれ支柱
２４又は２５が導かれている。支柱２４．２５は電気絶
縁性材料例えば木又はセラミック又はプラスチックから
作られている。支柱の下端はそれぞれ強固に基礎台１７
に固定されている。第１の複数の支柱すなわち支柱２４
上にはセンサ装置７の保持部６が固定されている。一つ
しか見えない第２の複数の支柱すなわち支柱２５上には
患者横臥台５が取り付けられている。

従って患者横臥台５上に横たわっている患者１の運動は
まず支柱２５を介して基礎台１７上に導かれ、その後こ
の運動は基礎台から支柱２４を介して支持部６に伝達さ
れ、そこからセンサ装置７へ伝達される。このことはセ
ンサ装置７に万一振動が発生した場合に逆方向に行われ
る。従って基礎台１７の大きい質量に基づき、患者横臥
台５又はその上に横たわっている患者１に対し相対的な
保持部６に取り付けられたセンサ装置７の運動は著しく
抑制される。同様に床板２２上を歩く医師により惹起さ
れる振動も、基礎台１７の質量を介してセンサ装置７又
は患者横臥台５に伝達されるにすぎない。床板２２の振
動の遮蔽室８への伝達が望ましくない場合には、床板２
２を図示されていない方法で同様に別の支柱を介して直
接基礎台１７に結合することができる。

センサ装置７のために第２図及び第３図に示す保持部が
用いられるとき、機械的な励振によりセンサ装置７と患
者横臥台５との間に測定の際に生じる距離変化は１１０
０７ｚより小さい、センサ装置７が２Ｘ１０−２に調整
されている磁界勾配計を備えるということを前提として
、この大きさの距離変化は１００ｎ↑／１１の不均一性
を有する残留磁界において最高で２Ｘ１０１３Ｔの磁界
変化を招くにすぎない、この磁界変化は多くの生体磁気
信号の信号強度には達しないものである。

第２図及び第３図にはセンサ装置７のための保持部６が
示されている。この保持部は二つの垂直な台柱２６を有
し、台柱の下端は支柱２４に強固に結合され、台柱の上
端は横梁２７を介して相互に結合されている０台柱２６
は中空であり、それにより内部を移動可能な各−つの釣
合いおもり４１を収容するのに適している。各釣合いお
もり４１は、案内ローラ２９を経て中空横梁２７の中央
まで延びるローブ２８を介して、センサ装置に固定され
た共通の留め輪３０に結合されている。

台柱２６にはそれぞれ一つの走行箱３１が高さ方向に移
動可能に取り付けられている。走行箱３１は弓形片３２
を介して相互に結合されている。弓形片３２はその両端
に各−つの円板セグメント３３を有し、この円板セグメ
ントは走行箱３１に固定されたピン３４を中心として回
動可能に支持されている０円板セグメント３３の周囲に
は歯付きリム３５が設けられ、この歯付きリムには歯車
駆動装置３６が係合する。従って弓形片３２はピン３４
を通って延びる軸線を中心として傾動することができる
。

弓形片３２の中央には円環セグメント３７が取り付けら
れている８円環セグメント３７は一つ又は望ましくは複
数の平行な円弧形の溝３８を備えている。溝３８にはセ
ンサ装置７がセンサ装置に固定された滑り子を介して傾
動可能に支持されている。鉛直線に対する傾動角度はα
で示されている。角度αの調節は平歯車装置を介して行
われる。円環セグメント３７は傾動の際にそのっど弓形
片の面に平行に並んでいる。

往復台３９を介してセンサ装置７はその高さ方向に円環
セグメント３７に対し相対的に移動可能である。その際
移動は常に半径方向に従って円環セグメント３７の半径
の方向に行われる。滑り軸受（図示されていない）を介
してセンサ装置７は更にその中心軸線４０を中心として
回動可能である。

ローブ２８と案内ローラ２９とに組み合わせて前記の釣
合いおもり４１により、センサ装置７、円環セグメント
３７、弓形片３２及び走行箱３１から成る全体が高さ方
向従って台柱２６に対し相対的に移動可能である。従っ
て横梁２７は機械的な補強と同時に、センサ装置７の重
量と台柱２６の中で滑る釣合いおもり４１との間の重量
平衡のためのブリッジとして働く、高さ調節は破線で示
されたセンサ面４２を備えたセンサ装置７を患者１に密
着するところまで持ってくるために行われる。

