WO2011148948A1 - 脳機能計測装置 - Google Patents

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optical
measuring apparatus
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悠介 関
豪 宮下
敦 牧
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株式会社日立製作所
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    • A61B5/1455—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration, pH value; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid, cerebral tissue using optical sensors, e.g. spectral photometrical oximeters
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    • A61B5/4058—Detecting, measuring or recording for evaluating the nervous system for evaluating the central nervous system
    • A61B5/4064—Evaluating the brain

Definitions

  • the present invention relates to a brain function measurement technique for measuring neural activity and hemodynamics of the brain.
  • Electroencephalography electroencephalography: hereinafter abbreviated as EEG
  • magnetoencephalography magnetoencephalography: hereinafter abbreviated as MEG
  • EEG electroencephalography
  • MEG magnetoencephalography
  • the feature is that neural activity can be measured with temporal resolution.
  • the electroencephalogram measurement method has low spatial resolution due to non-uniform conductivity of human tissues (brain, cerebrospinal fluid, skull, skin, hair).
  • MEG cerebral magnetic field measurement method
  • a magnetic signal generated along with nerve activity is detected by a SQUID magnetometer composed of a superconducting quantum interference device (hereinafter referred to as SQUID) and a detection coil.
  • SQUID superconducting quantum interference device
  • MEG has a detailed description in Non-Patent Document 2.
  • fMRI Functional magnetic resonance imaging
  • NIRS near-infrared spectroscopy
  • an end portion of an optical waveguide means for transmission such as an optical fiber (hereinafter referred to as an optical transmission probe) is brought into contact with the surface of the living body to irradiate the living body with light, and an end portion of the optical waveguide means for reception (hereinafter referred to as optical reception).
  • a probe is brought into contact with a position several mm to several cm away from the surface of the living body, and light scattered inside the living body (hereinafter referred to as living body scattered light) is collected and measured. Based on the measured intensity of the scattered light from the living body, the concentration of the light-absorbing substance in the living body such as oxygenated hemoglobin or deoxygenated hemoglobin or a value corresponding to the concentration is obtained.
  • the light-absorbing characteristic of the target light-absorbing substance corresponding to the wavelength of the irradiated light is used.
  • light having a wavelength within a range of 650 nm to 1300 nm having high biological permeability is used.
  • the structure of an optical transmission probe or an optical reception probe (hereinafter abbreviated as an optical transmission / reception probe) is disclosed in Patent Document 1.
  • Non- Patent Document 3 the relationship between neural activity and hemodynamics is called neurovascular coupling, and is an important relationship for elucidating the mechanisms of brain function and neurological diseases, but the entire picture is complicated and not yet elucidated (non- Patent Document 3). Therefore, if neural activity and hemodynamics can be captured at the same time, it is expected to provide new possibilities for diagnosis of neurological diseases and measurement of brain function.
  • simultaneous measurement of fMRI and EEG or fMRI and MEG has a problem that a sufficient signal-to-noise ratio cannot be obtained because electrical interference occurs.
  • NIRS which is optical measurement
  • EEG which is potential measurement
  • MEG which is magnetic field measurement. Therefore, the simultaneous measurement method combining NIRS and EEG (Non-Patent Document 4) or NIRS and MEG (Non-Patent Document 5) is considered effective.
  • MEG measurement is performed with the NIRS optical transmission / reception probe attached to the head.
  • the distance between the detection coil of the SQUID magnetometer and the scalp is farther than when the optical transmission / reception probe is not attached, and therefore, the detection is performed by the SQUID magnetometer.
  • the signal intensity of the brain magnetic field was attenuated.
  • the relative position between the NIRS optical transmission / reception probe and the MEG detection coil tends to shift.
  • the structure of the detection coil of the SQUID magnetometer is described in detail in Non-Patent Document 6.
  • the NIRS optical transmitter probe and optical receiver probe must be in contact with the scalp during measurement. Therefore, in order to measure NIRS and MEG simultaneously, an optical transmission / reception probe necessarily exists between the MEG cryostat and the scalp. As a result, there is a problem that a gap of several centimeters or more is generated between the cryostat surface and the scalp, and the signal intensity of the brain magnetic field is attenuated or cannot be measured. In addition, a relative arrangement method of a plurality of SQUID magnetometers and a plurality of optical transmission / reception probes has not been considered so far.
  • an object of the present invention is to provide a brain function measuring apparatus that can detect a cerebral magnetic field and cerebral hemodynamics associated with nerve activity with higher sensitivity and ease than before.
  • the optical transmission / reception probe is fixed to the optical transmission / reception probe housing hole formed on the cryostat surface for cooling and holding the SQUID magnetometer via an elastic member.
  • This makes it possible to bring the detection coil of the SQUID magnetometer closer to the scalp in a state where both the optical transmission / reception probes are in contact with the scalp of the subject.
  • the distance between the cryostat surface and the scalp can be reduced to within 5 mm.
  • the arrangement of the SQUID magnetometer and the optical transmission / reception probe is made to maximize the intensity of the brain magnetic field and the living body scattered light without causing spatial interference.
