WO2011132756A1 - 小動物用の脳測定用電極ユニットとそれを用いた測定システム - Google Patents

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WO2011132756A1
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measurement
tube
electroencephalogram
electrode unit
brain
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PCT/JP2011/059876
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リエラ ホルヘ
晃 住吉
隆太 川島
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国立大学法人東北大学
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    • A61B5/279Bioelectric electrodes therefor specially adapted for particular uses
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    • A61B5/05Detecting, measuring or recording for diagnosis by means of electric currents or magnetic fields; Measuring using microwaves or radio waves 
    • A61B5/055Detecting, measuring or recording for diagnosis by means of electric currents or magnetic fields; Measuring using microwaves or radio waves  involving electronic [EMR] or nuclear [NMR] magnetic resonance, e.g. magnetic resonance imaging

Definitions

  • the present invention relates to an electrode unit for brain measurement for small animals and a measurement system using the same. More specifically, the present invention relates to an electroencephalogram measurement electrode unit for small animals, and a measurement system capable of simultaneously performing electroencephalogram measurement using the same and f-MRI and other measurements.
  • Nuclear magnetic resonance imaging Magnetic Resonance Imaging, MRI
  • MRI Magnetic Resonance Imaging
  • f-MRI functional magnetic resonance imaging
  • MRI Magnetic Resonance Imaging
  • f-MRI functional magnetic resonance imaging
  • Patent Document 1 discloses a human brain wave measuring helmet.
  • Patent Document 2 discloses an electrode for measuring a human brain wave.
  • Patent Document 1 discloses an apparatus using a plurality of measurement lines or electrodes for EEG.
  • Patent Documents 3 and 4 disclose a plurality of EEG measurement techniques, there is no explanation about the configuration of an electrode for detecting the maximum EEG signal from a wearing surface such as a limited brain surface of a small animal. It has not been.
  • the present invention provides a small animal brain measurement electrode unit and a measurement system using the same for detecting the maximum EEG signal from the limited brain surface space of the small animal. It is aimed.
  • a small animal brain measuring electrode unit comprises a base having a plurality of through-holes coated on the scalp or brain surface of a small animal, and a plurality of electrodes.
  • Each of the electrodes is inserted into each of the plurality of through holes, and each of the plurality of electrodes is an insulating tube, an electrode portion provided in the tube, and a lead connected to the electrode portion to extract an electroencephalogram signal to the outside
  • a paste filled in the tube the tube is attached to the through-hole so as to stand up against the scalp or brain surface, and the electrode part is formed in a linear shape and stands up against the scalp or brain surface. It is provided in the paste filled in the pipe
  • a small animal brain measurement electrode unit of the second configuration of the present invention comprises a base having a plurality of through-holes coated on the scalp or brain surface of a small animal, and a plurality of electrodes.
  • Each of the plurality of electrodes is inserted into each of the plurality of through-holes, and each of the plurality of electrodes includes an insulating inner first tube and an insulating outer second tube that accommodates the first tube.
  • An electrode portion provided in the first tube, a lead wire connected to the electrode portion for extracting an electroencephalogram signal to the outside, and a paste filled in the tube, the first tube and the second tube Is attached to the through-hole so as to stand up against the scalp or brain surface, and the electrode portion is formed in a linear shape in the paste filled in the first tube so as to stand up against the scalp or brain surface. It is characterized by being provided.
  • the tube is preferably inserted so as to be movable along the axial direction of the through hole. Furthermore, the lower end and the side surface of the electrode part are in contact with the paste.
  • An outer tube fixed to the base through-hole may be further disposed outside the tube, and the inner tube may be inserted so as to be movable along the axial direction of the outer tube.
  • the electrolytic paste is preferably composed of a mixture of electroencephalogram paste and physiological saline.
  • the base further includes an opening portion into which an electrode for intracortical measurement is inserted.
  • the tube preferably comprises an optical fiber.
  • the simultaneous measurement system for internal measurement uses the above-described electrode unit for brain measurement for small animals. Furthermore, it is preferable if the measuring device is capable of simultaneously measuring an electrocardiogram.
  • the area of the metal portion of the electrode can be suppressed to the necessary minimum, and the electrodes for electroencephalogram measurement can be easily multi-electroded.
  • electroencephalogram measurement electrode unit for small animals of the present invention, not only the electroencephalogram measurement of small animals, but also MRI measurement, f-MRI measurement, electrocardiogram measurement (ECG measurement), measurement by near infrared spectroscopy (Near Infrared Spectroscopy, NIRS)), and simultaneous measurement with intracortical measurement is possible.
  • ECG measurement electrocardiogram measurement
  • NIRS Near Infrared Spectroscopy
  • the structure of the electrode unit for electroencephalogram measurement for small animals which concerns on the 1st Embodiment of this invention is shown, (A) is a perspective view, (B) is sectional drawing along the II line of (A).
  • the structure of the modification 1 of the electrode unit for electroencephalogram measurement for small animals which concerns on the 1st Embodiment of this invention is shown, (A) is a perspective view, (B) is the cross section along the II-II line of (A).
  • tube used for the modification 1 of the electrode unit for electroencephalogram measurement for small animals is shown, respectively, (A) has shown the 1st pipe
  • FIG. It is a schematic diagram which shows the example of 1 structure of the electroencephalogram measurement apparatus using the electrode unit for electroencephalogram measurement for small animals which concerns on the 2nd Embodiment of this invention. It is a schematic diagram which shows one structural example of the electroencephalogram measuring apparatus using the electrode unit for electroencephalogram measurement for small animals which concerns on the modification of the 2nd Embodiment of this invention.
  • (A) represents the skull side
  • (B) represents the surface side.
  • FIG. 1 It is a schematic diagram which shows the structure of the simultaneous measurement apparatus of the electroencephalogram and f-MRI using the electrode unit for electroencephalogram measurement for small animals which concerns on the 3rd Embodiment of this invention.
  • A shows an f-MRI image when the electroencephalogram measurement electrode unit for small animals is not worn
  • B shows an electroencephalogram measurement electrode for small animals. It is a figure which shows the f-MRI image at the time of mounting
  • FIG. 1 shows the structure of an electroencephalogram measurement electrode unit 1 for a small animal according to a first embodiment of the present invention, in which (A) is a perspective view and (B) is taken along line II in (A). It is sectional drawing.
  • an electroencephalogram measurement electrode unit 1 for small animals according to the present invention includes a base 2 having a plurality of through holes 2a covered with a scalp of a small animal, and a plurality of electrodes 3 (3a to 3n). ing.
  • Each of the plurality of electrodes is inserted into each of the plurality of through holes 2a.
  • Each of the plurality of electrodes 3 includes an insulating tube 4, an electrode portion 6 provided in the tube 4, a lead wire 7 connected to the electrode portion 6 to extract an electroencephalogram signal to the outside, and a tube 4. And a paste 8 to be filled.
  • the base 2 is required to be a non-magnetized material that can be used in MRI or f-MRI, and a material that can be freely changed in shape according to the shape of the scalp or brain surface of a small animal. Resin can be used as the material of the base 2.
  • the length of the through hole 2a in the axial direction is substantially the thickness of the base 2, and is, for example, in the range of 1 [mm] to 5 [mm].
  • the axial length of the tube 4 is, for example, in the range of 5 [mm] to 2 [cm].
  • the outer diameter of the tube 4 has a dimension that is very slightly larger than the diameter of the through hole provided in the base 2. This dimensional difference is about 0.01 to 0.1 [mm]. Thereby, the pipe
  • the base 2 and the tube 4 are preferably made of a material that is easy to handle, for example, a polyethylene tube, while having a high coefficient of dynamic friction ( ⁇ ).
  • the dynamic friction coefficient ⁇ may be about 0.05 to 0.4, for example.
  • FIGS. 2A and 2B are diagrams showing the structure of Modification 1 of the electroencephalogram measurement electrode unit for small animals according to the first embodiment of the present invention, where FIG. 2A is a perspective view and FIG. 2B is II of FIG. It is sectional drawing along the -II line.
  • an electroencephalogram measurement electrode unit 1a for a small animal according to the present invention has a base 2 having a plurality of through holes 2a covered with a scalp of a small animal, and each of the plurality of through holes 2a. And a plurality of inserted electrodes 3 (3a to 3n).
  • the electroencephalogram measurement electrode unit 1 a has a configuration in which a tube 5 is added to the outside of the tube 4 in addition to the electroencephalogram measurement electrode unit 1.
  • the base 2 is a base portion to which the outside of the tube 5 is fixed.
  • the inner tube 4 is also called a first tube
  • the outer tube 5 is also called a second tube.
  • the inner first tube 4 has an electrode portion 6, a lead wire 7 connected to the electrode portion 6, and an inner first tube.
  • the configuration in which the paste 8 filled in the tube 4 is disposed is the same as the electroencephalogram measurement electrode unit 1.
  • FIG. 3 is a diagram showing a first tube 4 and a second tube 5 used in an electroencephalogram measurement electrode unit 1a for a small animal, and (A) shows the first tube 4 and (B ) Shows the second tube 5.
  • the lead wire 7 may be fixed to the cap portion 4 a of the first tube 4.
  • the cap portion 4a closes the opening 4b on the upper end side of the first tube 4 from which the lead wire 7 is drawn.
  • the outer peripheral portion of the second tube 5 is inserted into a through hole 2a formed in the base portion 2, and is fixed to the base portion 2 with an adhesive or the like.
  • the second tube 5 is disposed so that the axis of the tube 5 is perpendicular to the brain surface, and the error range may be about ⁇ 15 degrees. Since the second tube 5 fixes the first tube 4 inside, the inner diameter of the second tube 5 is substantially equal to the outer diameter of the first tube 4. For example, the outer diameter of the first tube 4 is , Having a dimension that is slightly smaller than the inner diameter of the second tube 5. This dimensional difference is about 0.01 to 0.1 [mm].
  • the first tube 4 has a diameter of 1 [mm] to 5 [mm]
  • the second tube 5 has a diameter of 1.1 [mm] to 5.1 [mm].
  • the length of the first tube 4 is, for example, in the range of 5 [mm] to 2 [cm].
  • the length of the second tube 5 is in the range of, for example, 1 [mm] to 5 [mm], which is about the same as the length of the through hole 2a of the base 2.
  • the first tube 4 and the second tube 5 represent the same size example.
  • the first tube 4 can be moved in the second tube 5 in the axial direction of the second tube.
  • the first tube 4 and the second tube 5 are preferably made of a material that is easy to handle while having a high dynamic friction coefficient ( ⁇ ).
  • the dynamic friction coefficient ⁇ may be about 0.05 to 0.4, for example.
  • An example of such a material is a polyethylene tube.
  • polyethylene cylindrical tubes can be used as the first and second tubes 4 and 5.
  • the electrode part 6 is formed in an elongated shape, specifically in a linear shape as in the illustrated example.
  • the length of the electrode portion 6 can be in the range of 5 [mm] to 2 [cm].
  • the diameter of the electrode part 6 can be in the range of 0.1 [mm] to 3 [mm].
  • the metal material used for the electrode part 6 is required to have high conductivity and excellent electrolytic characteristics.
  • platinum, gold, silver, stainless steel, iridium, tin, or the like can be used (see Non-Patent Document 4).
  • the surface area of the electrode part 6 is set to a size that sufficiently guarantees the solid-liquid interface of the electrolytic reaction between the electrode part 6 and the paste 8.
  • the surface area of the electrode part 6 is set to a size that sufficiently guarantees the solid-liquid interface of the electrolytic reaction between the electrode part 6 and the paste 8.