溝３８に沿ってセンサ装置７は角度αだけ移動可能であ
る。その際最大の角度αは両側に向かってそれぞれ約５
０°である。溝３８の中には端部に各−つのストッパ４
３が設けられ、このス）　ｙパは傾動されたセンサ装置
７が台柱２６に突き当たるのを防止する。角度αだけ傾
動する場合ばかりでなく弓形片を回動する場合にも、セ
ンサ面４２は同一の点Ｐに向けられたままである。この
点Ｐは通常患者１の頭部又は胸部における磁気信号の発
生源Ｑが付近に存在する個所に置かれている。往復台３
９によりセンサ面４２と点Ｐとの間の距離を変更するこ
とができる。

第３図に示すように、歯車駆動装Ｎ３６には少なくとも
片側にウオーム減速機４４が付設され。

このウオーム減速機はウオーム歯車４５とウオーム４６
と調節用ハンドル４８とを備える。更にウオーム歯車５
０、ウオーム５１及びハンドル５２を備えるウオーム減
速機４９が往復台３９と円環セグメント３７との間に設
けられ、このウオーム減速機を用いて傾動角度αを調節
し固定することができる。第３図に示すように往復台３
９は二つの部分３９ａと３９ｂとに分割されている。部
分３９ａは溝３８の中にはめられ１部分３９ｂは部分３
９ａに対し例えばあり溝を介して相対的に半径方向に移
動可能である。角度αは溝３８に沿って部分３９ａを移
動することにより生じ、その際部分３９ｂが連動する１
部分３９ａに対する相対的な部分３９ｂの半径方向移動
のために、ウオーム歯車５４とウオーム５５とハンドル
５６とを備えた別のウオーム減速機５３が設けられてい
る。

保持部６の前記の構造から生じる患者横臥台５に対する
相対的なセンサ装置７の調節可能性に加えて、患者横臥
台５が遮蔽室８の床に平行に広がる平面上で、手により
操作可能な二つの駆動装置５７．５８　（第１図）によ
り、横臥台の長子軸線の方向及びこれに直角な方向に位
置調節可能であることにより、前記構成要素５，７の相
互間の相対的な別の位置調節可能性が生じる。これに関
するこれ以上の詳細は図示されていない、適当な解決法
は当業者に知られている。保持部６と患者横臥台５との
前記の構成により、センサ面４２を備えたセンサ装置７
を患者ｌの所望の身体部分上に向けることが可能である
。センサ装置７に対し相対的な患者ｌを含む患者横臥台
５の位置は、それ自体周知の方法例えば図示されていな
い方法でウオーム減速Ｉａ４４．４９．５３に付設され
又は患者横臥台５に取り付けられた読み取り可能な測定
計器の装置により検出することができる。センサ装置７
に関する長平方向の患者横臥台５の位置を検出するため
の目盛板８８と指針８９とが第６図に例示されている。

その際目盛板８８はセンサ装置７に関して所定の位置を
占める。

保持部６と患者横臥台５とは全体として強磁性でない材
料から構成されている。

第４図にはセンサ装置７の構成が略示されている。セン
サ装置７は１２個の第１次の磁界勾配計のアレーを有し
、磁界勾配計はそれぞれ符号５９を付けられ、第４図に
は三つだけ示されている。