  • the brain function measuring apparatus condenses light propagating through a subject, magnetic field measuring means for detecting a magnetic field generated from the subject, light transmitting means for irradiating the subject with light, and
  • a brain function measuring device including a light receiving means, wherein the magnetic field measuring means includes a SQUID magnetometer cooled and held inside a cryostat, and the light transmitting means is disposed on a cryostat surface close to a detection coil of the SQUID magnetometer. It has a recessed part for accommodating the optical transmission probe which is the edge part of this, and the optical reception probe which is the edge part of the said optical receiving means.
  • the light transmitting probe and the light receiving probe may be fixed to the recess through an elastic member that expands and contracts in the light detection direction.
  • the light transmitting probe and the light receiving probe may be fixed to the recess through a nonmagnetic spring that expands and contracts in the light detection direction.
  • the end of the detection coil of the SQID magnetometer may be housed in a recess formed inside the cryostat.
  • the cryostat may be formed with a small thickness at a location where the detection coil of the SQID magnetometer is disposed.
  • an optical waveguide housing groove for housing an optical waveguide such as an optical fiber connected to the optical transmission probe and the optical reception probe may be provided on the outer layer surface of the cryostat.
  • the SQUID magnetometer is a magnetometer or a coaxial differential type gradiometer, and the detection coil is disposed at the center between the optical transmission probe and the optical reception probe. It's okay.
  • the SQUID magnetometer is a planar first-order differential type gradiometer or a planar first-order differential and coaxial differential type gradiometer, and includes two detection coils on the same plane. The point and the midpoint between the optical transmission probe and the optical reception probe may be arranged so as to be projected onto the detection surface and coincide with each other.
  • two SQUID magnetometers may be provided, and the plane differential directions may be orthogonal to each other.
  • the SQUID magnetometer, the optical transmission probe, and the optical reception probe are used as one set of detection means, and a plurality of sets of detection means are arranged on the same plane or a single curved surface. In other words, neural activity and cerebral hemodynamics may be mapped and displayed simultaneously.
  • the two SQUID magnetometers, the optical transmission probe and the optical reception probe are used as one set of detection means, and a plurality of sets of detection means are on the same plane or one curved surface. It may be arranged above and display the neural activity and cerebral hemodynamics simultaneously mapped.
  • the present invention it is possible to provide a brain function measuring device that detects the neural activity and cerebral hemodynamics of the brain with higher sensitivity and ease than before.
  • Sectional drawing which shows the brain function measuring apparatus of embodiment of this invention. Sectional drawing which shows the brain function measuring apparatus of other embodiment of this invention.
  • BRIEF DESCRIPTION OF THE DRAWINGS It is a schematic diagram which shows the SQUID magnetometer of this invention, (a) is a coaxial primary differential type
  • FIG. 1 is a cross-sectional view showing a brain function measuring apparatus according to this embodiment.
  • a SQUID magnetometer 100 that detects a cerebral magnetic field includes a SQUID element 101 and a detection coil 102.
  • the detection coil 102 has a role of detecting a magnetic flux signal and transmitting it to the SQUID element 101.
  • the detection coil 102 is configured by winding a superconducting wire around a bobbin 103.
  • the SQUID magnetometer 100 is a coaxial first-order differential type SQUID gradiometer.
  • FIG. 3A shows a schematic diagram of a coaxial first-order differential type SQUID gradiometer.
  • the SQUID magnetometer 100 may be a coaxial second-order differential SQUID gradiometer shown in FIG. 3B or a SQUID magnetometer that detects the magnetic field itself.
  • the SQUID element 101 and the detection coil 102 are each composed of a superconductor such as niobium (Nb) or niobium titanium (NbTi), and are cooled and held below the superconducting transition temperature by the liquid helium 109 as a refrigerant during operation. Further, the SQUID magnetometer 100 and the liquid helium 109 are insulated from the outside by a cryostat 110.
  • the optical transmission probe 120a is fixed to a probe housing hole 122a formed in the cryostat 110 through an elastic member 121a.
  • the optical transmission probe 120a normally protrudes from the surface of the cryostat outer layer 111 of the cryostat 110.
  • the optical transmission probe 120a is pushed into the probe housing hole 122a.
  • the subject and the detection coil 102 of the SQUID magnetometer 100 can be brought close to each other while the optical transmission probe and the subject are in reliable contact.
  • the optical receiving probe 120b is fixed to the probe housing hole 122b via the elastic member 121b.
  • the elastic members 121a and 121b are made of a nonmagnetic and elastic material such as sponge or rubber.
  • the signal intensity of the cerebral magnetic field is inversely proportional to the square of the distance between a nerve cell as a signal source and the detection coil 102 of the SQUID magnetometer 100. Accordingly, in order to increase the signal intensity of the cerebral magnetic field, it is required to reduce the thickness of the cryostat vacuum layer 112, the cryostat outer layer 111, and the thickness of the cryostat inner layer 113 in the cryostat 110. On the other hand, if these are made too small, the heat insulation performance and strength of the cryostat 110 will deteriorate. Therefore, as shown in FIG. 1, the thickness of the cryostat vacuum layer 112, the cryostat outer layer 111, or the cryostat inner layer 113 is locally reduced at the location where the detection coil 102 is disposed. The tip of the detection coil 102 of the SQID magnetometer 100 is housed in a recess formed inside the cryostat 110.