  • the surface area may be, for example, 1.6 [mm 2 ] to 30 [mm 2 ].
  • This area range corresponds to a surface area that is almost the same as a plate-type electroencephalogram measurement (also referred to as EEG) electrode used for normal humans, and the impedance generated between the scalp and the electrode section 6 is kept as low as possible. be able to.
  • One electrode portion 6 is provided for one electrode 3, and the base portion 2 as a whole is provided with, for example, about 10 to 40 pieces, but the number of electrode portions 6 is not limited thereto.
  • the lead wire 7 for connecting the electrode unit 6 and an amplifier for measuring an electroencephalogram signal may be any material as long as it has a low electric resistance, but a metal material or conductive plastic.
  • a material may be used.
  • materials such as copper, bronze, gold, silver, platinum, and aluminum can be used.
  • each lead wire 7 may be covered with a tube made of an insulating material or an insulating material. Thereby, it can prevent that each lead-out conducting wire 7 mutually contacts and short-circuits.
  • a tube made of an insulating material is a vinyl tube.
  • Such a lead-out lead wire 7 may be a so-called vinyl wire.
  • the inside of the first tube 4 is filled with a paste 8 made of an electrolyte.
  • This paste 9 is provided with a conductivity of 0.01 to 10 [S / m].
  • the paste 8 is required to have a semisolid property in order to flow into the first tube 4.
  • the viscosity can be 2,000 to 10,000 [Pa ⁇ s].
  • EEG paste also called EEG paste
  • Table 1 shows commercially available standard EEG paste.
  • an electrolytic paste in which Biotach (GE Maequette Medical System) and saline are mixed at a volume ratio of 2: 1 can be used.
  • the electrode portion 6 is surrounded by the paste 8 in the first tube 4, and includes the above-described 1.6 [mm 2 ] to 30 [ mm 2 ] is in contact with the paste 8.
  • the electrode portion 6 is buried in the paste 8 filled in the first tube 4, and the lower end of the electrode 6 and the cylindrical surface of the side surface are in contact with the paste 8.
  • the paste 8 filled in the first tube 4 is filled up to the opening 4c (see FIG. 3B) at the lower end of the tube 4 or the periphery thereof, and is arranged so as to be able to contact the brain surface of a small animal. ing.
  • the electrical resistance between the electrode part 6 and the contact surface on the brain surface of the small animal, that is, the measurement surface can be kept as low as possible.
  • the contact surface between the electrode portion 6 and the electrolyte paste 8 can be increased.
  • the length and diameter of the electrode part 6 can be selected so as to satisfy the required performance required for electroencephalogram measurement.
  • the conductivity of the paste 8 is 0.01 [S / m] to 10 [S / m]
  • the electrical resistance that is, the impedance between the electrode portion 6 and the measurement surface on the brain surface of the small animal, for example, 50 [k ⁇ ]
  • the following extremely small values can be obtained.
  • the conductive paste 8 needs to be injected only into the inner first tube 4.
  • the conductive paste 8 can be injected into the inner first tube 4 using a syringe.
  • the conductive paste 8 In order to prevent the conductive paste 8 from short-circuiting between adjacent electrodes, the conductive paste 8 must not protrude from the first tube 4 and spread on the brain surface of the small animal.
  • the fixing method of the back side of the base 2 to the brain surface of the small animals includes fixing with rubber bands, suturing by surgery, adhesion using dental cement, and the like. Can be used. Other than these fixing methods, it is possible to arbitrarily change according to the electroencephalogram measurement situation.
  • FIG. 4 shows the structure of an electroencephalogram measurement electrode unit 1b for a small animal according to Modification 2 of the first embodiment of the present invention, in which (A) is a perspective view and (B) is III of (A). It is sectional drawing along the -III line.
  • the electroencephalogram measurement electrode unit 1b for small animals of the present invention has a structure in which an opening 9 is further provided in the base 2 of the electroencephalogram measurement electrode unit 1a shown in FIG. Have. As shown in FIG.
  • the opening 9 has a hole shape penetrating from the front surface to the back surface of the base 2.
  • the opening 9 can be used as a hole for inserting an intracortical measurement electrode for intracortical measurement of an electroencephalogram described later.
  • the opening 9 may have not only a circular shape but also a U-shape cut into the base 2 from the outermost periphery of the base 2.
  • the electroencephalogram measurement electrode unit 1, 1a, 1b for small animals of the present invention surrounds the linear electrode portion 6 made of a highly conductive metal with the first tube 4 made of resin, and this tube 4 By filling the inside with the electrolyte paste 8 and increasing the contact surface between the electrode portion 6 and the electrolyte paste 8, the electrical resistance between the electrode portion 6 and the measurement surface of the brain of the small animal can be kept as low as possible.
  • the electroencephalogram measurement electrode units 1, 1 a, 1 b for small animals of the present invention the linear electrode portion 6 is held by the base 2 so as to stand up with respect to the brain surface. The area of the metal portion 6 can be minimized, and the electroencephalogram measurement electrode units 1, 1 a, 1 b can be easily formed into multiple electrodes, that is, a plurality of channels can be provided.
  • the electroencephalogram measurement electrode units 1, 1a, 1b for small animals of the present invention a large number of electrodes such as 32 channels can be realized.
  • Conventional electroencephalogram measurement of small animals has only been fixed by placing a metal or carbon electrode directly on the brain or scalp on the brain surface of the small animal.
  • the multi-channel electroencephalogram measurement of a small animal is performed by using the electroencephalogram measurement electrode units 1, 1a, 1b for the small animal of the present invention. Can be performed.
  • simultaneous measurement of f-MRI, NIRS, and electroencephalogram, and simultaneous measurement of electroencephalogram and electroencephalogram in the cortex are also possible.
  • an intracortical measurement electrode can be inserted into the opening 9 to perform intracortical measurement of an electroencephalogram, that is, an intracranial electroencephalogram measurement. For this reason, according to the electroencephalogram measurement electrode unit 1b for small animals, it becomes possible to simultaneously measure the electroencephalogram on the scalp and in the cortex.
  • an electroencephalogram measurement system using an electroencephalogram measurement electrode unit 1 for small animals will be described.
  • an electroencephalogram measurement system using the electroencephalogram measurement electrode unit 1a will be described, but the electroencephalogram measurement electrodes 1 and 1b can be similarly applied to the electroencephalogram measurement system.
  • the electroencephalogram measurement system according to the second embodiment can be composed of the electroencephalogram measurement electrode unit 1a for small animals of the present invention and a commercially available electroencephalogram measurement apparatus for humans.
  • the electroencephalogram measurement electrode unit 1a for small animals of the present invention is attached to the brain or head of a small animal, and a signal related to the electroencephalogram from the electroencephalogram measurement electrode unit 1a is input to a commercially available human electroencephalogram measurement apparatus. Can easily measure the EEG of small animals.
  • FIG. 5 is a schematic diagram showing a configuration example of an electroencephalogram measurement system 100 according to the second embodiment of the present invention.
  • the electroencephalogram measurement system 100 includes the above-described electroencephalogram measurement electrode unit 1 a and the electroencephalogram measurement apparatus 10.
  • the electroencephalogram measurement apparatus 10 includes an amplifier 14 capable of inputting multi-channel electroencephalogram signals from an electroencephalogram measurement electrode unit 1 a for a small animal attached to the head of the small animal 12, a computer 16, and the like.
  • the interface circuit 18 inputs the output signal 15 from the amplifier 14 to the computer 16.
  • As the computer 16, a personal computer or the like can be used.
  • the interface circuit 18 is an A / D converter, for example.
  • the electrical resistance between the electrode section 6 and the measurement surface of the brain of the small animal 12 can be kept as low as possible, and the electroencephalogram measurement electrode section 6 can be easily formed. Multiple electrodes can be formed.
  • the electroencephalogram measurement electrode unit 1a for small animals of the present invention there are two cylindrical tubes having different outer diameters, that is, a first tube 4 and a second tube 5 (hereinafter, referred to as tubes, respectively). ),
  • the outer second tube 5 is fixed to the hole wall of the through hole 2a of the base 2, and the inner cylindrical tube 4 is inserted into the outer tube 5 so as to be movable in the axial direction. Therefore, the inner tube 4 including the electrode portion 6 can be brought into contact with the scalp in the vertical direction. Therefore, even if the small animal 12 moves during the electroencephalogram measurement, the inner tube 4 with the opening 4c (see FIG.
  • FIG. 6 is a schematic diagram showing a configuration example of an electroencephalogram measurement apparatus 10a using an electroencephalogram measurement electrode unit 1a for a small animal according to a modification of the second embodiment of the present invention. It goes without saying that the electroencephalogram measurement electrode units 1 and 1b can be used in place of the electroencephalogram measurement electrode unit 1a.
  • an amplifier 22 for electrocardiogram measurement also referred to as an ECG
  • ECG electrocardiogram measurement
  • a point different from the electroencephalogram measurement apparatus 10 shown in FIG. 5 is that an interface circuit 18a to be input to the personal computer 16 is provided.
  • the interface circuit 18a is an A / D converter, for example.
  • the electroencephalogram measurement amplifier 14 is an amplifier capable of multi-channel input
  • a signal from the electrocardiogram measurement electrode 19 is input to the multi-channel input amplifier 14 a and the output of the amplifier 14 a is input to the interface circuit 18. It may be output.
  • Artifacts derived from the heart can be removed by performing arithmetic processing with the personal computer 16 using, for example, a periodic signal of an electrocardiogram signal (referred to as an ECG signal) as a reference signal.
  • ECG signal an electrocardiogram signal
  • the second tube 5 is inserted into the through hole 2a of the base 2 and fixed using an adhesive or the like.
  • the second pipe 5 for example, a pipe made of polyethylene was used.
  • the inner diameter of the second tube 5 was 1.4 mm, the outer diameter was 1.6 mm, and the length was 6 mm.
  • the electroencephalogram measurement electrode unit 1a can be manufactured by further providing an opening 9 serving as a hole into which the intracortical measurement electrode is inserted in the base 2.
  • FIG. 7 is an optical image showing the base 2 of the electroencephalogram measurement electrode unit 1a for a small animal according to the first embodiment of the present invention. From FIG. 7, it can be seen that the second pipe 5 is disposed in 31 through holes 2a (not shown).
  • the resin used for the base 2 is, for example, a resin for MR (manufactured by Taiyo Electric Industry Co., Ltd., HB-100S-B1).
  • the drawing of the shape of the electrode part 6 desired is created, and the electrode part 6 is produced.
  • the electrode part 6 used the platinum wire.
  • the diameter was 0.3 mm and the length was 0.8 mm.
  • the surface area is 7.67 mm 2 .
  • the metal portion used for the electrode portion 6 and the lead wire 7 are soldered.
  • the lead wire 7 is fixed to the signal amplifier 14.
  • the electrode portion 6 is fixed through the first tube 4.
  • a tube made of polyethylene was used.
  • the diameter of the tube 4 was 1.33 mm and the length was 10 mm.
  • the method for producing the electrode unit 1 for measuring an electroencephalogram of a small animal by hand is shown, but it can also be automatically produced by a commercially available 3D printer.
  • the electrode portions 6 of the electroencephalogram measurement electrode units 1a and 1b can also be manufactured in the same manner as the electrode portion 6 of the electroencephalogram measurement electrode unit 1.