磁界勾配計５９は軸方向磁界勾配計である。これらの磁
界勾配計は周知の方法でそれぞれ磁界コイル６０と磁界
コイルに接続された補償コイル６１とを有し、その際補
償コイル６１はそれぞれ対応する磁界コイル６０に対し
逆方向に巻き付けられ、かつ両コイルは共通な中実軸線
を有する。各磁界勾配計５９の補償コイル６１は、対応
する磁界コイル６０の平面に平行に延びる一平面上に配
置されている。このように構成された磁界勾配計から比
較的大きい距離をおいて発生する磁界に対しては、磁界
コイル６０と補償コイル６１との中に誘導される電圧が
調整に応じて相殺される。しかしながらセンサ装置７の
付近に置かれた検査対象例えば患者１の中に存在する発
生源に対し当てはまるように、磁界の発生源がこのよう
な磁界勾配計５９の付近に存在すると、磁界コイル６０
の中に誘導される電圧は補償コイル６１の中に誘導され
る電圧より著しく大きい、その際発生源の近傍で磁界強
度が非常に速やかに低下することが有利に作用する。前
記のセンサ装置の場合に用いられる磁界勾配計５９は、
均一な磁界に対しては係数２Ｘ１０−２だけ低減された
感度を有する。この種の磁界勾配計は経済的に実現する
ことができる。

磁界勾配計５９の磁界コイル６０はそれぞれ３．５ｃｍ
２を超える面を囲む、磁界コイル６０が第４図に示すよ
うにほぼ円形であるならば、磁界コイルは２．１ｃｍを
超える直径を有する。磁界コイル６０と補償コイル６１
とは７ｃｍの距離を有する。

磁界勾配計５９はそれぞれコイル６２に接続され、この
コイルは磁界勾配計をそれぞれ１２債のスクイドのアレ
ーの一つの直流スクイドに結合するために用いられる。

名称から明らかなようにジ璽セフソン効果を利用するス
クイドは超電導状態で働く、従って磁界勾配計５９とス
クイド６３とは略示された断熱容器いわゆるクライオス
タット６４の中に配置されている。クライオスタットは
周知のように約４．２°にの温度を有する液体ヘリウム
を内蔵する。磁界勾配計５９の磁界コイル６０は、破線
で示されたセンサ面４２上にクライオスタット６４の磁
界コイルに向かい合う壁のすぐ後ろに配置されている。

この種のセンサ装置７の構造に関する一層の詳細は、デ
ュアンクリム（Ｄｕａｎｅ　Ｃｒｕｍ）等及びエッチ　
ジャブロンスキ（Ｈ，Ｊａｂｌｏｒ＋５ｋ１）著の前記
公開論文「生体磁気信号測定のための商業的に利用でき
るスクイド測定装置の現況について（Ｚｕｍ　５ｔａｎ
ｄ　ｄｅｒｋｏｍｍｅｒｚｉｅｌｌ　ｚｕｒ　Ｖｅｒｆ
ｕｅｇｕｎｇｓＬｅｈｅｎｄｅｎ　ＳＱ旧トＭｅｓｓｙ
ｓｔｅｍｅ　　ｚｕｒ　　Ｎｅｓｓｕｎｇ　　ｂｉｏｍ
ａｇｎｅｔｉｓｃｈｅｒＳｉｇｎａｌｅ　）　」、「健
康管理の研究開発・・・生体磁気信号／スクイド測定装
置」のプログラムに対する結果報告、ＤＦＶＬＲ−Ｎ↑
　１　８４．／１、第２９〜４２ページに記載されてい
る。

アレーの個々のスクイド６３は後に詳述する増幅器装置
６５に接続される。この増幅器装置は磁界勾配計５９の
信号を増幅し評価する電子装置の構成部分であり、この
電子装置は増幅器装置６５のほかに増幅器装置の出力端
に接続されたＡ−Ｄ変換器６６を有し、Ａ−Ｄ変換器の
出力端は電子式データ処理装置６７に接続され、このデ
ータ処理装置はとりわけ磁界勾配計５９から出る信号の
評価に用いられる。第４図に示すように、増幅器装置６
５は磁界勾配計５９又はスクイド６３の数に相応する数
の増幅器チャネルを備え、各チャネルが直流スクイド６
３の一つに接続されている。

センサ装置７のセンサ面４２上での１２個の磁界勾配計
の配置は第５図の上面図に示されている。第５図に示す
ように、はぼ円形であり約ｉｏａｍの直径を有する面の
良好な利用が選ばれた配置により達成される。磁界勾配
計の第５図に示された磁界コイル６０はそれぞれ２．１
ｃｍの直径を有し、従って３．５ｃｍ２の面を囲む。