  • the detection coil 102 of the SQUID magnetometer 100 is disposed in the middle of the optical transmission probe 120a and the optical reception probe 120b.
  • the cerebral magnetic field detected by the SQUID magnetometer 100 best reflects the nerve current generated immediately below the detection coil 102, and the signal detected by the NIRS is cerebral blood flow immediately below the midpoint between the optical transmission probe 120a and the optical reception probe 120b. Reflects the dynamics best. Therefore, according to the arrangement method of the detection coil 102, the optical transmission probe 120a, and the optical reception probe 120b of the present embodiment, it is possible to detect local neural activity and cerebral hemodynamics.
  • FIG. 2 is a cross-sectional view showing a brain function measuring apparatus according to this embodiment.
  • the present embodiment is characterized in that non-magnetic springs 221a and 221b are used in place of the elastic members 121a and 121b in the embodiment described with reference to FIG.
  • the nonmagnetic springs 221a and 221b are made of a nonmagnetic material such as plastic or brass.
  • FIG. 3A is a schematic diagram showing a coaxial first-order differential SQUID gradiometer in the present embodiment.
  • the coaxial first-order differential detection coil 303 detects a magnetic flux that is first-order differentiated in the axial direction of the coil (the vertical direction in the figure). The detected magnetic flux is transmitted to the SQUID 301a through the input coil 302a.
  • FIG. 3B is a schematic diagram showing a coaxial second-order differential SQUID gradiometer in the present embodiment.
  • the coaxial secondary differential detection coil 304 detects a magnetic flux that has been secondarily differentiated in the axial direction of the coil (the vertical direction in the figure). The detected magnetic flux is transmitted to the SQUID 301b via the input coil 302b.
  • FIG. 3A is a schematic diagram showing a coaxial first-order differential SQUID gradiometer in the present embodiment.
  • the coaxial first-order differential detection coil 303 detects a magnetic flux that is first-order differentiated in the axial direction of the
  • 3C is a schematic diagram showing a coaxial secondary differential / planar primary differential SQUID gradiometer in the present embodiment.
  • the coaxial second-order differential / planar first-order differential detection coil 305 is second-order differentiated in the coil axial direction (vertical direction in the figure) and first-order differentiated in the coil plane direction (horizontal direction in the figure). Detect the magnetic flux. The detected magnetic flux is transmitted to the SQUID 301c through the input coil 302c.
  • FIG. 4 is a cross-sectional view showing the optical transmission / reception probe in the present embodiment.
  • the optical transmission / reception probe 120 which is the end of the optical waveguide means for transmission / reception from the optical fiber 401 is brought into contact with the scalp surface.
  • the optical transmission / reception probe 120 is formed by bending the tip of an optical fiber 401 and fixing it with a nonmagnetic resin material such as noryl (PPO: polyphenylene oxide).
  • PPO polyphenylene oxide
  • the tip of the optical transmission / reception probe 120 has a thin shape as shown in FIG. More specifically, the diameter of the tip of the optical transmission / reception probe 120 is preferably within a few millimeters.
  • the optical fiber 401 is protected by the optical fiber support 402 because its optical characteristics deteriorate when scratched.
  • the optical fiber support 402 is made of a soft resin material such as vinyl chloride (PVC: polyvinyl chloride). Is done.
  • FIG. 5 is a plan view showing the brain function measuring apparatus in the present embodiment, and is a plan view seen from below in the cross-sectional view shown in FIG.
  • the basic configuration is as described in the description of FIG.
  • the positional relationship among the optical transmission probe 120a, the optical reception probe 120b, and the detection coil 102 is shown in a plan view.
  • the optical fiber supports 402a and 402b containing the optical fiber are stored in optical fiber storage grooves 501a and 501b formed on the outer layer surface of the cryostat 110, respectively.
  • the optical fiber does not protrude from the outer layer surface of the cryostat 110, there is an effect that the optical fiber does not become an obstacle when the detection coil of the SQUID magnetometer is brought close to the scalp.
  • a large number of detection means it is possible to simultaneously detect brain activity over a wide area, and as a result, it is possible to map neural activity and cerebral hemodynamics.
  • FIG. 6 is a plan view showing the brain function measuring apparatus in the present embodiment.
  • the detection coil 102 in the embodiment shown in FIGS. 1 and 5 is the coaxial first-order differential detection coil 303 shown in FIG. 3A, whereas the detection coils 601a and 601b in this embodiment are This is the coaxial secondary differential / planar primary differential detection coil 305 shown in FIG.
  • the detection coils 601a and 601b in the present embodiment may be planar first-order differential detection coils.
  • the cerebral magnetic field detected by the coaxial second-order differential / first-order differential SQUID gradiometer in FIG. 3C is a nerve that exists immediately below the midpoint of two coils adjacent in the in-plane direction of the coil. The current is reflected best, and the neural current in the direction orthogonal to the straight line connecting the centers of the two coils is reflected best. Accordingly, in the detection coils 601a and 602b in this embodiment, as shown in FIG. 6, the midpoint of the coils coincides with the midpoint of the optical transmission probe 120a and the optical reception probe 120b, and the direction of the difference in the coil plane is Arranged to be orthogonal. According to this arrangement method, local neural activity and cerebral hemodynamics can be detected with high sensitivity.