  • FIG. 8 is an optical image showing the appearance of the produced electroencephalogram measuring electrode unit 1a for a small animal, where (A) shows the surface side and (B) shows the scalp side. As can be seen from FIG. 8, 31 electrode portions 6 are formed.
  • FIG. 9 is an optical image showing an external appearance of the electroencephalogram measurement electrode unit 1a for small animals attached to the scalp of the Wistar rat 12a.
  • FIG. 9 shows that the electroencephalogram measurement electrode unit 1a for small animals is small enough to be mounted on the head of the Wistar rat 12a.
  • the measurement apparatus 10a for electroencephalogram measurement and electrocardiogram measurement has a configuration similar to that shown in FIG.
  • An acicular electrode (SA Instruments, USA) 19 serving as an ECG electrode was inserted into the right hind paw of Wistar rat 12a.
  • the 31 conductors and one ECG electrode from the electroencephalogram measuring electrode unit 1a for small animals are connected to an A / D converter (National, USA) via a 32-channel battery-powered amplifier (manufactured by Brain Products) 14a. It was connected to USB-6221) 18 manufactured by Instruments.
  • the A / D converter 18 was controlled by software (manufactured by MATLAB, USA, data acquisition toolbox).
  • the electroencephalogram was measured using electroencephalogram measurement software (German, Brain Products, BrainRecord, Ver.1.4).
  • the sampling frequency of the electroencephalogram measurement was 5000 Hz
  • the impedance of the electroencephalogram measurement electrode unit 1a for small animals was 50 k ⁇ or less
  • the ground impedance and the reference impedance were 50 k ⁇ or less.
  • FIG. 10 is a diagram showing an electroencephalogram measured using the produced electroencephalogram measuring electrode unit 1a for a small animal.
  • the horizontal axis represents time (seconds), and the vertical axis represents brain wave amplitude (microvolts).
  • the electroencephalogram is measured without noise, that is, with a high S / N.
  • FIGS. 11A and 11B are views showing an appearance and the like of the produced electroencephalogram measuring electrode unit 1b for a small animal.
  • FIG. 11A shows the skull side and FIG. 11B shows the surface side.
  • 27 electrode portions 6 are formed on the electroencephalogram measurement electrode unit 1b for small animals. Furthermore, in order to install the electrode part 6 for intracortical measurement, the electroencephalogram measurement electrode unit 1b shown in FIG. This enables simultaneous measurement of brain wave measurement on the skull and intracortical measurement.
  • FIG. 12 is a schematic diagram showing a commercially available intracortical measuring electrode 42, where (A) is a perspective view and (B) is an enlarged plan view of an electrode portion 42a.
  • one end side of the intracortical measurement electrode 42 inserted into the opening 9 of the electroencephalogram measurement electrode unit 1b for a small animal has a needle-like shape
  • electrode portions 42a having a predetermined number of channels, for example, 16 channels are formed.
  • the other upper left end of the intracortical measurement electrode 42 is a terminal portion 42b of the electrode portion 42a, and the solderable patterns of the electrode portion 42a are formed on the printed board by the number of channels.
  • the interval between the electrodes 12c provided at the tip of the electrode portion 42a is, for example, 50 ⁇ m, and the area of each electrode 12c is, for example, about 177 ⁇ m 2 .
  • FIG. 13 shows an optical image showing an external appearance of the electroencephalogram measurement electrode unit 1b for a small animal attached to the scalp of the Wistar rat 12a.
  • the lead wire 7 is attached to the Wistar rat 12a, and the cortical measurement electrode 42 (NeuroNexus Technologies, a1 ⁇ 16-5mm-177) is inserted on the skull on the upper right.
  • the electrode portion 42a having a pointed tip of the intracortical measuring electrode 42 shown in FIG. 12 is cut out of the skull of the Wistar rat 12a, and further, the dura mater is peeled off and inserted into the cortex of the brain.
  • the upper right part of the electroencephalogram measurement electrode unit 1 b shown in FIG. 13 is the terminal part 42 b of the intracortical measurement electrode 42. Sixteen ball-shaped solder layers are formed on the terminal portion 42b.
  • FIG. 14 is a diagram showing an electroencephalogram waveform in the cortex of 16 channels measured by the produced electroencephalogram measurement electrode unit 1b for a small animal.
  • the horizontal axis in FIG. 14 is time (seconds), and the vertical axis is the electroencephalogram amplitude (arbitrary scale) in the cortex of 16 channels.
  • the brain waves in the cortex are measured without noise, that is, with a high S / N.
  • the waveform of the electroencephalogram measured from above the scalp was the same as the electroencephalogram waveform measured by the electroencephalogram measurement electrode unit 1a for small animals shown in FIG. From this, it was found that EEG measurement on the cranium can be measured in the same manner as the case of wearing on the scalp side. This is a measurement that could not be realized according to the knowledge of the present inventors.
  • electroencephalogram measurement electrode unit 1b for small animals of the present invention simultaneous measurement of the electroencephalogram from the scalp of the small animal 12 and the intracortical measurement can be performed.
  • FIG. 15 is a schematic diagram showing a configuration of a simultaneous electroencephalogram and f-MRI measurement system 200 using the electroencephalogram measurement electrode unit 1 for small animals according to the third embodiment of the present invention.
  • the simultaneous measurement system 200 includes the above-described electroencephalogram measurement electrode unit 1 and the simultaneous measurement device 30. As shown in FIG.
  • the simultaneous electroencephalogram measurement and f-MRI measurement apparatus 30 using the electroencephalogram measurement electrode unit 1 for small animals includes an electroencephalogram measurement apparatus 10 and an f-MRI apparatus 32.
  • a small animal electroencephalogram measurement electrode unit 1 is attached to the head of the small animal 12.
  • the f-MRI apparatus 32 has a function of detecting an increase in blood flow at a site that receives the stimulation when the brain is further stimulated by a normal MRI apparatus.
  • the f-MRI apparatus 32 includes a magnetic field scanning unit 32a that applies a magnetic field to the small animal 12 to be observed, a control unit 32b that controls the magnetic field scanning unit 32a and acquires NMR signals, and an NMR signal from the control unit 32b. And a personal computer 32c for generating received image data.
  • T1 displayed on the image by the f-MRI apparatus 32 is the longitudinal relaxation time in the nucleus, BR>, and gas resonance, and is an environment-dependent value of the substance.
  • T2 displayed by MRI together with T1 is a transverse relaxation time in nuclear magnetic resonance, which is a value unique to a substance.
  • the magnetic susceptibility when the blood flow of the small animal 12 stimulated by the brain increases, the magnetic susceptibility also decreases as the concentration of reduced hemoglobin, which is a paramagnetic substance in the blood flow, decreases, and T2 extends. Become.
  • f-MRI signal that increases in a region to which a stimulus is applied in the T2-weighted image, that is, the stimulation activation site.
  • This f-MRI signal was found by Ogawa et al. And is called the BOLD (blood-oxygen-level-dependent) effect (see Non-Patent Document 3).
  • This f-MRI signal is usually measured by using a value of a T2 star-enhanced image (denoted as T2 * ) in consideration of magnetic field inhomogeneity in T2, which is a conventional MRI signal.
  • the electroencephalogram is input to the battery-powered amplifier 14 from the electroencephalogram measurement electrode unit 1 of the small animal 12, and the output signal 15 from the amplifier 14 is input to the A / D converter 18 through, for example, an optical fiber 36.
  • the output of the A / D converter 18 is processed by the EEG signal personal computer 16 or the like, and the electroencephalogram signal is converted into data.
  • ECG measurement may be performed for removing artifacts from the heart of the small animal 12 in the electroencephalogram measurement.
  • an amplifier 22 for amplifying a signal from the electrocardiogram measurement electrode 19 and an interface circuit 18a may be provided.
  • the EEG signal and the ECG signal are input to an amplifier 14 a capable of inputting multiple channels, and are connected to a signal processing personal computer 16 via an A / D converter 18.
  • the simultaneous electroencephalogram and f-MRI measurement device 30 may include a ventilator 37 and a terminal exhaled CO 2 concentration monitor device 38 for breathing the small animal 12.
  • 31 channels can be obtained by using the electroencephalogram measurement electrode unit 1 for small animals.
  • the neural activity at a 1 voxel level obtained from electroencephalogram measurement, for example, 200 ⁇ m ⁇ 200 ⁇ m in a short time. Furthermore, the BOLD effect based on the hemodynamic response obtained from the f-MRI measurement of the stimulated small animal 12 can be measured.
  • the EEG measurement system can also perform measurements outside the MRI apparatus 30. The stimulation to the small animal 12 is applied to the small animal 12 from the stimulation device 35.
  • EEG measurement and f-MRI simultaneous measurement An example of electroencephalogram measurement and f-MRI simultaneous measurement will be described.
  • f-MRI measuring apparatus 32 a commercially available apparatus having a superconducting coil with a diameter of 38 [mm] (Germany, Bruker Biospin, 70/16 PharmaScan) was used. The magnetic field gradient is 300 [mT / m] at maximum.
  • An f-MRI image was created by an echo planar method (referred to as EPI). Paravision 5.0 was used as software for measuring f-MRI.
  • a so-called phantom a so-called phantom for living body measurement, in which an aqueous solution containing NiCl 2 or the like was sealed in a cylindrical polyethylene container having a diameter of 2 [cm] and a length of 6 [cm] was prepared. .
  • This phantom was inserted into the magnetic field scanning unit 32a of the f-MRI apparatus 32, that is, the gantry.
  • the f-MRI measurement was performed with and without the electroencephalogram measurement electrode unit 1a for small animals attached to the phantom. Acquisition of EPI images, T2 images, T2 mapping, T2 * mapping, and the like as reference images was performed. From these data, it was found that there was no difference in the f-MRI measurement results when the phantom was equipped with the electroencephalogram measurement electrode unit 1a for small animals and when it was not.
  • a pulse current generated from the stimulator 35 was used. Specifically, one cycle of applying a pulse current of 3 [mA] to the right forelimb of the Wistar rat 12a for 30 seconds and then stopping for 40 seconds was repeated 10 times or more.
  • FIG. 16A and 16B show, when a stimulus by a current pulse is applied to the right forelimb of the Wistar rat 12a, (A) shows an f-MRI image when an electroencephalogram measurement electrode unit for a small animal is not worn, and (B) shows a small animal.
  • FIG. 6 is a diagram showing an f-MRI image when the electroencephalogram measurement electrode unit 1a is mounted.
  • FIG. 16 also shows the t-test score of the BOLD signal analyzed using f-MRI analysis software (UK, manufactured by Wellcome Department of Imaging Neuroscience, SPM software).
  • FIG. 16 (A) is a diagram showing changes in the BOLD signal observed with the f-MRI apparatus when stimulation by a current pulse is repeatedly applied 10 times to the right forelimb of the Wistar rat 12a. It can be seen that the BOLD signal increases corresponding to the current stimulation time applied to the foot.
  • the position where the BOLD signal increases when the electroencephalogram measurement electrode unit 1a for small animals is not mounted is expressed in the XYZ notation as follows in the rat brain map by Paxinos et al.
  • FIG. 16B the position where the BOLD signal increases when the electroencephalogram measurement electrode unit 1a for small animals is attached is shown in XYZ notation in the rat brain map by Paxinos et al. expressed.
  • X ⁇ 35.7 ⁇ 3.9
  • mm Y 4.0 ⁇ 3.8mm
  • Z ⁇ 23.3mm ⁇ 3.3mm
  • the score of the BOLD signal t-test (p ⁇ 0.001, where P is a significant probability) by the SPM software when the electroencephalogram measurement electrode unit 1a is not attached is 13.0 ⁇ 2.8.
