JPS6321049A - 核磁気共鳴現象を用いた脳機能計測装置 - Google Patents
核磁気共鳴現象を用いた脳機能計測装置Info
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- G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
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- G01R33/34—Constructional details, e.g. resonators, specially adapted to MR
- G01R33/34046—Volume type coils, e.g. bird-cage coils; Quadrature bird-cage coils; Circularly polarised coils
- G01R33/34061—Helmholtz coils
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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。
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〕
この発明は、脳活動における左右半球機能差と機能部位
とを計測する核磁気共鳴現象を用いた脳機能計測装置に
関するものである。
とを計測する核磁気共鳴現象を用いた脳機能計測装置に
関するものである。
脳活動によって活動部位の血流量、流速、滞留量が変化
する。したがって、核磁気共鳴によって活動部位のプロ
トンの共鳴信号を観測すると、脳活動による信号強度は
1〜10ppm程度変化すると考えられる。この微小変
化を検出すれば脳の活動を知ることができる(NMR医
学Vo1.6.1986.3月第7回核磁気共鳴医学研
究会講演抄録集参照)。
する。したがって、核磁気共鳴によって活動部位のプロ
トンの共鳴信号を観測すると、脳活動による信号強度は
1〜10ppm程度変化すると考えられる。この微小変
化を検出すれば脳の活動を知ることができる(NMR医
学Vo1.6.1986.3月第7回核磁気共鳴医学研
究会講演抄録集参照)。
また脳機能計測の場合には核磁気共鳴法によって、活動
部位の水あるいは動き易い脂質のプロトンの共鳴信号を
観測すると、血液の流量、流速。
部位の水あるいは動き易い脂質のプロトンの共鳴信号を
観測すると、血液の流量、流速。
滞留量によって、共鳴信号は変化する。共鳴信号は単に
血流のプロトンだけでなく、組織全体のプロトンから得
られ、脳活動に伴う血流の変化は、全信号の1〜10
p pm程度に過ぎない。
血流のプロトンだけでなく、組織全体のプロトンから得
られ、脳活動に伴う血流の変化は、全信号の1〜10
p pm程度に過ぎない。
共鳴信号観測方法によって、核磁気共鳴ではさまざまな
信号が得られる。流速の変化は磁気勾配を加えた状態で
のスピンエコー信号に影響を与えるし、滞留量の変化は
、自由誘導信号強度にも変化をもたらす。
信号が得られる。流速の変化は磁気勾配を加えた状態で
のスピンエコー信号に影響を与えるし、滞留量の変化は
、自由誘導信号強度にも変化をもたらす。
したがって、自由誘導信号やスピンエコー信号を観Jl
llすれば、その変化から血流の変化を知ることができ
る。したがって、脳活動を知ることが可能となる。
llすれば、その変化から血流の変化を知ることができ
る。したがって、脳活動を知ることが可能となる。
ところで、従来のような核磁気共鳴現象を用いた脳機能
計測装置では、プロトンの共鳴信号に微小変化が含まれ
ているが、積算、フーリエ変換等が演算処理であるため
、A/D変換器が使用され、しかも検出信号が1〜10
ppm程度の微小変化では1ビツト内に入ってしまい、
ディジタル出力としては変化がなく検出不可能であると
いう問題点があった。