増幅器装置６５に関する一層の詳細は第６図に示され、
第６図にはこの発明に基づく装置がすべての主要な機械
的及び電子的構成要素と共に示されている。第６図では
、付属の直流スクイド６３とこれに続く増幅器装置６５
の増幅器チャネルを備えた磁界勾配計５９がただ一つだ
け示されている。残りのチャネルは同一に構成されてい
る。

第６図に示すように、増幅器チャネルはセンサ装置７の
範囲に配置された前置増幅器６８を有し、この前置増幅
器はそれぞれのチャネルに対応するスクイドに接続され
ている。前置増幅器６８の出力信号はそれぞれロックイ
ン増幅器６９に達し、ロックイン増幅器はそれぞれの入
力信号を一定のレベルに保持しそのフィードバックされ
た信号が出力信号である。ロックイン増幅器６９にはそ
れぞれ絶縁増幅器７１が接続され、絶縁増幅器は接地ル
ープ形成を避けるために増幅器間の電位分離を行う。

各増幅器チャネルの絶縁増幅器７１には電源回路網によ
り引き起こされる干渉の抑制のためにくし形フィルタ７
２が後置接続され、このくし形フィルタは電源の周波数
及びその整数倍の周波数に同調されている。くシ形フィ
ルタ７２にはそれぞれ側面が急勾配のエイリアシング防
止フィルタ７３が接続され、エイリアシング防止フィル
タから信号がそれぞれサンプルアンドホールド回路７４
に達する。サンプルアンドホールド回路７４は１２入力
端のマルチプレクサ７５を介してＡ−Ｄ変換器６６のア
ナログ入力端に接続され、Ａ−Ｄ変換器のディジタル出
力端はデータ処理装置６７に接続されている。サンプル
アンドホールド回路７４．１２入力端のマルチプレクサ
７５及びＡ−Ｄ変換器６６は、それぞれ必要な制御信号
をデータ処理装置６７から受は取る。エイリアシング防
止フィルタ７３は人為誤差を避けるために、それぞれＡ
−Ｄ変換器６６の少なくとも２倍の変換時間に１２（チ
ャネル数）を掛けたものに等しい時定数を有する。基本
的には増幅器装置６５の増幅器チャネルのそれぞれに対
して別個のＡ−Ｄ変換器を用いることもできる。そのと
きはマルチプレクサ７５を省略することができる。その
ときエイリアシング防止フィルタ７３の時定数をＡ−Ｄ
変換器の少なくとも２倍の変換時間に等しいように選択
することができる。従って前者の装置に比べて、後者の
実施例の場合には１２であるチャネル数に相応する係数
だけ高い限界周波数が得られる。

データ処理装置６７はそれ自体周知のしかし図示されて
いない方法で、中央処理装置（ＣＰＵ）とプログラム記
憶装ことデータ記憶装置とを備える。データ処理装置６
７には入力装置としてキーボード７６が接続され、また
磁界勾配計５９から出る信号の評価の結果に対する出力
装置としてモニタ７７が接続されている。出力装置とし
て更に図示されていないプリンタ及び／又はブロックを
用いることができる。データ処理装置６７は更にインタ
フェース７８ｅ有し、このインタフェースを介してデー
タ処理装置を図示されていない断層撮影装置例えば核磁
気共鳴断層撮影装置に接続できるので、Ａ−Ｄ変換器に
よりセンサ装置７の信号から得られたデータに加えて、
断層撮影装置により作り上げられた望ましくは三次元の
検査対象の解剖学的画像をディジタル化された形でデー
タ処理装置６７のデータ記憶装置の中に記憶することが
できる。

更にデータ処理装置６７はインタフェース７９を有し、
このインタフェースには患者ｌの少なくとも一つの生理
機能を測定するための第６図に示された装置、例えばそ
れ自体は公知の脳波計８０が接続されている。脳波計８
０から供給されるデータは同様にディジタル化された形
でデータ処理装置６７のデータ記憶装置の中に記憶され
る。

患者１は第６図において横向き位置を占め、患者の頭骨
はクツションにより支えられている。

センサ装置７に対する相対的な患者横臥台５の位置は前
記のように、例えば目盛板を読むことにより検出してキ
ーボード７６によりデータ処理装置６７八入力すること
ができる。それ自体は公知の電気式又は光学式位置セン
サを介する自動的な検出は、データ処理装置６７への伝
送を含めて同様に可能である。