  • the score of the B test t-test (p ⁇ 0.001) by the SPM software when the electroencephalogram measurement electrode unit 1a is attached is 10.7 ⁇ 2.7. there were.
  • FIG. 17 is a diagram showing an averaged EEG signal when a stimulus by 900 current pulses is applied to the right forelimb of the Wistar rat 12a, and (A) is a case where recording is performed outside the magnetic field scanning unit 32a. (B) shows a signal when recording is performed without magnetic field scanning in the magnetic field scanning unit 32a, and (C) shows a signal when simultaneous measurement with f-MRI is performed in the magnetic field scanning unit 32a.
  • the horizontal axis in FIG. 17 indicates time (seconds), and the vertical axis in FIG. 17 indicates electroencephalogram signal voltage (mV). Each figure shows the data from 30 electrode portions 6 superimposed.
  • the EEG signal in FIG. 17C is a result of removing the scanning artifacts of the EPI image related to the acquisition of the BOLD signal by performing arithmetic processing with the personal computer 16 using the periodic signal as a reference signal.
  • simultaneous measurement of an electroencephalogram and f-MRI can be performed on a small animal 12.
  • electroencephalogram measurement it is possible to measure nerve activity with high time resolution.
  • f-MRI it is possible to simultaneously measure neural activity at a high spatial resolution.
  • the simultaneous measurement of the electroencephalogram and the f-MRI can provide an ideal noninvasive brain activity measuring device that compensates for the advantages and disadvantages of each other.
  • the electrode can be changed to a probe for near infrared spectroscopy (referred to as Near Infrared Spectroscopy, NIRS).
  • FIG. 18 shows the structure of an electroencephalogram measurement electrode unit 50 for a small animal according to the fourth embodiment of the present invention, where (A) is a perspective view and (B) is taken along line III-III in (A). It is sectional drawing.
  • an electroencephalogram measurement electrode unit 50 for a small animal according to the present invention includes a base 2 covered on the scalp or brain surface, and a plurality of electrodes 53 (53a) inserted in the base 2. To 53n).
  • one electrode 53a includes an inner first tube 4, an outer second tube 5, an electrode portion 6 inserted into the inner first tube 4, and an optical fiber. 54, a lead wire 7 for drawing out the electrode portion 6, and a paste 8 filled in the inner first tube 4.
  • An electroencephalogram measurement electrode unit 50 for small animals shown in FIG. 18 is different from the electroencephalogram measurement electrode units 1, 1 a for small animals shown in FIGS. 1 and 2, and an optical fiber 54 inserted into the inner first tube 4. It has.
  • One electrode portion 6 is provided for one electrode 53, and the number of electrodes 53 provided on the entire base portion 2 can be arbitrarily determined.
  • the number of the electrodes 53 can be about 30 to 40.
  • the number of optical fibers 54 may be the same as or different from the number of electrodes 53.
  • the number of optical fibers 54 can be determined according to near-infrared spectroscopy described later.
  • FIG. 18B shows a configuration in which the electrode unit 6 is inserted deeply into the inner tube 4 so as to contact the scalp in the same manner as the optical fiber 54.
  • the electrode unit 6 is shown in FIG.
  • the electrode portion 6 shown in FIGS. 1, 2, and 4 may be configured with a short dimension so that the lower end is positioned in the tube at a distance from the opening 4c below the tube 4. is there.
  • the optical fiber 54 of the electrode unit 50 for electroencephalogram measurement for small animals is an optical fiber for performing near-infrared spectroscopy, and has a small loss at a wavelength capable of performing absorption spectroscopy of hemoglobin, oxygen, etc. in the brain, for example, 800 nm. It is.
  • an optical fiber 54 made of quartz glass or resin for optical communication can be used as such an optical fiber 54.
  • the other end of the optical fiber 54 is connected to a so-called near-infrared spectrometer, and the infrared light for spectroscopy is irradiated to the brain of a small animal, and the reflected light is detected.
  • NIRS near-infrared spectroscopy
  • the electrode unit 1, 1a, 1b, 50 for electroencephalogram measurement for small animals of the present invention for example, by performing simultaneous electroencephalogram measurement and f-MRI measurement, for example, a knockout mouse of a specific gene that cannot be performed by humans
  • pharmacological screening for enzyme inhibitors and the like can be performed on small animals. Another major advantage is that data can be interchanged with existing brain immunostaining, fluorescent staining, and electrophysiological methods.
  • the simultaneous measurement of the electroencephalogram and f-fMRI of the present invention can be combined with, for example, various pharmacological techniques and genetic techniques, and not only in the basic research field of neuroscience but also in the pharmaceutical industry. A new drug evaluation system.
  • Electroencephalogram measurement electrode unit for small animals 2 Base part 2a: Through hole 3: Electrode part 4: First tube 4a: Cap 4b: Opening on upper side of first tube 4c: First 5: 2nd tube 6: Electrode 7: Lead wire 8: Paste 9: Opening part 10: EEG measuring device 10a using an electroencephalogram measuring electrode unit for small animals: For small animals Electroencephalogram and electrocardiogram measurement apparatus 12 using electroencephalogram measurement electrode unit: small animal 12a: Wistar rat 14, 14a: amplifier 15: output signal from amplifier 16: computer 18, 18a: interface circuit 19: electrocardiogram measurement electrode 22: ECG Amplifier 30: Electroencephalogram and functional MRI simultaneous measurement device 32 using an electroencephalogram measurement electrode unit for small animals 32: f-MRI device 32a: magnetic field scanning unit 32b: control Unit 32c: Computer 35: Stimulator 36: Optical fiber 37: Ventilator 42: Cortical measuring electrode 42a: Electrode unit 42b: Terminal unit 42c: Electrode 38:

Abstract

 小動物の限られた脳表空間から最大限のEEG信号を検出するために、小動物用の脳測定用電極ユニットを提供する。小動物用の脳測定用電極ユニット1は、小動物の頭皮又は脳表面に被覆され複数の貫通孔を有する基部2と、複数の電極3とを備え、複数の電極3のそれぞれは、複数の貫通孔2aのそれぞれに挿入され、複数の電極3のそれぞれは、絶縁性の管4と、管4内に設けられる電極部6と、電極部6に接続されて外部に脳波信号を取り出す引き出し用導線7と、管4内に充填されるペースト8と、を備え、管4は頭皮又は脳表面に対して起立するよう貫通孔2aに取り付けられ、電極部6は線状に形成されて頭皮又は脳表面に対して起立するように管4内に充填されたペースト8内に設けられている。

Description

小動物用の脳測定用電極ユニットとそれを用いた測定システム
 本発明は、小動物用の脳測定用電極ユニットと、それを用いた測定システムに関する。さらに詳しくは、本発明は、小動物用の脳波測定用電極ユニットと、それを用いた脳波計測とf-MRIその他の計測とが同時に行える測定システムに関する。
 核磁気共鳴画像法(Magnetic Resonance Imaging、MRI)は、核磁気共鳴現象を用いて生体内の情報を画像化する方法である。さらに、近年f-MRIが開発されている。f-MRI(機能的磁気共鳴画像法)とは、機能的(functional)MRIの略称であり、MRIによる脳機能の画像化手法の一つである。脳の神経活動の発火に伴い、核磁気共鳴信号の変化が脳の局所部位に引き起こされる。これがf-MRIの原理である。
 さらに、従来から生体の脳波計測法(Electroencephalogram、EEG)が行われている。近年は、世界中の研究機関で生体のヒトを対象にしたEEG(脳波計測法)とf-MRIとの同時計測が数多く行われてきている。例えば、特許文献1には、ヒトの脳波測定用ヘルメツトが開示されている。特許文献2には、ヒトの脳波測定用の電極が開示されている。
 一方、ヒトに比べて脳の体積が小さいラットのような小動物の場合には、特許文献1及び2のような大きな電極は使用できない。小動物のEEGにおいては、限られた脳の空間に微小な電極を固定することが困難であることや頭皮と電極との間に生じるインピーダンスを低く保つのが困難である。このため、技術的な難しさから、現在まで小動物を対象としたEEG-fMRIの同時計測技術は殆ど報告されていない。
 従来の小動物を用いたEEGとfMRIとの同時計測の手法では、単に金属又は炭素電極を小動物の脳表面に置いて固定するだけであった。このため、小動物(ラットやマウスなど)を対象にしたEEGとf-MRIとの同時計測の成功例は、数えるほどしか存在しない(非特許文献1、非特許文献2参照)。しかも、このようなEEG-fMRIにおけるEEG測定は単一の電極を用いたものであり(非特許文献1参照)、部分的な脳波しか検出できないので脳全体を研究対象とする場合には、その効力を発揮しない。
 特許文献3,4には、複数のEEG用の測定線或いは電極を用いた装置が開示されている。
特開平05-115451号公報 特開2008-018017号公報 国際公開第2007/59069号 米国特許第6602220号明細書
S. M. Mirsattari, J. R. Ives, L. S. Leung, and R. S. Menon, "EEG Monitoring during Functional MRI in Animal Models", Epilepsia, Vol.48, pp.37-46, 2007 P. Megevand, C. Quairiaux, A. M. Lascano, J. Z. Kiss, and C. M. Michel,"A mouse model for studying large-scale neuronal networks using EEG mapping techniques", NeuroImage, Vol. 42, pp.591-602, Feb. 2008 S. Ogawa, T. M. Lee, A. R. Kay, and D. W. Tank, "Brain magnetic resonance imaging with contrast dependent on blood oxygenation", Proc. Natl. Acad. Sci. USA., Vol.87, No.24, pp.9868-9872, Dec. 1990 P. Tallgren, S. Vanhatalo, K. Kaila, J. Voipio, "Evaluation of commercially available electrodes and gels for recording of slow EEG potentials", Clinical Neurophysiology, Vol.116, pp.799-806, 2005
 特許文献3,4には、複数のEEG計測技術が開示されてはいるが、小動物の限られた脳表面などの装着面から最大限のEEG信号を検出するための電極の構成については何ら説明されていない。
 本発明は、上記課題に鑑み、小動物の限られた脳表空間から最大限のEEG信号を検出するために、小動物用の脳測定用電極ユニットと、これを用いた測定システムを提供することを目的としている。
 上記目的を達成するため、本発明の第1構成の小動物用の脳測定用電極ユニットは、小動物の頭皮又は脳表面に被覆され複数の貫通孔を有する基部と、複数の電極とを備え、複数の電極のそれぞれは、複数の貫通孔のそれぞれに挿入され、複数の電極のそれぞれは、絶縁性の管と、管内に設けられる電極部と、電極部に接続されて外部に脳波信号を取り出す引き出し用導線と、管内に充填されるペーストと、を備え、管は頭皮又は脳表面に対して起立するよう貫通孔に取り付けられ、電極部は線状に形成されて頭皮又は脳表面に対して起立するように管内に充填されたペースト内に設けられていることを特徴とする。
 上記目的を達成するために、本発明の第2構成の小動物用の脳測定用電極ユニットは、小動物の頭皮又は脳表面に被覆され複数の貫通孔を有する基部と、複数の電極とを備え、複数の電極のそれぞれは、上記複数の貫通孔のそれぞれに挿入され、複数の電極のそれぞれは、絶縁性の内側の第1管と、該第1管を収容する絶縁性の外側の第2管と、該第1管内に設けられる電極部と、該電極部に接続されて外部に脳波信号を取り出す引き出し用導線と、上記管内に充填されるペーストと、を備え、第1管及び第2管は上記頭皮又は脳表面に対して起立するよう上記貫通孔に取り付けられ、電極部は線状に形成されて上記頭皮又は脳表面に対して起立するように上記第1管内に充填されたペースト内に設けられていることを特徴としている。
 上記構成において、管は、好ましくは貫通孔の軸方向に沿って移動できるように挿入される。さらに、電極部は下端とその側面とが当該ペーストに接触している。
 管の外側に基部の貫通孔に固着される外側の管がさらに配設され、内側の管は、外側の管の軸方向に沿って移動できるように挿入されてもよい。
 電解性のペーストは、好ましくは、脳波用ペーストと生理食塩水の混合物からなる。
 基部は、さらに、皮質内計測用の電極が挿入される開孔部を備える。
 管に、好ましくは、光ファイバを備える。
 上記目的を達成するため、本発明の第3構成の脳波測定システム、脳波及びf-MRI同時測定システム、脳波及びNIRS同時測定システム、脳波とf-MRIとNIRSとの同時測定システム、脳波と皮質内計測の同時測定システムは、上記の小動物用の脳測定用電極ユニットを用いたことを特徴とする。
 さらに、上記測定装置が、心電図測定を同時に測定できるようにすれば好ましい。
 本発明の小動物用の脳波測定用電極ユニットによれば、電極の金属部分の面積を必要最小限に抑えることができ、脳波測定用の電極を容易に多電極化することができる。
 本発明の小動物用の脳波測定用電極ユニットを用いれば、小動物の脳波測定のみならず、MRI測定、f-MRI測定、心電図測定(ECG測定)、近赤外分光法による測定(Near Infrared Spectroscopy、NIRSと呼ぶ。)、皮質内測定との同時測定が可能となる。
本発明の第1の実施形態に係る小動物用の脳波測定用電極ユニットの構造を示し、(A)は斜視図、(B)は(A)のI-I線に沿った断面図である。 本発明の第1の実施形態に係る小動物用の脳波測定用電極ユニットの変形例1の構造を示し、(A)は斜視図、(B)は(A)のII-II線に沿った断面図である。 小動物用の脳波測定用電極ユニットの変形例1に使用される管を示し、それぞれ、(A)は第1の管を、(B)は第2の管を示している。 本発明の第1の実施形態の変形例2に係る小動物用の脳波測定用電極ユニットの構造を示し、(A)は斜視図、(B)は(A)のIII-III線に沿った断面図である。 本発明の第2の実施形態に係る小動物用の脳波測定用電極ユニットを用いた脳波測定装置の一構成例を示す模式図である。 本発明の第2の実施形態の変形例に係る小動物用の脳波測定用電極ユニットを用いた脳波測定装置の一構成例を示す模式図である。 本発明の第1の実施形態に係る小動物用の脳波測定用電極ユニットの基部を示す光学像である。 製作した小動物用の脳波測定用電極ユニットの外観を示す光学像で、(A)は表面側を、(B)は頭皮側を示す図である。 ウィスターラットの頭皮に小動物用の脳波測定用電極ユニットを装着した外観の光学像を示す図である。 製作した小動物用の脳波測定用電極ユニットを用いて測定した脳波を示す図である。 製作した小動物用の脳波測定用電極ユニットの外観等を示す図であり、(A)は頭蓋側、(B)は表面側を表している。 市販の皮質内測定電極を示す模式図であり、それぞれ(A)は斜視図、(B)は電極部の拡大平面図である。 ウィスターラットの頭皮に小動物用の脳波測定用電極ユニットを装着した外観の光学像を示す図である。 製作した小動物用の脳波測定用電極ユニットで測定した16チャンネルの皮質内の脳波波形を示す図である。 本発明の第3の実施形態に係る小動物用の脳波測定用電極ユニットを用いた脳波及びf-MRIの同時測定装置の構成を示す模式図である。 ウィスターラットの右前足に電流パルスによる刺激を印加したとき、それぞれ(A)は小動物用の脳波測定用電極ユニットを装着しない場合のf-MRI画像を、(B)は小動物用の脳波測定用電極ユニットを装着した場合のf-MRI画像を示す図である。 ウィスターラットの右前足に900回の電流パルスによる刺激を印加したときの平均したEEG信号を示す図であり、それぞれ(A)は磁場走査部の外で記録した場合、(B)は磁場走査部の中で磁場走査をしないで記録した場合、(C)は磁場走査部の中でf-MRIとの同時測定を行った場合の信号を示している。 本発明の第4の実施形態に係る小動物用の脳波測定用電極ユニットの構造を示す図であり、(A)は斜視図、(B)は(A)のIV-IV線に沿った断面図である。
 以下、図面を参照しながら本発明の実施形態を具体的に説明する。
(第1の実施形態)
 第1の実施形態として、小動物用の脳波測定用電極ユニットについて説明する。
 図1は、本発明の第1の実施形態に係る小動物用の脳波測定用電極ユニット1の構造を示しており、(A)は斜視図、(B)は(A)のI-I線に沿った断面図である。
 図1に示すように、本発明の小動物用の脳波測定用電極ユニット1は、小動物の頭皮に被覆され複数の貫通孔2aを有する基部2と、複数の電極3(3a~3n)とを備えている。複数の電極のそれぞれは、複数の貫通孔2aのそれぞれに挿入されている。この複数の電極3のそれぞれは、絶縁性の管4と、管4内に設けられる電極部6と、電極部6に接続されて外部に脳波信号を取り出す引き出し用導線7と、管4内に充填されるペースト8と、から構成されている。
 基部2は、MRIやf-MRIでの使用が可能な磁化されない材質であることと、小動物の頭皮又は脳表面の形状に合わせて自由に形を変えられる材質が求められる。基部2の材料としては、樹脂を用いることができる。貫通孔2aの軸方向の長さは、ほぼ基部2の厚さであり、例えば1[mm]~5[mm]の範囲である。管4の軸方向の長さは、例えば5[mm]~2[cm]の範囲である。