計測装置では、プロトンの共鳴信号に微小変化が含まれ
ているが、積算、フーリエ変換等が演算処理であるため
、A/D変換器が使用され、しかも検出信号が1〜10
ppm程度の微小変化では1ビツト内に入ってしまい、
ディジタル出力としては変化がなく検出不可能であると
いう問題点があった。
この発明は、上記の問題点を解決するためになされたも
ので、共鳴信号の微小変化分のみを検出、増幅すること
を可能にした核磁気共鳴現象を用いた脳機能計測装置を
得ることを目的とする。
ので、共鳴信号の微小変化分のみを検出、増幅すること
を可能にした核磁気共鳴現象を用いた脳機能計測装置を
得ることを目的とする。
この発明にかかる核磁気共鳴現象を用いた脳機能計測装
置は、頭部の正中線に対して左右対称の位置にコイルを
設け、このコイル対のそれぞれからの信号が相殺され差
信号のみが現れるように差動接続するか、または平衡検
出器を設け、さらに、位相検波器、A/D変換器および
演算処理部とを備えたものである。
置は、頭部の正中線に対して左右対称の位置にコイルを
設け、このコイル対のそれぞれからの信号が相殺され差
信号のみが現れるように差動接続するか、または平衡検
出器を設け、さらに、位相検波器、A/D変換器および
演算処理部とを備えたものである。
この発明においては、yA部の正中線に対し左右対称に
設けたコイルに現われる核磁気共鳴信号によって脳活動
を検出する。
設けたコイルに現われる核磁気共鳴信号によって脳活動
を検出する。
第1図はこの発明の原理説明図で差動型コイル検出系を
用いた場合を示す0人体の頭部1の一点鎖線で示す正中
線りに対し左右対称的な位置にコイル2.3を装着する
。4は励起コイル、Boは静磁場の磁束密度である。コ
イル2.3は互いに逆位相の核磁気共鳴信号が現れるよ
うに差動接続する。平衡がとれていればコイル2,3の
信号は相殺され、出力信号は現れない、外的刺激や思考
等の脳活動によって、脳の血流速、血流量、血液滞留量
が変化し1人体の頭部1の左右半球間にその差が生じる
と、出力信号が現れる。出力信号の振幅は脳活動の半球
機能差を、また位相は優位な半球が左右何れであるかを
示す。信号検出のための励起回転磁場はコイル2と3あ
るいは励起コイル4の何れかで与える。
用いた場合を示す0人体の頭部1の一点鎖線で示す正中
線りに対し左右対称的な位置にコイル2.3を装着する
。4は励起コイル、Boは静磁場の磁束密度である。コ
イル2.3は互いに逆位相の核磁気共鳴信号が現れるよ
うに差動接続する。平衡がとれていればコイル2,3の
信号は相殺され、出力信号は現れない、外的刺激や思考
等の脳活動によって、脳の血流速、血流量、血液滞留量
が変化し1人体の頭部1の左右半球間にその差が生じる
と、出力信号が現れる。出力信号の振幅は脳活動の半球
機能差を、また位相は優位な半球が左右何れであるかを
示す。信号検出のための励起回転磁場はコイル2と3あ
るいは励起コイル4の何れかで与える。
第2図は第1図の差動型コイル検出系に代えて平衡検出
器を用いた場合の動作原理図で、人体の頭部1の正中線
りに対し、左右対称な位置にコイル5.6と、コイル7
.8とを装若し、コイル5.6およびコイル7.8に誘
導される共鳴信号をそれぞれ平衡検出器9,1oに導・
びく、なお。
器を用いた場合の動作原理図で、人体の頭部1の正中線
りに対し、左右対称な位置にコイル5.6と、コイル7
.8とを装若し、コイル5.6およびコイル7.8に誘
導される共鳴信号をそれぞれ平衡検出器9,1oに導・
びく、なお。
Cvl 、C■2は可変コンデンサ、01〜C3はコン
デンサ、L1〜L4はコイルであり、コイルL2とL3
は逆向きに巻かれている。そして、安静時に平衡検出器
9.10の平衡をとれば、コイル5と6、あるいはコイ
ル7と8との間に誘導される信号は相殺され平衡検出器
9,1oには出力が現れない、脳活動に伴い左右半球間
の共鳴信号に差が生じると、差信号が平衡検出器9,1
oの出力に現れる。その振幅から左右半球の脳活動の差