患者横臥台５に関して患者１の所定の空間的位置が得ら
れるようにするために、第６図に示されたかみつき片８
３が用いられ、このかみつき片は強固に患者横臥台５に
結合され、患者横臥台５Ｌに横たわっている患者ｌが検
査中このかみつき片をかむ、患者横臥台５に対し相対的
なかみつき片８３の位置に対するデータはデータ処理装
置６７に記憶されているので、このデータと患者横臥台
５に対し相対的なセンサ装置７の空間的位置に関するデ
ータとをもとにして、データ処理装置がセンサ装置７に
対し相対的な患者１の頭骨の空間的位置を算出すること
ができる０頭骨以外の患者１の身体部分を検査しようと
するならば、かみつき片８３の代わりに患者横臥台５に
関して患者１の所定の位置を得るための他の適切な手段
を用いることができる。

第６図に示すように、患者１の頭骨の範囲には患者の感
覚を刺激する手段が設けられている。この手段はスピー
カ８４と光信号８５とである０両者は、インタフェース
８７を介してデータ処理装置６７に接続された制御電子
回路８６を用いて、適当な方法で患者１の感覚を音又は
光により刺激するために使用される。

第１図ないし第６図に示す装置の運転方法が第７図に流
れ図の形で示されている。この流れ図に従い、センサ装
置７から出る信号と、患者１の生理機能に関するデータ
と、患者１の刺激が行われる時点を示すデータとがデー
タ処理装置６７で検出され、またセンサ装置７及び患者
横臥台５の相互の相対的な位置に関するデータがデータ
処理装置６７に入力されるか、又は自動的なセンサで検
出される。センサ装置７から出る信号及び患者ｌの生理
機能に関するデータは、それらの時間特性において単独
に又はセンサ装置の複数のチャネルに対して表示され、
必要な場合にはセンサ装置７の形状寸法に関してデータ
処置装置６７に記憶されたデータをもとにした平面的な
割り付けに基づき、個々の磁界勾配計５９の位置に割り
付けられて表示される。これらの結果から場合によって
は患者ｌの刺激が行われる時点に関するデータを補助的
に使いながら、例えば振幅のような別の信号パラメータ
を導出し磁力線図として表示することができる。センサ
装置７に対する相対的な患者１の空間的な位置に関して
データ処理装置６７により算出されたデータと、患者１
の検査される身体部分の記憶されたモデルとを取り入れ
ながら、更に発生源Ｑの空間的位置を算出し、撮影法に
より得られデータ処理装置６７に記憶された患者ｌの検
査される身体部分の解剖学的画像に組み合わせて表示す
ることができる。

データ処理装置６７により検出された信号とデータ、及
びこれらから導出され第７図で流れ図の中の相応の図記
号が黒塗りの三角により印を付けられた信号及びデータ
を、データ処理装置６７に伺設された記憶装置例えば磁
気ディスクなどに記憶することがでＳる。

第８図ないし第１０図には、第１図ないし第６図に示す
装置が前記の方法に基づき運転されるときに、この装置
により得られる測定結果が示されている。

詳細には第８図は発生源の磁束密度の時間特性を示す、
その際第５図に示す配置の個々の磁界勾配計５９により
得られる磁束密度の時間特性が別々に示されている。相
応の曲線は第８図において、第５図に示す磁界勾配計５
９の配置に相応する相対的配置で示されている。

第９図は、発生源Ｑに関して所定の位置を取る平面に対
して同一の磁束密度の線が記入されている磁力線図を示
す、その際磁力線図は測定時間中の所定の時点に対する
状況を再現する。

最後に第１０図は、検査対象すなわち患者の頭骨の核磁
気共鳴断層撮影装置により得られた断層画像を示し、こ
の画像の中に発生源Ｑの位置が記入されている。この画
像は二次元画像である。しかしながら検査対象の三次元
画像の中に発生源Ｑの算出された空間的位置を記入する
ことも可能である。