  • a large number of detection means it is possible to simultaneously detect brain activity over a wide area, and as a result, it is possible to map neural activity and cerebral hemodynamics.

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Abstract

脳磁場および生体散乱光を従来よりも高感度かつ簡易に検出する脳機能計測装置を提供する。 光送信プローブ（１２０ａ）および光受信プローブ（１２０ｂ）を、光検出方向に伸縮する弾性部材（１２１ａ，ｂ）を介して、ＳＱＵＩＤ磁束計（１００）を冷却保持するクライオスタット（１１０）表面に形成された凹部（１２２ａ，ｂ）に固定することにより、光送受信プローブを被験者の頭皮に接触させた状態でクライオスタットを頭皮から５ｍｍ以内の距離に近づけることを可能とした。さらに、ＳＱＵＩＤ磁束計と光送受信プローブの配置を、互いに干渉せず、かつ脳磁場および生体散乱光の信号強度が最大となるようにした。

Description

脳機能計測装置
　本発明は、脳の神経活動および血行動態を計測する脳機能計測技術に関するものである。
　近年、認知症などの脳神経疾患が社会問題となり、脳機能計測の役割は今後ますます高まることが予想される（非特許文献１）。脳波計測法(electroencephalography：以後、ＥＥＧと略す)と脳磁場計測法(magnetoencephalography：以後、ＭＥＧと略す)は、神経細胞の電気的活動を直接的に捉える計測法であり、1ミリ秒以下の高い時間分解能で神経活動を計測できることが特長である。脳波計測法は、人体組織(脳、脳脊髄液、頭蓋骨、皮膚、毛髪)の導電率が不均一であるため空間分解能が低い。しかし、脳磁場計測法は、人体組織の透磁率が均一であるため、空間分解能が高く、非接触計測が可能であることが特長である。ＭＥＧでは、神経活動に伴って生じる磁気信号を超伝導量子干渉素子（Superconducting Quantum Interference Device：以後、ＳＱＵＩＤと略す）と検出コイルより構成されるＳＱＵＩＤ磁束計によって検出する。ＭＥＧについては、非特許文献２に詳しい説明がある。
　また、機能的磁気共鳴画像法(functional magnetic resonance imaging：以後、ｆＭＲＩと略す)や近赤外線分光法(near-infrared spectroscopy：以後、ＮＩＲＳと略す)は神経活動に伴う局所の血行動態を捉える手法であり、主に高次脳機能を非侵襲に計測する手法として知られている。ｆＭＲＩは高い空間分解能を持ち、大脳基底核などの深部の血行動態を計測できる点で優れている。ＮＩＲＳは主に大脳皮質の血行動態を計測するのに適しており、装置がｆＭＲＩに比べて著しく簡便であるという点で優れている。ＮＩＲＳでは、光ファイバー等の送信用光導波手段の端部（以後、光送信プローブと呼ぶ）を生体表面に接触させて生体に光を照射し、受信用光導波手段の端部（以後、光受信プローブと呼ぶ）を生体表面の数ｍｍから数ｃｍ離れた位置に接触させて生体内部で散乱された光（以後、生体散乱光と呼ぶ）を集光計測する。計測された生体散乱光の強度より、酸素化ヘモグロビンや脱酸素化ヘモグロビン等の生体内部の光吸収物質濃度あるいは濃度に相当する値を求める。光吸収物質濃度あるいは濃度に相当する値を求める際には、照射した光の波長に対応した、目的とする光吸収物質の光吸収特性を用いる。一般的に、生体深部を計測する場合には、生体透過性の高い６５０ｎｍから１３００ｎｍの範囲内にある波長の光を用いる。光送信プローブまたは光受信プローブ（以後、光送受信プローブと略す）の構造については、特許文献１に開示されている。
　一方で、神経活動と血行動態の関係は神経血管カップリングと呼ばれ、脳機能や神経疾患のメカニズムを解明する上で重要な関係にあるが、その全容は複雑で未だ解明されていない（非特許文献３）。したがって、神経活動と血行動態を同時に捉えることができれば、神経疾患の診断や脳機能の計測に新たな可能性をもたらすものと期待される。しかしながら、ｆＭＲＩとＥＥＧあるいはｆＭＲＩとＭＥＧを同時に計測することは、電気的な干渉が生じるため、十分な信号雑音比が得られないという問題がある。一方、光計測であるＮＩＲＳは、電位計測であるＥＥＧや磁場計測であるＭＥＧを妨げない手法である。したがって、ＮＩＲＳとＥＥＧ（非特許文献４）あるいはＮＩＲＳとＭＥＧ（非特許文献５）を組み合わせた同時計測手法は有効であると考えられる。
　ＮＩＲＳとＭＥＧを用いて神経活動と血行動態を同時に計測する手法では、ＮＩＲＳの光送受信プローブを頭に装着した状態でＭＥＧ計測を行うことになる。しかしながら、光送受信プローブを頭に装着した場合では、ＳＱＵＩＤ磁束計の検出コイルと頭皮との距離が、光送受信プローブを装着していない場合に比べて遠ざかってしまうため、ＳＱＵＩＤ磁束計で検出される脳磁場の信号強度が減衰してしまうという問題があった。さらに、ＮＩＲＳの光送受信プローブとＭＥＧの検出コイルとの相対位置がずれやすいという問題があった。ＳＱＵＩＤ磁束計の検出コイルの構造については、非特許文献６に詳しい説明がある。