 管4の外径は、基部2に配設された貫通孔の直径よりもごくわずかに大きい寸法を有している。この寸法差は、0.01~0.1[mm]程度である。これにより、管4は、基部2に形成された貫通孔2a内で、貫通孔2aの軸方向に動かすことができる。基部2と管4は、高い動摩擦係数(μ)を有しながらも、取り扱いが容易な材質、例えばポリエチレンチューブが好ましい。動摩擦係数μは、例えば0.05~0.4程度とすればよい。
(第1の実施形態の変形例1)
 図2は、本発明の第1の実施形態に係る小動物用の脳波測定用電極ユニットの変形例1の構造を示す図であり、(A)は斜視図、(B)は(A)のII-II線に沿った断面図である。
 図2(A)に示すように、本発明の小動物用の脳波測定用電極ユニット1aは、小動物の頭皮に被覆され複数の貫通孔2aを有する基部2と、この複数の貫通孔2aのそれぞれに挿入される複数の電極3(3a~3n)と、を備えている。脳波測定用電極ユニット1aは、脳波測定用電極ユニット1に、さらに、管4の外側に管5が追加された構成を有している。基部2は、管5の外側が固定される土台部分となる。内側の管4を第1の管、外側の管5を第2の管とも呼ぶ。
 図2(B)に示すように、脳波測定用電極ユニット1aにおいて、内側の第1の管4に電極部6と、この電極部6に接続された引き出し用導線7と、内側の第1の管4内に充填されるペースト8とが配設される構成は、脳波測定用電極ユニット1と同じである。
 図3は、小動物用の脳波測定用電極ユニット1aに使用される第1の管4と第2の管5とを示す図であり、それぞれ、(A)は第1の管4を、(B)は第2の管5を示している。図3(A)に示すように、第1の管4において、引き出し用導線7は第1の管4のキャップ部4aに固定されてもよい。キャップ部4aは、引き出し用導線7が引き出される第1の管4の上端側の開口4bを閉塞する。図3(B)に示すように、第2の管5の外周部が基部2に形成された貫通孔2aに挿入されて、接着材等によって基部2に固定される。例えば、第2の管5は脳表面に対して管5の軸が垂直に位置するように配設され、その誤差範囲は±15度程度とするとよい。第2の管5は内側に第1の管4を固定するために、第2の管5の内径は第1の管4の外径とほぼ等しく、例えば、第1の管4の外径は、第2の管5の内径よりもごくわずかに小さい寸法を有している。この寸法差は、0.01~0.1[mm]程度である。第1の管4の直径は1[mm]~5[mm]、第2の管5の直径は1.1[mm]~5.1[mm]の範囲で寸法が選定される。
 第1の管4の長さは、例えば5[mm]~2[cm]の範囲である。第2の管5の長さは、基部2の貫通孔2aの長さと同程度の例えば1[mm]~5[mm]の範囲である。なお、図2(B)では、第1の管4と第2の管5とが同じ寸法例を表している。
 これにより、第1の管4は、第2の管5内で、第2の管の軸方向に動かすことができる。これらの第1の管4と第2の管5は、高い動摩擦係数(μ)を有しながらも、取り扱いが容易な材質が好ましい。動摩擦係数μは、例えば0.05~0.4程度とすればよい。このような材質としては、例えばポリエチレンチューブが挙げられる。具体的には、第1及び第2の管4,5としては、ポリエチレンの円筒状チューブを使用することができる。
 電極部6は細長い形状、具体的には図示例のように線状に形成されている。この電極部6の長さは5[mm]~2[cm]の範囲とすることができる。電極部6の直径は、0.1[mm]~3[mm]の範囲とすることができる。電極部6に用いる金属材料には、高い導電性と優れた電解特性とが求められる。電極部6の材料としては、白金、金、銀、ステンレス、イリジウム、スズ等を用いることができる(非特許文献4参照)。電極部6の表面積は、電極部6とペースト8による電解反応の固液界面を充分に保証する大きさとする。
 電極部6の表面積は、電極部6とペースト8による電解反応の固液界面を充分に保証する大きさとする。その表面積は、例えば1.6[mm]~30[mm]とすればよい。この面積範囲は通常のヒトに用いられる皿型の脳波測定(EEGとも呼ぶ。)用の電極とほぼ同程度の表面積に相当し、頭皮と電極部6との間に生じるインピーダンスを限りなく低く保つことができる。1つの電極3に1本の電極部6が設けられ、基部2全体では例えば10~40本程度が設けられるが、電極部6の数はこれらに限定されるものではない。
 電極部6と後述する脳波信号(EEG信号とも呼ぶ)計測用の増幅器とを接続する引き出し用導線7は、電気抵抗の小さい線であればどのような材料でもよいが、金属材料や導電性プラスチック材料を用いればよい。金属6の材料としては、銅、青銅、金、銀、白金、アルミニウム等の材料を用いることができる。
 複数本の引き出し用導線7を用いる場合には、各引き出し用導線7は絶縁材料や絶縁材料からなるチューブで被覆されていてもよい。これにより、各引き出し用導線7が互いに接触して短絡することを防止できる。絶縁材料からなるチューブとしては、ビニールチューブが挙げられる。このような引き出し用導線7は、所謂ビニール線でもよい。
 第1の管4の内部は電解質からなるペースト8で満たされている。このペースト9は0.01~10[S/m]の伝導率が設けられる。さらにペースト8は、第1の管4の内部に流し込むために、半固形状の性質が求められる。粘度としては、2,000~10,000[Pa・s]とすることができる。このようなペースト8としては、市販の脳波用ペースト(EEGペーストとも呼ぶ)と生理食塩水の混合物を使用することができる。表1に市販の標準EEGペーストを示した。例えばBiotach(GE Maequette Medical System社製)と食塩水とを、2:1の体積割合で混合した電解性ペーストを使用することができる。
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 本発明の小動物用の脳波測定用電極ユニット1,1aでは、電極部6は第1の管4内でペースト8に囲繞され、その円筒表面を含む前述の1.6[mm]~30[mm]の表面がペースト8に接触している。図示例では、電極部6は第1の管4内に充填されたペースト8に埋没して、電極6の下端とその側面の円筒状の表面とがペースト8に接触している。また、第1の管4に充填したペースト8は当該管4の下端の開口4c(図3(B)参照)或いはその周辺まで充填しており、小動物の脳表面などに接触可能に配設されている。これにより、電極部6と小動物の脳表面での接触面、即ち測定面との電気抵抗を限りなく低く保つことができる。
 上記のような細長い電極部6とした場合には、電極部6と電解質のペースト8との接触表面を増加させることができる。また、電極部6の長さや直径は、脳波測定に求められる要求性能を満たすように選定することができる。ペースト8の伝導率が0.01[S/m]~10[S/m]の場合には、電極部6と小動物の脳表面での測定面との電気抵抗、つまりインピーダンスを例えば50[kΩ]以下の極めて小さい値とすることができる。
 電気抵抗を下げるために、脳波測定の前に小動物の脳表面の処理も要求される。頭皮で計測する際は、小動物の毛髪を注意深く剃り落とし、アルコール等の有機溶媒を用いて油脂を除去すればよい。頭蓋上の計測の際は、頭皮と同じ伝導率を有するペーストを頭蓋に塗布する。
 伝導性のペースト8は内側の第1の管4にだけ注入される必要がある。伝導性のペースト8は、内側の第1の管4に注射器を用いて注入することができる。伝導性のペースト8によって隣接する電極間で短絡するのを防止するために、伝導性のペースト8が第1の管4からはみ出して小動物の脳表面に広がらないようにしなければならない。
 本発明の小動物用の脳波測定用電極ユニット1,1aにおいて、小動物の脳表面への基部2の裏面側の固定方法は、輪ゴムによる固定、外科手術による縫合、歯科用セメントを用いた接着等を使用することができる。これらの固定方法以外でも、脳波測定状況に合わせて任意に変更することが可能である。
(第1の実施形態の変形例2)
 本発明の第1の実施形態の変形例2として、小動物用の脳波測定用電極ユニット1bについて説明する。
 図4は、本発明の第1の実施形態の変形例2に係る小動物用の脳波測定用電極ユニット1bの構造を示すもので、(A)は斜視図、(B)は(A)のIII-III線に沿った断面図である。
 図4(A)に示すように、本発明の小動物用の脳波測定用電極ユニット1bは、図3に示した脳波測定用電極ユニット1aの基部2に、さらに開孔部9を設けた構造を有している。図4(B)に示すように、開孔部9は基部2の表面から裏面に貫通する孔状の形状を有している。この開孔部9は後述する脳波の皮質内測定のための皮質内測定電極を挿入する孔として使用することができる。開孔部9は円形の形状だけではなく、基部2の最外周部から基部2の内部に切り込まれたコ字状の形状を有していてもよい。
 これにより、本発明の小動物用の脳波測定用電極ユニット1,1a,1bは、導電性の高い金属からなる線状の電極部6を樹脂製の第1の管4で囲うと共に、この管4内を電解質のペースト8で満たして、電極部6と電解質ペースト8との接触表面を増加させることによって電極部6と小動物の脳の測定面との電気抵抗を限りなく低く保つことができる。
 本発明の小動物用の脳波測定用電極ユニット1,1a,1bによれば、線状の電極部6が脳表面に対して起立するよう基部2に保持されるため、脳表面に対向する電極部6の金属部分の面積を必要最小限に抑えることができ、脳波測定用電極ユニット1,1a,1bを容易に多電極化、つまり複数チャンネル設けることができる。
 よって、本発明の小動物用の脳波測定用電極ユニット1,1a,1bによれば、例えば32チャンネルという多数の電極本数を実現できる。従来の小動物の脳波測定は、脳又は頭皮に直接に金属もしくは炭素電極を小動物の脳表面に置いて固定するだけであった。このように電極を固定しているため電極本数が著しく少なかった従来の方法に比較して、本発明の小動物用の脳波測定用電極ユニット1,1a,1bを用いると、小動物の多チャンネル脳波計測を行うことが可能となる。さらに、後述するように、f-MRIやNIRSと脳波との同時測定、及び脳波と脳波の皮質内測定との同時計測も可能になる。
 本発明の小動物用の脳波測定用電極ユニット1bによれば、開孔部9に皮質内測定電極を挿入し、脳波の皮質内測定つまり頭蓋内の脳波測定ができる。このため、小動物用の脳波測定用電極ユニット1bによれば、頭皮上及び皮質内の脳波測定を同時に計測することが可能になる。
(第2の実施形態)
 本発明の第2の実施形態として、小動物用の脳波測定用電極ユニット1を用いた脳波測定システムについて説明する。以下の説明では、脳波測定用電極ユニット1aを利用した脳波測定システムを説明するが、脳波測定用電極1,1bも同様に脳波測定システムに適用できる。
 第2の実施形態に係る脳波測定システムは、本発明の小動物用の脳波測定用電極ユニット1aと市販のヒト用の脳波測定装置とから構成することができる。つまり、小動物の脳又は頭部に本発明の小動物用の脳波測定用電極ユニット1aを装着し、この脳波測定用電極ユニット1aからの脳波に関する信号を市販のヒト用の脳波測定装置に入力することによって小動物の脳波を容易に測定できる。
 図5は、本発明の第2の実施形態に係る脳波測定システム100の一構成例を示す模式図である。脳波測定システム100は、前述の脳波測定用電極ユニット1aと脳波測定装置10とを備えている。
 図5に示すように、脳波測定装置10は、小動物12の頭部に装着された小動物用の脳波測定用電極ユニット1aからの脳波信号が多チャンネルで入力が可能な増幅器14と、コンピュータ16と、この増幅器14からの出力信号15をコンピュータ16に入力するインターフェース回路18と、から構成されている。コンピュータ16としては、パーソナルコンピュータ等を使用できる。インターフェース回路18は、例えばA/Dコンバータである。
 本発明の小動物用の脳波測定用電極ユニット1aによれば、電極部6と小動物12の脳の測定面との電気抵抗を限りなく低く保つことができ、脳波測定用の電極部6を容易に多電極化することができる。
 本発明の小動物用の脳波測定用電極ユニット1aによれば、外径の異なる2本の円筒形チューブ、つまり第1の管4及び第2の管5(以下、それぞれチューブと呼ぶ場合がある。)を用い、外側の第2のチューブ5は基部2の貫通孔2aの孔壁に固着され、内側の円筒形チューブ4は外側のチューブ5内で軸方向へ移動可能に挿入される。したがって、電極部6を内包した内側のチューブ4を頭皮に対して垂直方向に接触させることができる。従って、小動物12が脳波測定中に動いても、チューブ下端の開口4c(図3(a)参照)を脳表面に当接させた内側チューブ4が小動物の動きに従動して外側チューブに対して移動するため、安定した脳波測定を行うことができる。このため、小動物12の脳波測定を効率良く行うことができる。
(第2の実施形態の変形例)
 本発明の第2の実施形態の変形例として、小動物用の脳波測定用電極ユニットを用いた脳波測定(EEG)装置に、さらに心電図測定(ECG)装置を備えた測定装置10aについて説明する。
 図6は、本発明の第2の実施形態の変形例に係る小動物用の脳波測定用電極ユニット1aを用いた脳波測定装置10aの一構成例を示す模式図である。脳波測定用電極ユニット1aに代えて、脳波測定用電極ユニット1、1bを利用できることは勿論である。