【図面の簡単な説明】

第１図はこの発明に基づく磁界測定装置の一実施例の全
体縦断面図、第２図及び第３図はそれぞれ第１図に破線
で示すセンサ装置とその保持部との正面図及び平面図、
第４図は第２図に示すセンサ装置の構造を示す略図、第
５図は第４図に示す磁界勾配計の配置を示す平面図、第
６図は第１図に示す磁界測定装置に付設された電子装置
の一実施例のブロック線図、第７図は第１図ないし第６
図に示す装置の運転方法の一実施例を示す流れ図、第８
図ないし第１０図はそれぞれ第７図に示す方法により得
られた結果の異なる形式による出力画像である。 １・・・検査対象 ５・・・体位保持装置 ６・・・保持部 ７・・・センサ装置 ８・・・遮蔽室 １０．１１．１２・・・殻 １３ａ、１３ｂ、１３ｃｍ・コイル １４・・・単相交流発電機 １５・・・可調節抵抗器 １７・・・基礎 ４２・・・センサ面 ４８．５２．５６，５７．５８・・・ハンドル５９・・
・磁界勾配計 ６０・・・磁界コイル ６１・・・補償コイル ６３・・・直流スクイド ６４・・・容器 ６５・・・増幅器装置 ６６・・・Ａ−Ｄ変換層 ６７・・・データ処理装置 ６８・・・前置増幅器 ６９・・・ロックイン増幅器 ７１・・・絶縁増幅器 ７２・・・くし形フィルタ Ｉ６１ ７３・・・エイリアシング防止フィルタ７７・・・出力
装置 ８０・・・生理機能測定手段 ８３・・・かみつき片 ８４・・・スピーカ ８５・・・光源 ８８・・・目盛板 ８９・・・指針 Ｑ・・・発生源 ＩＧ　２ ＦＩＧ　３ ＦＩＧ　４