を、また位相から左右何れの半球がより活動したかを知
ることができる。
デンサ、L1〜L4はコイルであり、コイルL2とL3
は逆向きに巻かれている。そして、安静時に平衡検出器
9.10の平衡をとれば、コイル5と6、あるいはコイ
ル7と8との間に誘導される信号は相殺され平衡検出器
9,1oには出力が現れない、脳活動に伴い左右半球間
の共鳴信号に差が生じると、差信号が平衡検出器9,1
oの出力に現れる。その振幅から左右半球の脳活動の差
を、また位相から左右何れの半球がより活動したかを知
ることができる。
外的刺激に対し、平衡検出器9には直ちに信号が現れ、
一定時間後、平衡検出器10に信号が現れれば、刺激に
対する脳内活動部位の移動およびその速度等、大脳の高
次機能を計測することができる。
一定時間後、平衡検出器10に信号が現れれば、刺激に
対する脳内活動部位の移動およびその速度等、大脳の高
次機能を計測することができる。
また共鳴させるための回転磁場はコイル5゜6.7.8
で与えるか、励起コイル4で与えることができる。
で与えるか、励起コイル4で与えることができる。
なお、上記第1図、第2図において、脳活動部位の脳内
深さ方向の位置を知るためには正中線りに垂直な線形磁
場勾配を加え、位置に関する情報を共鳴周波数の変化と
してとらえ、位置を知ることができる。
深さ方向の位置を知るためには正中線りに垂直な線形磁
場勾配を加え、位置に関する情報を共鳴周波数の変化と
してとらえ、位置を知ることができる。
また対となるコイルの数を増加させることによって、さ
らに詳細に活動部位を知ることができる。
らに詳細に活動部位を知ることができる。
第3図(a)〜(d)は上記の実施例による装置によっ
て測定された結果の一例を示す。第3図(a)は被験者
に対し数学的思考の信号で、第3(b)〜(d)は音楽
を聴かせたときの信号である。第3図(a)に示す信号
は数学的思考をさせたときのもので、左半球優位を示し
、第3図(b)に示す信号はラテンリズムの音楽、第3
図(C)に示す信号は、フュージョンの音楽で、右半球
優位、第3図(d)に示す信号はクラシック音楽を聴か
せたときで、右半球優位であることを示している。
て測定された結果の一例を示す。第3図(a)は被験者
に対し数学的思考の信号で、第3(b)〜(d)は音楽
を聴かせたときの信号である。第3図(a)に示す信号
は数学的思考をさせたときのもので、左半球優位を示し
、第3図(b)に示す信号はラテンリズムの音楽、第3
図(C)に示す信号は、フュージョンの音楽で、右半球
優位、第3図(d)に示す信号はクラシック音楽を聴か
せたときで、右半球優位であることを示している。
第4図は第2図の平衡検出器を用いた場合の実施例を示
すものである。この図で、第2図と同一符号は同一部分
を示し、5′、6’、7”、8′はコイル、9”、10
′は平衡検出器、11゜11 ′、12.12”は高周
波増幅・位相検波器、13.13′、14.14′は低
周波数増幅器、15.15′、16.16′はA/D変
換器、]7は演算処理部、18は表示記録部、19は高
周波パルス発生器、20〜23は磁場勾配発生コイルで
ある。
すものである。この図で、第2図と同一符号は同一部分
を示し、5′、6’、7”、8′はコイル、9”、10
′は平衡検出器、11゜11 ′、12.12”は高周
波増幅・位相検波器、13.13′、14.14′は低
周波数増幅器、15.15′、16.16′はA/D変
換器、]7は演算処理部、18は表示記録部、19は高
周波パルス発生器、20〜23は磁場勾配発生コイルで
ある。
次に動作について説明する。
励起コイル4に一定時間パルス的に高周波パルス19か
ら高周波電流を流し、静磁場の方向を向いていた磁化を
倒し、静磁場に対し垂直方向の磁化、すなわち横磁化を
発生させる。高周波パルスが切れた後、横磁化によって
検出コイル5,6゜7.8.5′、6′、7′、8′に
高周波電流が誘起される。これが共鳴信号である。核磁
気共鳴周波数ω。はω。=γB0で表わされ、静磁場の