 図6に示す脳波測定装置10aは、小動物12に装着した心電図測定用電極19からの信号を増幅する心電図測定用(ECG用とも呼ぶ)の増幅器22と、このECG用の増幅器22からの信号をパーソナルコンピュータ16に入力させるインターフェース回路18aを備えている点が、図5に示す脳波測定装置10と異なっている。インターフェース回路18aは、例えばA/Dコンバータである。脳波測定用の増幅器14が多チャンネルの入力可能な増幅器である場合には、心電図測定用電極19からの信号を多チャンネルの入力可能な増幅器14aに入力し、増幅器14aの出力をインターフェース回路18に出力してもよい。
 図6の脳波測定装置10aによれば、小動物12の脳及び心臓の動作を経時的に測定することができる。この場合、脳波信号に混入してくる心臓からの信号による雑音、所謂心臓由来のアーチファクトを効果的に防止することができる。
 心臓由来のアーチファクトは、例えば心電図信号(ECG信号と呼ぶ)の周期的な信号を参照信号として、パーソナルコンピュータ16で演算処理を行うことによって除去する
ことができる。
 次に、脳波測定用電極ユニット1,1a,1bの製造方法について説明する。
(脳波測定用電極ユニット1の基部2の製作方法)
 (1)希望する基部2の形状の図面を作成する。
 (2)粘土を用いて鋳型を作成する。
 (3)熱可塑性の樹脂を用いて、この樹脂を鋳型に挿入し、基部2を作成する。
 (4)樹脂を鋳型から取り外し、最後に樹脂の形状を整える。
(脳波測定用電極ユニット1aの基部2の製作方法)
 脳波測定用電極ユニット1aの場合には、基部2の貫通孔2aに第2の管5を挿入して、接着剤等を用いて固定する。第2の管5としては、一例としてポリエチエレンからなる管を使用した。第2の管5の内径を1.4mm、外径を1.6mm、長さを6mmとした。
(脳波測定用電極ユニット1bの基部2の製作方法)
 脳波測定用電極ユニット1bの場合には、脳波測定用電極ユニット1aの場合にさらに、基部2に皮質内測定電極を挿入する孔となる開孔部9を設けることによって製作することができる。
 図7は、本発明の第1の実施形態に係る小動物用の脳波測定用電極ユニット1aの基部2を示す光学像である。図7から、図示されない31個の貫通孔2aに第2の管5が配設されていることが分かる。基部2に用いた樹脂は、例えばMR用樹脂である(太陽電機産業株式会社製、HB-100S-B1)。
(脳波測定用電極ユニット1の電極部6の製作方法)
 (1)希望する電極部6の形状の図面を作成し、電極部6を作製する。
 電極部6は白金線を使用した。寸法の一例は、直径を0.3mm、長さを0.8mmとした。表面積は7.67mmである。
 (2)電極部6に用いる金属部分と引き出し用導線7を半田付けする。
 (3)引き出し用導線7を信号用の増幅器14に固定する。
 (4)電極部6を第1の管4に通し固定する。
 第1の管4としては、ポリエチエレンからなる管を使用した。管4の直径を1.33mm、長さを10mmとした。
 上記では、手作業による小動物の脳波測定用電極ユニット1の製作方法を示したが、市販の3Dプリンターにより自動で製作することも可能である。脳波測定用電極ユニット1a,1bの電極部6も、脳波測定用電極ユニット1の電極部6と同様に製作することができる。
 図8は、製作した小動物用の脳波測定用電極ユニット1aの外観を示す光学像であり、(A)は表面側を、(B)は頭皮側を示す図である。図8に示すように、31本の電極部6が形成されていることが分かる。
 次に、製作した小動物用の脳波測定用電極ユニット1aを、小動物12としてウィスターラットのオスの頭皮にゴムバンドで装着した。
 図9は、ウィスターラット12aの頭皮に小動物用の脳波測定用電極ユニット1aを装着した外観を示す光学像である。図9から、小動物用の脳波測定用電極ユニット1aがウィスターラット12aの頭部に装着できるほど小面積であることが分かる。
(脳波測定及び心電図測定の測定装置10aによる計測例)
 脳波測定及び心電図測定の測定装置10aは、図6と類似の構成を用いた。ECG電極となる針状電極(米国、SA Instruments社製)19を、ウィスターラット12aの右後足に挿入した。小動物用の脳波測定用電極ユニット1aからの31本の導線と1本のECG電極とは、32チャンネルの電池式増幅器(独、Brain Products社製)14aを介してA/Dコンバータ(米国、ナショナルインスツルメンツ社製、USB-6221)18に接続した。A/Dコンバータ18は、ソフトウェア(米国、MATLAB社製、data acquisition toolbox)で制御した。脳波は、脳波測定用ソフトウェア(独、Brain Products社製、BrainRecord、Ver.1.4)を用いて測定した。
 脳波測定のサンプリング周波数は5000Hz、小動物用の脳波測定用電極ユニット1aのインピーダンスは50kΩ以下、接地インピーダンス及び参照インピーダンスは50kΩ以下であった。
 図10は、製作した小動物用の脳波測定用電極ユニット1aを用いて測定した脳波を示す図である。図10の横軸は時間(秒)、縦軸は脳波の振幅(マイクロボルト)である。図10から明らかなように、脳波は、雑音がなく、つまりS/Nが高い状態で測定されていることが分かる。
(脳波の皮質内計測)
 次に、脳波の皮質内計測について説明する。
 本発明の小動物用の脳波測定用電極ユニット1bを用いると、小動物用の脳波測定用電極ユニット1,1aを頭皮側もしくは頭蓋上に装着した脳波測定と共に、さらに頭蓋内の脳波測定を行うことができる。頭蓋内とは、頭蓋の下部の脳波測定であり、脳波の皮質内計測(intracranial recording)とも呼ばれている。
 図11は、製作した小動物用の脳波測定用電極ユニット1bの外観等を示す図であり、(A)は頭蓋側、(B)は表面側を示している。
 図11から明らかなように、小動物用の脳波測定用電極ユニット1bには27本の電極部6が形成されていることが分かる。さらに、皮質内計測用の電極部6を設置するために、図11(A)に示す脳波測定用電極ユニット1bには開孔部9が存在する。これにより、頭蓋上の脳波測定と皮質内計測との同時計測を可能にしている。
 図12は、市販の皮質内測定電極42を示す模式図であり、それぞれ(A)は斜視図、(B)は電極部42aの拡大平面図を示している。
 図12(A)に示すように、小動物用の脳波測定用電極ユニット1bの開孔部9に挿入される皮質内計測用電極42の一端側は、針状形状を有しており、先端部に所定のチャンネル数、例えば16チャンネルの電極部42aが形成されている。皮質内計測用電極42の左側上部の他端は電極部42aの端子部42bであり、プリント基板上に電極部42aの半田付け可能なパターンがチャンネル数分だけ形成されている。図12(B)に示すように、電極部42aの先端に設けられている電極12c間の間隔は例えば50μmであり、各電極12cの面積は例えば177μm程度である。
 図13は、ウィスターラット12aの頭皮に小動物用の脳波測定用電極ユニット1bを装着した外観を示す光学像を示している。
 図13から、ウィスターラット12aには引き出し用導線7が装着され、右上方には、皮質内計測用電極42(NeuroNexus Technologies 社製、a1×16-5mm-177)が頭蓋上に挿入されていることが分かる。図12に示した皮質内計測用電極42の先端が尖った形状の電極部42aは、ウィスターラット12aの頭蓋骨をくり抜き、さらに、硬膜を剥がして脳の皮質内に差しこまれている。図13に示す脳波測定用電極ユニット1bの右上部が皮質内計測用電極42の端子部42bである。この端子部42bには16個のボール状の半田層が形成されている。
 図14は、製作した小動物用の脳波測定用電極ユニット1bで測定した16チャンネルの皮質内の脳波波形を示す図である。図14の横軸は時間(秒)、縦軸は16チャンネルの皮質内の脳波振幅(任意目盛り)である。
 図14から明らかなように、皮質内の脳波は雑音がなく、つまりS/Nが高い状態で測定されていることが分かる。また、頭皮上から測定される脳波の波形は、図10に示した小動物用の脳波測定用電極ユニット1aで測定した脳波波形と同様であった。これから、頭蓋上のEEG測定も、頭皮側に装着した場合と同様に測定できることが分かった。これは、本発明者等の知見によれば従来実現できなかった測定である。
 これにより、本発明の小動物用の脳波測定用電極ユニット1bによれば、小動物12の頭皮上からの脳波測定と皮質内計測との同時計測も行うことができる。
(第3の実施形態)
 本発明の第3の実施形態として、小動物用の脳波測定用電極ユニット1を用いた測定システムとして、脳波測定とf-MRIとの同時測定ができるシステムについて説明する。以下の説明では、脳波測定用電極ユニット1を利用した測定システムを説明するが、脳波測定用電極ユニット1aや1bも測定システムに同様に適用できる。
 図15は、本発明の第3の実施形態に係る小動物用の脳波測定用電極ユニット1を用いた脳波及びf-MRIの同時測定システム200の構成を示す模式図である。
 同時測定システム200は、前述の脳波測定用電極ユニット1と同時測定装置30とを備えている。
 図15に示すように、小動物用の脳波測定用電極ユニット1を用いた脳波測定及びf-MRIの同時測定装置30は、脳波測定装置10とf-MRI装置32とから構成されている。小動物12の頭部には、小動物用の脳波測定用電極ユニット1が装着されている。
 f-MRI装置32は、通常のMRI装置にさらに脳が刺激を受けた場合に、この刺激を受けた部位の血流の増加を検知する機能を備えている。f-MRI装置32は、磁場を被観察物となる小動物12へ印加する磁場走査部32aと、磁場走査部32aの制御やNMR信号を取得する制御部32bと、制御部32bからのNMR信号を受け取り画像データを作成するパーソナルコンピュータ32c等と、を備えている。f-MRI装置32で画像表示されるT1は、核・BR>・気共鳴における縦緩和時間であり、物質の環境依存的な値である。同様に、T1と共にMRIで画像表示されるT2は、核磁気共鳴における横緩和時間であり、物質固有の値である。
 f-MRI装置32においては、脳に刺激を受けた小動物12の血流が増加すると、血流中の常磁性体である還元ヘモグロビンの濃度低下と共に磁化率も減少し、T2が延長するようになる。
 このため、小動物12の血流が増加してT2が延長した場合には、T2強調画像において刺激が加えられる領域、即ち刺激の賦活部位で増加するf-MRI信号として検知される。このf-MRI信号は小川氏等により見出され、BOLD(blood-oxygen-level-dependent)効果と呼ばれている(非特許文献3参照)。このf-MRI信号は、従来のMRI信号であるT2に磁場の不均一性を考慮したT2スター強調像(T2と表記される。)の値を用いて通常は測定される。
 脳波は、小動物12の脳波測定用電極ユニット1から電池式の増幅器14に入力され、この増幅器14からの出力信号15は、例えば光ファイバ36によってA/Dコンバータ18に入力される。A/Dコンバータ18の出力は、EEG信号用のパーソナルコンピュータ16等で処理されて脳波信号がデータ化される。
 ここで、第1の実施形態の変形例で説明したように、脳波測定における小動物12の心臓からのアーチフェクト除去のためにECG測定を行ってもよい。ECG測定を行うには、図6に示すように、心電図測定用電極19からの信号を増幅する増幅器22と、インターフェース回路18aを備えていればよい。図15の場合には、EEG信号とECG信号は、多チャンネルが入力可能な増幅器14aに入力され、A/Dコンバータ18を介して、信号処理用のパーソナルコンピュータ16に接続されている。さらに、脳波及びf-MRIの同時測定装置30は、小動物12の呼吸用に換気装置37や、終末呼気CO濃度
のモニタ装置38を備えていてもよい。
 図15に示す小動物用の脳波測定用電極ユニット1を用いた脳波測定及びf-MRIの同時測定ができる装置30によれば、小動物用の脳波測定用電極ユニット1を用いたことにより例えば31チャンネルに及ぶ脳波測定を行うことができる。
 これにより、脳波測定より得られる1ボクセルレベル、例えば200μm×200μmでの神経活動を短時間で測定することができる。さらに、刺激を与えた小動物12のf-MRI測定より得られる血行動態反応に基づいたBOLD効果を測定することができる。EEG計測システムは、MRI装置30の外における測定も可能である。小動物12への刺激は、刺激装置35から小動物12に印加される。
(脳波測定及びf-MRI同時測定例)
 脳波測定及びf-MRI同時測定例について説明する。
 f-MRI測定装置32としては、直径が38[mm]の超伝導コイルを有している市販の装置を用いた(独、Bruker Biospin社製、70/16 PharmaScan)。磁場勾配は、最大300[mT/m]である。f-MRIの画像をエコープラナー法(EPIと呼ぶ)によって作成した。f-MRIを測定するソフトウェアとしては、Paravision 5.0を用いた。
 実際に小動物用の脳波測定とf-MRIとの同時測定を行う前に、小動物用の脳波測定用電極ユニット1aのf-MRI測定に対する影響を調べた。
 基準画像を取得するために、直径が2[cm]で長さが6[cm]の円柱状のポリエチレン容器にNiCl等を含む水溶液を封入した生体測定用の擬似物体、所謂ファントムを用意した。このファントムをf-MRI装置32の磁場走査部32a、つまりガントリに挿入した。ファントムに小動物用の脳波測定用電極ユニット1aを装着した場合と装着しない場合のf-MRI測定を行った。基準画像としてEPI画像、T2画像、T2マッピング、T2マッピング等の取得を行った。これらのデータからは、ファントムに小動物用の脳波測定用電極ユニット1aを装着した場合と装着しない場合とのf-MRI測定結果に差がないことが判明した。