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １）検査対象（１）の内部に存在する発生源（Ｑ）から
   出て場所及び時間に関係して変化する弱い磁界の測定装
   置において、 この測定装置が、検査対象（１）を収容する体位保持装
   置（５）と、少なくとも１０個の第１次の磁界勾配計（
   ５９）のアレーと磁界勾配計（５９）の数に相応する数
   の直流スクイド（６３）のアレーとこれらの磁界勾配計
   （５９）及び直流スクイド（６３）を収容する容器（６
   ４）とを有するセンサ装置（７）と、センサ装置（７）
   のための保持部（６）と、センサ装置（７）を検査対象
   （１）の所望の領域に向けることができるように体位保
   持装置（５）とセンサ装置（７）とを相互に相対的に位
   置調節する手段（４８、５２、５６、５７、５８）と、
   体位保持装置（５）及びセンサ装置（７）を囲み磁界を
   遮蔽する室（遮蔽室）（８）と、磁界勾配計（５９）の
   信号を増幅しかつ評価する電子装置とを備え、その際各
   磁界勾配計（５９）が磁界コイル（６０）と相応の補償
   コイル（６１）とを有し、磁界勾配計（５９）の磁界コ
   イル（６０）が一つのセンサ面（４２）上に配置され、
   各磁界勾配計（５９）が直流スクイド（６３）の一つに
   誘導結合され、容器（６４）の中には直流スクイド（６
   ３）と磁界勾配計（５９）とが超電導となる温度が発生
   させられ、遮蔽室（８）が０．５Ｈｚの周波数の交番磁
   界に対しては少なくとも１０の遮蔽係数を有し、５Ｈｚ
   の周波数の交番磁界に対しては少なくとも１００の遮蔽
   係数を有し、５０Ｈｚ以上の周波数の交番磁界に対して
   は少なくとも１０００の遮蔽係数を有し、電子装置は直
   流スクイド（６３）に接続された増幅器装置（６５）と
   この増幅器装置（６５）に接続されたＡ−Ｄ変換器（６
   ６）とこの変換器に接続された電子式データ処理装置（
   ６７）とを有し、増幅器装置（６５）が磁界勾配計（５
   ９）の数に相応する数の増幅器チャネルを有し、それぞ
   れのチャネルが直流スクイド（６３）の一つに接続され
   、 データ処理装置（６７）が磁界勾配計（５９）の信号の
   評価の結果に対する出力装置（７７）を有することを特
   徴とする場所及び時間に関係して変化する弱い磁界の測
   定装置。 ２）センサ装置（７）が少なくとも１２個の第１次の磁
   界勾配計（５９）を備えることを特徴とする請求項１記
   載の装置。 ３）センサ装置（７）が専ら同じ構造の磁界勾配計（５
   ９）を備えることを特徴とする請求項１又は２記載の装
   置。 ４）遮蔽室（８）の内部に測定中に存在する残留磁界の
   不均一性が１００ｎＴ／ｍより小さいことを特徴とする
   請求項１ないし３の一つに記載の装置。 ５）遮蔽室（８）が二つの殻で構成され、内側の殻が１
   ０＾４より大きい相対透磁率を有する軟磁性材料から構
   成され、外側の殻がアルミニウムから構成されることを
   特徴とする請求項１ないし４の一つに記載の装置。 ６）遮蔽室（８）が三つの殻で構成され、内側の殻（１
   ０）と外側の殻（１１）とがそれぞれミューメタルから
   構成され、中央の殻（１２）がアルミニウムから構成さ
   れることを特徴とする請求項１ないし４の一つに記載の
   装置。 ７）遮蔽室（８）が減磁装置（１３ａ、１３ｂ、１３ｃ
   、１４、１５）に接続され、この減磁装置が遮蔽室（８
   ）の減磁のために少なくとも４桁を超えて連続的に低減
   可能な減磁磁界を遮蔽室（８）に加えることを特徴とす
   る請求項１ないし６の一つに記載の装置。 ８）センサ装置（７）と体位保持装置（５）との間で機
   械的励振により測定中に発生する距離変化が１００μｍ
   より小さいように、センサ装置（７）と体位保持装置（
   ５）とが固定されていることを特徴とする請求項１ない
   し７の一つに記載の装置。 ９）遮蔽室（８）のための基礎（１７）が設けられ、こ
   の基礎上にセンサ装置（７）の保持部（６）と体位保持
   装置（５）とが相互に分離して取り付けられていること
   を特徴とする請求項１ないし８の一つに記載の装置。 １０）磁界勾配計（５９）が均一な磁界に対し２×１０
   ＾−＾２より良好に調整されている軸方向磁界勾配計と
   して構成されていることを特徴とする請求項１ないし９
   の一つに記載の装置。 １１）磁界勾配計（５９）の磁界コイル（６０）がそれ
   ぞれ少なくとも３．５ｃｍ＾２の面積を囲むことを特徴
   とする請求項１ないし１０の一つに記載の装置。 １２）磁界勾配計（５９）の磁界コイル（６０）を含む
   センサ面（４２）がほぼ円形に構成され、少なくとも８
   ｃｍの直径を有することを特徴とする請求項１ないし１
   １の一つに記載の装置。 １３）増幅器装置（６５）がロックイン増幅器（６９）
   を後置接続された前置増幅器（６８）を有し、前置増幅