磁束密度B0に比例する。ここで、γは核種に固有の定
数である。いま、正中線りに対し対称的な磁場勾配を加
えると、正中線りに対し対称的な位置における共鳴周波
数は互いに等しくなる。磁場勾配の大きさが既知であれ
ば、共鳴周波数から正中線りからの位置を知ることがで
きる。
ら高周波電流を流し、静磁場の方向を向いていた磁化を
倒し、静磁場に対し垂直方向の磁化、すなわち横磁化を
発生させる。高周波パルスが切れた後、横磁化によって
検出コイル5,6゜7.8.5′、6′、7′、8′に
高周波電流が誘起される。これが共鳴信号である。核磁
気共鳴周波数ω。はω。=γB0で表わされ、静磁場の
磁束密度B0に比例する。ここで、γは核種に固有の定
数である。いま、正中線りに対し対称的な磁場勾配を加
えると、正中線りに対し対称的な位置における共鳴周波
数は互いに等しくなる。磁場勾配の大きさが既知であれ
ば、共鳴周波数から正中線りからの位置を知ることがで
きる。
いま、正中線りに対し対称的な脳の部位、−XO、XO
を考える。
を考える。
−Xoに相当する部位が活動すると、血流の変化によっ
て共鳴信号強度が変化する。高周波パルスに伴う自由誘
導信号強度は、脳活動に伴う血流の増大によって、増大
する。rji場勾配の大きさをG(磁気勾配は正中線り
を中心に左右に離れるに従い上昇するか、下降するよう
にする)とすると、コイル7に誘起される共鳴信号のう
ち、ωL=γ(BOGxo)の周波数成分が増大する。
て共鳴信号強度が変化する。高周波パルスに伴う自由誘
導信号強度は、脳活動に伴う血流の増大によって、増大
する。rji場勾配の大きさをG(磁気勾配は正中線り
を中心に左右に離れるに従い上昇するか、下降するよう
にする)とすると、コイル7に誘起される共鳴信号のう
ち、ωL=γ(BOGxo)の周波数成分が増大する。
−方、コイル8に誘導される信号強度は変化しない。平
衡検出器1oによって、コイル7および8に誘導される
信号間の差を検出すると、出力にはωし=γ(BOGx
o)の周波数成分の信号のみが検出される。これを高周
波増幅・位相検波器11で増幅し、位相検波し、低周波
数信号を得る。これを低周波増幅器13で増幅し、A/
D変換器15を介して、ディジタル信号として演算処理
部17に導びく。この時間領域の信号をフーリエ変換す
ることによって、周波数領域の信号に変換し、容易に位
置情報を得ることができ、これから、脳内の活動部位を
知ることができる0画像構成処理することによって、脳
断層像上に活動部位を表示することができる。コイル7
および8に誘起される高周波電流は、平衡検出器10で
逆位相の信号として加え合わされる。あらかじめ、平衡
検出器9,10.9′、10′における位相関係を知っ
ておけば、検出される信号の位相から活動部位が左脳か
右脳かを知ることができる。検出コイルの位置および検
出信号の位相および周波数から三次元的に活動部位を特
定することができる。
衡検出器1oによって、コイル7および8に誘導される
信号間の差を検出すると、出力にはωし=γ(BOGx
o)の周波数成分の信号のみが検出される。これを高周
波増幅・位相検波器11で増幅し、位相検波し、低周波
数信号を得る。これを低周波増幅器13で増幅し、A/
D変換器15を介して、ディジタル信号として演算処理
部17に導びく。この時間領域の信号をフーリエ変換す
ることによって、周波数領域の信号に変換し、容易に位
置情報を得ることができ、これから、脳内の活動部位を
知ることができる0画像構成処理することによって、脳
断層像上に活動部位を表示することができる。コイル7
および8に誘起される高周波電流は、平衡検出器10で
逆位相の信号として加え合わされる。あらかじめ、平衡
検出器9,10.9′、10′における位相関係を知っ
ておけば、検出される信号の位相から活動部位が左脳か
右脳かを知ることができる。検出コイルの位置および検
出信号の位相および周波数から三次元的に活動部位を特
定することができる。
信号強度が十分大きい場合には低周波増幅器13.14