 小動物12としては、ウィスターラット12aのオスを用いた。ウィスターラット12aの右前足に印加する刺激としては、刺激装置35から発生したパルス電流を用いた。具体的には、ウィスターラット12aの右前足に3[mA]のパルス電流を30秒印加し、次に40秒停止するという1サイクルを、10回以上繰り返した。
 図16は、ウィスターラット12aの右前足に電流パルスによる刺激を印加したとき、それぞれ、(A)は小動物用の脳波測定用電極ユニットを装着しない場合のf-MRI画像を、(B)は小動物用の脳波測定用電極ユニット1aを装着した場合のf-MRI画像を示す図である。図16には、f-MRI解析用ソフトウェア(英、Wellcome Department of Imaging Neuroscience 社製, SPMソフトウェア)を用いて解析したBOLD信号のt検定のスコアも示している。
 図16(A)は、ウィスターラット12aの右前足に電流パルスによる刺激を10回繰り返して印加したときにf-MRI装置で観察されるBOLD信号の変化を示す図であり、ウィスターラット12aの右前足に加えられる電流刺激時間に対応して、BOLD信号が増加していることが分かる。
 図16(A)に示すように、小動物用の脳波測定用電極ユニット1aを装着しない場合にBOLD信号が増加した位置は、Paxinos等によるラットの脳地図では、XYZ表記で下記のように表される。
     X=-36.8±4.1mm
     Y=1.5±4.5mm
     Z=-23.5mm±3.7mm
 一方、図16(B)に示すように、小動物用の脳波測定用電極ユニット1aを装着した場合にBOLD信号が増加した位置は、Paxinos等によるラットの脳地図では、XYZ表記で下記のように表される。
     X=-35.7±3.9mm
     Y=4.0±3.8mm
     Z=-23.3mm±3.3mm
 また、図16(A)に示すように、脳波測定用電極ユニット1aを装着しない場合のSPMソフトウェアによるBOLD信号のt検定(p<0.001、ここでPは有意確率である)のスコアは、13.0±2.8であった。
 一方、図16(B)に示すように、脳波測定用電極ユニット1aを装着した場合のSPMソフトウェアによるBOLD信号のt検定(p<0.001)のスコアは、10.7±2.7であった。
 上記結果から、ウィスターラット12aの右前足に電流パルスによる刺激を印加したとき、小動物用の脳波測定用電極ユニット1aを装着しない場合と装着した場合において、脳地図のほぼ同様のX,Y,Zの位置で脳が刺激を受けていることが分かった。さらに、そのBOLD信号は、SPMソフトウェアの解析からほぼ同様の信号強度を与えることが分かった。
 図17は、ウィスターラット12aの右前足に900回の電流パルスによる刺激を印加したときの平均したEEG信号を示す図であり、それぞれ、(A)は磁場走査部32aの外で記録した場合、(B)は磁場走査部32aの中で磁場走査をしないで記録した場合、(C)は磁場走査部32aの中でf-MRIとの同時測定を行った場合の信号を示している。図17の横軸は時間(秒)を示し、図17の縦軸は脳波信号電圧(mV)を示している。各図は、30本の電極部6からのデータを重ね合わせて示している。
 図17(C)のEEG信号は、BOLD信号の取得に関わるEPI画像のスキャニングアーチファクトを周期的な信号を参照信号として、パーソナルコンピュータ16で演算処理を行うことによって、除去した結果である。
 上記結果から、ウィスターラット12aの右前足に900回の電流パルスによる刺激を印加したときに、平均したEEG信号は、磁場走査部32aの外で記録した場合(図17(A)参照)、磁場走査部32aの中で磁場走査をしないで記録した場合(図17(B)参照)及び磁場走査部32aの中でf-MRIとの同時測定を行った場合(図17(C)参照)の何れも、ほぼ同様のEEG信号を与えることが明らかになった。
 上記したように、図16に示したBOLD信号及び図17に示したEEG信号の実験から、本発明の小動物用の脳波測定用電極ユニット1aを用いることにより、多数チャンネルの脳波測定及びf-MRIとの同時測定が良好に行えることが分かった。これは、本発明者等の知見によれば従来実現できなかった測定である。
 本発明は、小動物12を対象とし、脳波測定とf-MRIとの同時計測を行うことができる。脳波測定を用いることで高い時間分解能(time resolution)で神経活動の計測を行うことができる。f-MRIを用いることで高い空間分解能(space resolution)での神経活動を同時に計測することができる。このため、脳波測定及びf-MRIの同時測定は、互いの長所と短所を補うような理想的な非侵襲的脳活動計測装置を提供することができる。また、後述するように、電極を近赤外分光法(Near Infrared Spectroscopy、NIRSと呼ぶ)用のプローブに変えることも可能である。
(第4の実施形態)
 次に、本発明の第4の実施形態に係る小動物用の脳波測定用電極ユニット50について説明する。
 図18は、本発明の第4の実施形態に係る小動物用の脳波測定用電極ユニット50の構造を示し、(A)は斜視図、(B)は(A)のIII-III線に沿った断面図である。
 図18(A)に示すように、本発明の小動物用の脳波測定用電極ユニット50は、頭皮又は脳表面に被覆される基部2と、この基部2に挿入されている複数の電極53(53a~53n)とから構成されている。
 図18(B)に示すように、一つの電極53aは、内側の第1の管4と、外側の第2の管5と内側の第1の管4に挿入される電極部6及び光ファイバ54と、この電極部6の引き出し用導線7と、内側の第1の管4内に充填されるペースト8と、から構成されている。
 図18に示す小動物用の脳波測定用電極ユニット50は、図1及び図2の小動物用の脳波測定用電極ユニット1,1aと異なり、さらに内側の第1の管4に挿入される光ファイバ54を備えている。1つの電極53に1本の電極部6が設けられ、基部2全体に設ける電極53の本数は任意に決定することができる。電極53の本数は例えば30~40本程度とすることができる。光ファイバ54の本数は、電極53の本数と同じでも異なっていてもよい。光ファイバ54の本数は、後述する近赤外分光法に合わせて決定することができる。小動物用の脳波測定用電極ユニット50の光ファイバ54の一端は、電極部6と同様に小動物12の脳又は頭皮に接触して近赤外光を脳の内部まで深く照射する。光ファイバ54以外の構成は図1で説明したので省略する。なお、図18(B)は、電極部6が光ファイバ54と同様に頭皮に接触するよう内側の管4内に深く差し込まれた構成を示しているが、本実施形態において電極部6は図1,2,4に示す電極部6のように、つまり管4の下方の開口4cから距離を置いた管内で下端が位置するように短く寸法が選定されて構成してもよいことは勿論である。
 小動物用の脳波測定用電極ユニット50の光ファイバ54は近赤外分光を行うための光ファイバであって、脳内のヘモグロビンや酸素等の吸収分光ができる波長、例えば800nmで損失の少ない光ファイバである。このような光ファイバ54としては、光通信用の石英ガラスや樹脂からなる光ファイバ54を使用することができる。
 光ファイバ54の他端は所謂近赤外の分光器に接続され、分光用の赤外光が小動物の脳に照射され、その反射光が検出される。
 本発明の小動物用の脳波測定用電極ユニット50によれば、脳波測定と同時に近赤外分光法(NIRS)の測定を行うことができる。さらに、心電図測定も同時に行うことができる。
 本発明は、上記実施の形態に限定されるものではなく、特許請求の範囲に記載した発明の範囲内で種々の変形が可能であり、それらも本発明の範囲内に含まれることはいうまでもない。
 本発明の小動物用の脳波測定用電極ユニット1,1a,1b,50を用いて、例えば脳波測定及びf-MRIの同時測定を行うことによって、ヒトではできないような、例えば、特定遺伝子のノックアウトマウス、酵素阻害剤等の薬理学的スクリーニングなどを小動物に対して行うことができる。さらに既存の脳の免疫染色、蛍光染色、電気生理学的手法ともデータの相互互換可能な点が大きなメリットである。
 本発明の脳波測定及びf-fMRIの同時測定は、例えば種々の薬理学的手法や遺伝学的手法とも組み合わせることが可能であり、脳神経学の基礎的研究分野のみならず、製薬産業界においても新機軸の薬物評価システムになる。
 1,1a,1b,50:小動物用の脳波測定用電極ユニット
 2:基部
 2a:貫通孔
 3:電極部
 4:第1の管
 4a:キャップ
 4b:第1の管の上側の開口
 4c:第1の管の下側の開口
 5:第2の管
 6:電極
 7:引き出し用導線
 8:ペースト
 9:開孔部
10:小動物用の脳波測定用電極ユニットを用いた脳波測定装置
10a:小動物用の脳波測定用電極ユニットを用いた脳波及び心電図測定装置
12:小動物
12a:ウィスターラット
14,14a:増幅器
15:増幅器からの出力信号
16:コンピュータ
18,18a:インターフェース回路
19:心電図測定用電極
22:ECG用の増幅器
30:小動物用の脳波測定用電極ユニットを用いた、脳波及び機能的MRIの同時測定装置
32:f-MRI装置
32a:磁場走査部
32b:制御部
32c:コンピュータ
35:刺激装置
36:光ファイバ
37:換気装置
42:皮質内計測用電極
42a:電極部
42b:端子部
42c:電極
38:終末呼気CO濃度のモニタ装置
53:複数電極部
54:光ファイバ
100:脳波計測システム
200:脳波及びf-MRIの同時測定計測システム

Claims (14)

  1.  小動物の頭皮又は脳表面に被覆され複数の貫通孔を有する基部と、複数の電極とを備え、
     上記複数の電極のそれぞれは、上記複数の貫通孔のそれぞれに挿入され、
     上記複数の電極のそれぞれは、絶縁性の管と、該管内に設けられる電極部と、該電極部に接続されて外部に脳波信号を取り出す引き出し用導線と、上記管内に充填されるペーストと、を備え、
     上記管は上記頭皮又は脳表面に対して起立するよう上記貫通孔に取り付けられ、
     上記電極部は線状に形成されて上記頭皮又は脳表面に対して起立するように上記管内に充填されたペースト内に設けられていることを特徴とする、小動物用の脳測定用電極ユニット。
  2.  前記管は、前記貫通孔の軸方向に移動できるように挿入されることを特徴とする、請求項1に記載の小動物用の脳測定用電極ユニット。
  3.  小動物の頭皮又は脳表面に被覆され複数の貫通孔を有する基部と、複数の電極とを備え、
     上記複数の電極のそれぞれは、上記複数の貫通孔のそれぞれに挿入され、
     上記複数の電極のそれぞれは、絶縁性の内側の第1管と、該第1管を収容する絶縁性の外側の第2管と、該第1管内に設けられる電極部と、該電極部に接続されて外部に脳波信号を取り出す引き出し用導線と、上記管内に充填されるペーストと、を備え、
     上記第1管及び第2管は上記頭皮又は脳表面に対して起立するよう上記貫通孔に取り付けられ、
     上記電極部は線状に形成されて上記頭皮又は脳表面に対して起立するように上記第1管内に充填されたペースト内に設けられていることを特徴とする、小動物用の脳測定用電極ユニット。
  4.  前記第1管は、前記第2管の軸方向に移動できるように挿入されることを特徴とする、請求項3に記載の小動物用の脳測定用電極ユニット。
  5.  前記電極部は下端とその側面とが当該ペーストに接触していることを特徴とする、請求項1~4の何れかに記載の小動物用の脳測定用電極ユニット。
  6.  前記ペーストは、脳波用ペーストと生理食塩水の混合物からなることを特徴とする、請求項1~5の何れかに記載の小動物用の脳測定用電極ユニット。
  7.  前記基部は、さらに、皮質内計測用の電極が挿入される開孔部を備えることを特徴とする、請求項1~6の何れかに記載の小動物用の脳測定用電極ユニット。
  8.  さらに、前記管に光ファイバを備えることを特徴とする、請求項1~7に記載の小動物用の脳測定用電極ユニット。
  9.  前記請求項1~8の何れかに記載の小動物用の脳測定用電極ユニットを用いたことを特徴とする、脳波測定システム。
  10.  前記請求項1~8の何れかに記載の小動物用の脳測定用電極ユニットを用いたことを特徴とする、脳波及びf-MRI同時測定システム。
  11.  前記請求項1~8の何れかに記載の小動物用の脳測定用電極ユニットを用いたことを特徴とする、脳波及びNIRS同時測定システム。
  12.  前記請求項1~8の何れかに記載の小動物用の脳測定用電極ユニットを用いたことを特徴とする、脳波とf-MRIとNIRSとの同時測定システム。
  13.  前記請求項1~8の何れかに記載の小動物用の脳測定用電極ユニットを用いたことを特徴とする、脳波と皮質内計測の同時測定システム。
  14.  さらに、心電図測定ができることを特徴とする、請求項9~13の何れかに記載の測定システム。
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