   器（６８）及び ロックイン増幅器（６９）の数がそれぞれ増幅器チャネ
   ルの数に等しいことを特徴とする請求項１ないし１２の
   一つに記載の装置。 １４）各増幅器チャネルにおいて絶縁増幅器（７１）が
   前置増幅器（６８）とロックイン増幅器（６９）との間
   に接続されるか、又はロックイン増幅器（６９）に後置
   接続されることを特徴とする請求項１３記載の装置。 １５）電源の周波数及びその整数倍の周波数に同調され
   たくし形フィルタ（７２）が各増幅器チャネルに後置接
   続されることを特徴とする請求項１４記載の装置。 １６）各増幅器チャネルにおいて増幅器装置（６５）と
   Ａ−Ｄ変換器（６６）との間にエイリアシング防止フィ
   ルタ（７３）が用いられることを特徴とする請求項１な
   いし１５の一つに記載の装置。 １７）データ処理装置（６７）に接続され検査対象（１
   ）に指定された生体の少なくとも一つの生理機能を測定
   する手段（８０）が設けられることを特徴とする請求項
   １ないし１６の一つに記載の装置。 １８）データ処理装置（６７）に接続され検査対象（１
   ）に指定された生体の感覚を刺激する手段（８４、８５
   ）が設けられることを特徴とする請求項１ないし１７の
   一つに記載の装置。 １３）体位保持装置（５）に関して所定の位置に体位保
   持装置（５）上の検査対象（１）を位置決めする手段（
   ８３）と、体位保持装置（５）に対し相対的にセンサ装
   置（７）の空間的位置を算定する手段（８８、８９）と
   が設けられることを特徴とする請求項１ないし１８の一
   つに記載の装置。 ２０）測定時間にわたり磁界勾配計（５９）から出る信
   号が時間の関数としてディジタル化された形でデータ処
   置装置（６７）に記憶され、測定時間中にデータ処理装
   置（６７）により、体位保持装置（５）に対し相対的な
   センサ装置（７）の空間的位置を算定する手段（８８、
   ８９）から出るデータをもとにして、検査対象（１）に
   対し相対的なセンサ装置（７）の空間的位置に関するデ
   ータが算出され、時間の関数としてディジタル化された
   形でデータ処理装置（６７）に記憶され、検査対象（１
   ）のモデルを利用しながらデータ処理装置（６７）によ
   り、磁界勾配計（５９）から出る信号と検査対象（１）
   に対し相対的なセンサ装置（７）の空間的位置とをもと
   にして、磁気信号の発生源（Ｑ）に対し選択的に、発生
   源（Ｑ）の磁束密度の時間特性が計算されるか、又は磁
   界勾配計の配置に相応する図形中での発生源（Ｑ）の磁
   束密度の時間特性が計算されるか、又は測定時間中の所
   定の時点で選択自在の平面に対して発生源（Ｑ）に従属
   する同一の磁束密度の線を備えている磁力線図が計算さ
   れるか、又は測定時間中の所定の時点で発生源（Ｑ）の
   空間的位置が計算され、これらの結果が出力装置（７７
   ）を介して出力されることを特徴とする請求項１９記載
   の装置の運転方法。 ２１）データ処理装置（６７）により行おうとする計算
   が検査対象（１）のモデルとしての均一な導電率の球に
   基づいて行われることを特徴とする請求項２０記載の方
   法。 ２２）データ処置装置（６７）により行おうとする計算
   が検査対象（１）のモデルとしての均一な導電率の半空
   間に基づいて行われることを特徴とする請求項２０記載
   の方法。 ２３）測定時間中の相前後して続く時点で一組の磁力線
   図が出力されることを特徴とする請求項２０ないし２２
   の一つに記載の方法。 ２４）断層撮影装置により作成された検査対象（１）の
   解剖学的画像がデータ処理装置（６７）に記憶され、発
   生源（Ｑ）の位置が測定時間の所定の時点で書き込まれ
   ている検査対象（１）の解剖学的画像が表示されるよう
   に結果の出力が行われることを特徴とする請求項２０な
   いし２２の一つに記載の方法。 ２５）発生源（Ｑ）の位置を書き込まれた一組の解剖学
   的画像が測定時間中の相前後して続く時点で出力される
   ことを特徴とする請求項２４記載の方法。 ２８）検査対象（１）として生体が用いられることを特
   徴とする請求項１８ないし２５の一つに記載の方法。 ２７）測定時間中に生体の感覚が刺激されることを特徴
   とする請求項２６記載の方法。 ２８）生体の感覚が光により刺激されることを特徴とす
   る請求項２７記載の方法。 ２９）生体の感覚が音により刺激されることを特徴とす
   る請求項２７記載の方法。 ３０）結果の出力が測定時間内の生体の感覚を刺激する
   時点で行われることを特徴とする請求項２７ないし２９
   の一つに記載の方法。 ３１）測定時間中に生体の周期的な生理機能が測定され
   、時間の関数としてディジタル化された形でデータ処理
   装置（６７）に記憶されることを特徴とする請求項２６
   ないし３０の一つに記載の方法。 ３２）生体の生理機能が所定の値を有する時点で結果の
   出力が行われることを特徴とする請求項３１記載の方法
   。