特許第４２８３４６７号
牧　敦, 神鳥　明彦, 敦森　洋和, 関　悠介, "脳機能計測－高齢社会の最前線－"日立評論 Vol.91, No.04, pp.354-355. M. Hamalainen, R. Hari, R. J. Ilmoniemi, J. Knuutila, and O. V. Lounasmaa, "Magnetoencephalography-theory, instrumentation, and applications to noninvasive studies to the working human brain", Review of Modern Physics Vol.65、 pp.413-497 (1993). C. Iadecola, "Neurovascular regulation in the normal brain and in Alzheimer's disease", Nature Reviews Neuroscience Vol.55、 pp.668-675 (2004). H. Obrig, H. Israel, M. Kohl-Bareis, K. Uludag, R. Wenzel, B. Muller, G. Arnold and A. Villringer, "Habituation of the Visually Evoked Potential and Its Vascular Response: Implications for Neurovascular Coupling in the Healthy Adult", NeuroImage Vol.17, pp.1-18 (2002). B. M. Mackert, S. Leistner, T. Sander, A. Liebert, H. Wabnitz, M. Burghoff, L. Trahms, R. Macdonald, and G. Curio, "Dynamics of cortical neurovascular coupling analyzed by simultaneous DC-magnetoencephalography and time-resolved near-infrared spectroscopy", NeuroImage Vol.39, pp.979-986 (2008). Y. Seki and A. Kandori, "Two-dimensional gradiometer", Japanese Journal of Applied Physics Vol.46, pp.3397-3401 (2007).
　ＮＩＲＳの光送信プローブと光受信プローブ（光送受信プローブ）は、計測時に頭皮と接触させる必要がある。したがって、ＮＩＲＳとＭＥＧを同時に計測するためには、ＭＥＧのクライオスタットと頭皮との間には光送受信用プローブが必然的に存在する。この結果、クライオスタット表面と頭皮との間に数ｃｍ以上の間隙が生じてしまい、脳磁場の信号強度が減衰してしまう、あるいは測定できないという問題があった。また、これまで複数のＳＱＵＩＤ磁束計と複数の光送受信プローブの相対的な配置方法に関しては考慮されてこなかった。
　前記問題に対して、本発明は、神経活動に伴う脳磁場および脳血行動態を従来よりも高感度かつ簡易に検出する脳機能計測装置を提供することを目的とする。
　この課題を解決するために、本発明では、光送受信プローブを、ＳＱＵＩＤ磁束計を冷却保持するクライオスタット表面に形成された光送受信プローブ収納穴に弾性部材を介して固定する。これにより、光送受信プローブの両方を被験者の頭皮に接触した状態で、かつＳＱＵＩＤ磁束計の検出コイルを頭皮に近づけることが可能となる。具体的には、クライオスタット表面と頭皮との距離を５ｍｍ以内に近づけることが可能である。さらに、ＳＱＵＩＤ磁束計と光送受信プローブの配置を、空間的に干渉することなく、かつ脳磁場および生体散乱光の強度が最大となるようにした。加えて、これまでは、光送受信プローブの位置合わせとＳＱＵＩＤ磁束計の位置合わせを別々に行う必要があったのに対し、本発明では、同時に位置合わせを行うことが可能となり、位置合わせの作業が簡略化されるとともに、光送受信プローブとＳＱＵＩＤ磁束計との相対位置がずれなくなる。
　以下に、本発明について、その代表的な構成例を挙げる。
  本発明の脳機能計測装置は、被検査体から発生する磁場を検出する磁場計測手段と、被検査体に光を照射する光送信手段と、被検査体の内部を伝播した光を集光する光受信手段を備える脳機能計測装置であって、前記磁場計測手段はクライオスタットの内部に冷却保持されるＳＱＵＩＤ磁束計を具備し、前記ＳＱＵＩＤ磁束計の検出コイルに近いクライオスタット表面に、前記光送信手段の端部である光送信プローブと前記光受信手段の端部である光受信プローブとを収納するための凹部を有することを特徴とする。