.13’、14′は省略することができる。
.13’、14′は省略することができる。
各検出コイルに同調コンデンサを付加し、高周波増幅し
た後、平衡検出器9,10.9′。
た後、平衡検出器9,10.9′。
10′へ導びくこともできる。また位相検波後、平衡検
出器9.10.9′、10′に導いてもよい。
出器9.10.9′、10′に導いてもよい。
以上説明したようにこの発明は、頭部の正中線に対して
左右対称の位置にそれぞれ互いに逆位相の磁気共鳴信号
が現れるように構成したので、従来検出することができ
なかった脳機能の微小変化を検出することができる利点
を有するもので、左右大脳半球機能差の研究等にとって
きわめて有用な手段になるものと期待される。
左右対称の位置にそれぞれ互いに逆位相の磁気共鳴信号
が現れるように構成したので、従来検出することができ
なかった脳機能の微小変化を検出することができる利点
を有するもので、左右大脳半球機能差の研究等にとって
きわめて有用な手段になるものと期待される。
第1図はこの発明の一実施例を示す構成図、第2図はこ
の発明の他の実施例を示す構成図、第3図(a)〜(d
)は第1図、第2図の装置によって測定された結果の一
例を示す図、第4図はこの発明の一実施例の構成を示す
ブロック図である。 図中、1は頭部、2,3.5〜8,5′〜8′はコイル
、4は励起コイル、9.9”、10゜10′は平衡検出
器、11.11’、12゜12′は高周波増幅・位相検
波器、13゜13”、14.14’は低周波増幅器、1
5゜15’、16.16’はA/D変換器、17は演算
処理部、18は表示記録部、19は高周波パルス発生器
、20〜23は磁場勾配発生コイルであ第1図 ム 4:a起コイル
の発明の他の実施例を示す構成図、第3図(a)〜(d
)は第1図、第2図の装置によって測定された結果の一
例を示す図、第4図はこの発明の一実施例の構成を示す
ブロック図である。 図中、1は頭部、2,3.5〜8,5′〜8′はコイル
、4は励起コイル、9.9”、10゜10′は平衡検出
器、11.11’、12゜12′は高周波増幅・位相検
波器、13゜13”、14.14’は低周波増幅器、1
5゜15’、16.16’はA/D変換器、17は演算
処理部、18は表示記録部、19は高周波パルス発生器
、20〜23は磁場勾配発生コイルであ第1図 ム 4:a起コイル
Claims (1)
- 磁気共鳴用のコイルを備え、頭部の正中線に対して左右
対称の位置にコイルを設け、このコイル対のそれぞれか
ら信号が相殺され差信号のみが現われるようにするか、
または平衡検出器を設け、さらに、位相検波器、A/D
変換器および演算処理部を備えたことを特徴とする核磁
気共鳴現象を用いた脳機能計測装置。
Priority Applications (2)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
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JP61166115A JPS6321049A (ja) | 1986-07-15 | 1986-07-15 | 核磁気共鳴現象を用いた脳機能計測装置 |
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Cited By (1)
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CN108209876B (zh) * | 2018-02-09 | 2023-04-28 | 武汉技兴科技有限公司 | 人体头部三维定位及头皮状态建模的方法和装置 |
Also Published As
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US4940057A (en) | 1990-07-10 |
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