　本発明の脳機能計測装置において、前記光送信プローブと前記光受信プローブが、光検出方向に伸縮する弾性部材を介して前記凹部に固定されていてもよい。
  また、本発明の脳機能計測装置において、前記光送信プローブと前記光受信プローブが、光検出方向に伸縮する非磁性のばねを介して前記凹部に固定されていてもよい。
　また、本発明の脳機能計測装置において、前記ＳＱＩＤ磁束計の検出コイルの端部が、前記クライオスタットの内側に形成した凹部に収納されていてもよい。
  また、本発明の脳機能計測装置において、前記ＳＱＩＤ磁束計の検出コイルが配置される箇所において、前記クライオスタットの厚みが小さく形成されていてもよい。
  また、本発明の脳機能計測装置において、前記クライオスタットの外層表面に、前記光送信プローブおよび前記光受信プローブに接続された光ファイバー等の光導波路を収納する光導波路収納溝を備えていてもよい。
　本発明の脳機能計測装置において、前記ＳＱＵＩＤ磁束計がマグネトメータあるいは同軸微分型グラジオメータであって、前記検出コイルが、前記光送信プローブと前記光受信プローブとの間の中心に配置されるものでよい。
  また、本発明の脳機能計測装置において、前記ＳＱＵＩＤ磁束計が平面１次微分型グラジオメータあるいは平面１次微分かつ同軸微分型グラジオメータであって、同一平面上にある２個の検出コイルの中点と、前記光送信プローブと前記光受信プローブとの間の中点とが、検出面に投影して一致するように配置されるものでよい。
  また、本発明の脳機能計測装置において、前記ＳＱＵＩＤ磁束計を２個有し、各々の平面微分の方向が直交するものでよい。
  また、本発明の脳機能計測装置において、前記ＳＱＵＩＤ磁束計と前記光送信プローブおよび前記光受信プローブとを１組の検出手段とし、複数組の検出手段が同一平面上あるいは１つの曲面上に配置され、神経活動と脳血行動態を同時にマッピングして表示するものでよい。
  また、本発明の脳機能計測装置において、前記２個のＳＱＵＩＤ磁束計と前記光送信プローブおよび前記光受信プローブとを１組の検出手段として、複数組の検出手段が同一平面上あるいは１つの曲面上に配置され、神経活動と脳血行動態を同時にマッピングして表示するものでよい。
　本発明によれば、脳の神経活動と脳血行動態を従来よりも高感度かつ簡易に検出する脳機能計測装置を提供することが可能となる。
本発明の実施形態の脳機能計測装置を示す断面図。 本発明の他の実施形態の脳機能計測装置を示す断面図。 本発明のＳＱＵＩＤ磁束計を示す模式図で、（ａ）は同軸１次微分型ＳＱＵＩＤグラジオメータを、（ｂ）は同軸２次微分型ＳＱＵＩＤグラジオメータを、（ｃ）は同軸２次微分・平面１次微分型ＳＱＵＩＤグラジオメータを示す。 本発明の実施形態のＮＩＲＳの光導波手段の端部を示す断面図。 本発明の実施形態の脳機能計測装置を示す平面図。 本発明の実施形態の脳機能計測装置を示す平面図。
　以下、本発明の実施形態について、図面を参照して詳細に説明する。
　図１は、本実施形態における脳機能計測装置を示す断面図である。脳磁場を検出するＳＱＵＩＤ磁束計１００は、ＳＱＵＩＤ素子１０１と検出コイル１０２とから構成される。ここで、検出コイル１０２は、磁束信号を検出し、ＳＱＵＩＤ素子１０１に伝達する役割をもつ。一般的に、検出コイル１０２は超伝導線材をボビン１０３に巻きつけることにより構成される。図１において、検出コイル１０２は同軸１次微分型の検出コイルであるため、ＳＱＵＩＤ磁束計１００は同軸１次微分型ＳＱＵＩＤグラジオメータである。図３（ａ）に同軸１次微分型ＳＱＵＩＤグラジオメータの模式図を示す。ただし、ＳＱＵＩＤ磁束計１００は、図３（ｂ）に示される同軸２次微分型ＳＱＵＩＤグラジオメータでも、磁場そのものを検出するＳＱＵＩＤマグネトメータでも構わない。ＳＱＵＩＤ素子１０１および検出コイル１０２は、それぞれニオブ（Ｎｂ）やニオブチタン（ＮｂＴｉ）などの超伝導体より構成され、動作時は冷媒である液体ヘリウム１０９によって超伝導転移温度以下に冷却保持される。また、ＳＱＵＩＤ磁束計１００および液体ヘリウム１０９はクライオスタット１１０によって外界より断熱される。
　一方、光送信プローブ１２０ａは、弾性部材１２１ａを介してクライオスタット１１０に形成されたプローブ収納穴１２２ａに固定される。光送信プローブ１２０ａは、通常はクライオスタット１１０のクライオスタット外層１１１の表面より突出しているが、頭皮と接触して外圧が加わると、プローブ収納穴１２２ａに押し込まれる。その結果、光送信プローブと被検体とが確実に接触している状態で、被検体とＳＱＵＩＤ磁束計１００の検出コイル１０２とを接近させることが可能となる。光受信プローブ１２０ｂについても、全く同様に、弾性部材１２１ｂを介してプローブ収納穴１２２ｂに固定される。弾性部材１２１ａおよび１２１ｂは、具体的には、スポンジやゴムなどの非磁性かつ弾性をもつ材料より形成される。
　脳磁場の信号強度は信号源である神経細胞と、ＳＱＵＩＤ磁束計１００の検出コイル１０２との距離の２乗に反比例することが知られている。したがって、脳磁場の信号強度を大きくするためには、クライオスタット１１０において、クライオスタット真空層１１２、クライオスタット外層１１１の厚み、クライオスタット内層１１３の厚みをそれぞれ小さく形成することが求められる。一方で、これらを小さくし過ぎると、クライオスタット１１０の断熱性能や強度が劣化してしまう。そこで、図１に示すように、検出コイル１０２が配置される箇所において、クライオスタット真空層１１２またはクライオスタット外層１１１またはクライオスタット内層１１３の厚みを局所的に小さく形成した。そして、ＳＱＩＤ磁束計１００の検出コイル１０２の先端部は、クライオスタット１１０の内側に形成した凹部に収納される。
　さらに、光送信プローブ１２０ａと光受信プローブ１２０ｂのちょうど真ん中にＳＱＵＩＤ磁束計１００の検出コイル１０２を配置した。ＳＱＵＩＤ磁束計１００の検出する脳磁場は、検出コイル１０２の直下に生じる神経電流を最もよく反映し、ＮＩＲＳの検出する信号は、光送信プローブ１２０ａと光受信プローブ１２０ｂの中点の直下における脳血行動態を最もよく反映する。したがって、本実施例の検出コイル１０２と光送信プローブ１２０ａおよび光受信プローブ１２０ｂの配置方法によれば、局所的な神経活動と脳血行動態を検出することが可能である。
　図２は、本実施形態における脳機能計測装置を示す断面図である。本実施例では、図１で説明した実施例において、弾性部材１２１ａおよび１２１ｂの替わりに、非磁性ばね２２１ａおよび２２１ｂを用いていることが特徴である。非磁性ばね２２１ａおよび２２１ｂは、具体的には、プラスチックや真鍮などの非磁性の材料より形成される。
　図３（ａ）は、本実施形態における同軸１次微分型ＳＱＵＩＤグラジオメータを示す模式図である。ここで、同軸１次微分型検出コイル３０３は、コイルの軸方向（図の鉛直方向）に１次微分された磁束を検出する。検出された磁束は、入力コイル３０２ａを介して、ＳＱＵＩＤ３０１ａに伝達される。
  図３（ｂ）は、本実施形態における同軸２次微分型ＳＱＵＩＤグラジオメータを示す模式図である。ここで、同軸２次微分型検出コイル３０４は、コイルの軸方向（図の鉛直方向）に２次微分された磁束を検出する。検出された磁束は、入力コイル３０２ｂを介して、ＳＱＵＩＤ３０１ｂに伝達される。
  図３（ｃ）は、本実施形態における同軸２次微分・平面１次微分型ＳＱＵＩＤグラジオメータを示す模式図である。ここで、同軸２次微分・平面１次微分型検出コイル３０５は、コイルの軸方向（図の鉛直方向）に２次微分され、かつコイルの平面方向（図の水平方向）に１次微分された磁束を検出する。検出された磁束は、入力コイル３０２ｃを介して、ＳＱＵＩＤ３０１ｃに伝達される。
　図４は、本実施形態における光送受信プローブを示す断面図である。本実施例では、光ファイバー４０１からの送受信用光導波手段の端部である光送受信プローブ１２０を頭皮表面に接触させる。光送受信プローブ１２０は、光ファイバー４０１の先端を屈曲させて、ノリル（ＰＰＯ：ポリフェニレンオキサイド）などの非磁性樹脂材料で固定化して形成される。また、光送受信プローブ１２０と頭皮との間に髪の毛が挟まることを防ぐために、光送受信プローブ１２０の先端は、図４に示すように、細い形状であることが望ましい。より具体的には、光送受信プローブ１２０の先端部の直径は数ｍｍ以内であることが望ましい。光ファイバー４０１は、傷がつくと光学特性が劣化するため、光ファイバー支持体４０２によって保護される。一方で、光ファイバー４０１および光ファイバー支持体４０２は、通常数ｍの長さを持ち、フレキシビリティが必要であるため、光ファイバー支持体４０２は塩化ビニル（ＰＶＣ：ポリビニルクロライド）などの柔らかい樹脂材料等から形成される。
　図５は、本実施形態における脳機能計測装置を示す平面図であり、図１に示される断面図において、下からみた平面図である。基本的な構成は、図１の説明で述べた通りである。図５では、光送信プローブ１２０ａ、光受信プローブ１２０ｂ、および検出コイル１０２の位置関係を平面図で示す。また、光ファイバーを内包する光ファイバー支持体４０２ａおよび４０２ｂは、それぞれクライオスタット１１０の外層表面に形成された光ファイバー収納溝５０１ａおよび５０１ｂに収納される。その結果、光ファイバーがクライオスタット１１０の外層表面から突出しないため、光ファイバーがＳＱＵＩＤ磁束計の検出コイルを頭皮に近づける際に障害とならないという効果がある。
　また、図５に示した検出コイル１０２と、光送信プローブ１２０ａと光受信プローブ１２０ｂを１組の検出手段として、多数の検出手段を持つ装置を構成することも可能である。多数の検出手段を組み合わせることにより、脳活動を広い領域に渡って同時に検出することが可能となり、その結果、神経活動と脳血行動態のマッピングが可能となる。
　図６は、本実施形態における脳機能計測装置を示す平面図である。図１および図５での実施例における検出コイル１０２が、図３（ａ）に示される同軸１次微分型検出コイル３０３であったのに対して、本実施例における検出コイル６０１ａおよび６０１ｂは、図３（ｃ）に示される同軸２次微分・平面１次微分型検出コイル３０５である。ただし、本実施例における検出コイル６０１ａおよび６０１ｂは、平面１次微分型検出コイルでも構わない。
　ここで、図３（ｃ）の同軸２次微分・平面１次微分型ＳＱＵＩＤグラジオメータの検出する脳磁場は、コイルの面内方向に隣り合う２個のコイルの中点の直下に存在する神経電流を最もよく反映し、さらに、その２個のコイルの中心を結ぶ直線と直交する方向の神経電流を最もよく反映する。したがって、本実施例における検出コイル６０１ａおよび６０２ｂは図６に示すように、コイルの中点が光送信プローブ１２０ａと光受信プローブ１２０ｂの中点に一致し、かつコイル面内での差分の方向が直交するように配置される。この配置方法によれば、局所的な神経活動と脳血行動態を高感度に検出することが可能である。
　また、図６に示した２つの検出コイル６０１ａおよび６０１ｂと、光送信プローブ１２０ａと光受信プローブ１２０ｂを１組の検出手段として、多数の検出手段を持つ装置を構成することも可能である。多数の検出手段を組み合わせることにより、脳活動を広い領域に渡って同時に検出することが可能となり、その結果、神経活動と脳血行動態のマッピングが可能となる。
１００　ＳＱＵＩＤ磁束計
１０１　ＳＱＵＩＤ素子
１０２　検出コイル
１０３　ボビン
１０９　液体ヘリウム
１１０　クライオスタット
１１１　クライオスタット外層
１１２　クライオスタット真空層
１１３　クライオスタット内層
１２０ａ　光送信プローブ
１２０ｂ　光受信プローブ
１２１ａ，１２１ｂ　弾性部材
１２２ａ，１２２ｂ　プローブ収納穴
２２１ａ，２２１ｂ　非磁性ばね
３０１ａ，３０１ｂ，３０１ｃ　ＳＱＵＩＤ
３０２ａ，３０２ｂ，３０２ｃ　入力コイル
３０３　同軸１次微分型検出コイル
３０４　同軸２次微分型検出コイル
３０５　同軸２次微分・平面１次微分型検出コイル
４０１　光ファイバー
４０２，４０２ａ，４０２ｂ　光ファイバー支持体
５０１ａ、５０１ｂ　光ファイバー収納溝
６０１ａ，６０１ｂ　検出コイル

Claims (11)

  1. 　被検査体から発生する磁場を検出する磁場計測手段と、被検査体に光を照射する光送信手段と、被検査体の内部を伝播した光を集光する光受信手段を備える脳機能計測装置であって、
    　前記磁場計測手段はクライオスタットの内部に冷却保持されるＳＱＵＩＤ磁束計を具備し、前記ＳＱＵＩＤ磁束計の検出コイルに近いクライオスタット表面に、前記光送信手段の端部である光送信プローブと前記光受信手段の端部である光受信プローブとを収納するための凹部を有することを特徴とする脳機能計測装置。
  2. 　請求項１に記載の脳機能計測装置において、前記光送信プローブと前記光受信プローブが、光検出方向に伸縮する弾性部材を介して前記凹部に固定されていることを特徴とする脳機能計測装置。
  3. 　請求項１に記載の脳機能計測装置において、前記光送信プローブと前記光受信プローブが、光検出方向に伸縮する非磁性のばねを介して前記凹部に固定されていることを特徴とする脳機能計測装置。
  4. 　請求項１に記載の脳機能計測装置において、前記ＳＱＩＤ磁束計の検出コイルの端部が、前記クライオスタットの内側に形成した凹部に収納されていることを特徴とする脳機能計測装置。
  5. 　請求項１に記載の脳機能計測装置において、前記ＳＱＩＤ磁束計の検出コイルが配置される箇所において、前記クライオスタットの厚みが小さく形成されていることを特徴とする脳機能計測装置。
  6. 　請求項１に記載の脳機能計測装置において、前記クライオスタットの外層表面に、前記光送信プローブおよび前記光受信プローブに接続された光導波路を収納する光導波路収納溝を備えることを特徴とする脳機能計測装置。
  7. 　請求項１に記載の脳機能計測装置において、前記ＳＱＵＩＤ磁束計がマグネトメータあるいは同軸微分型グラジオメータであって、前記検出コイルが、前記光送信プローブと前記光受信プローブとの間の中心に配置されることを特徴とする脳機能計測装置。
  8. 　請求項１に記載の脳機能計測装置において、前記ＳＱＵＩＤ磁束計が平面１次微分型グラジオメータあるいは平面１次微分かつ同軸微分型グラジオメータであって、同一平面上にある２個の検出コイルの中点と、前記光送信プローブと前記光受信プローブとの間の中点とが、検出面に投影して一致するように配置されることを特徴とする脳機能計測装置。
  9. 　請求項８に記載の脳機能計測装置において、前記ＳＱＵＩＤ磁束計を２個有し、各々の平面微分の方向が直交することを特徴とする脳機能計測装置。
  10. 　請求項７に記載の脳機能計測装置において、前記ＳＱＵＩＤ磁束計と前記光送信プローブおよび前記光受信プローブとを１組の検出手段とし、複数組の検出手段が同一平面上あるいは１つの曲面上に配置され、神経活動と脳血行動態を同時にマッピングして表示することを特徴とする脳機能計測装置。
  11. 　請求項９に記載の脳機能計測装置において、前記２個のＳＱＵＩＤ磁束計と前記光送信プローブおよび前記光受信プローブとを１組の検出手段として、複数組の検出手段が同一平面上あるいは１つの曲面上に配置され、神経活動と脳血行動態を同時にマッピングして表示することを特徴とする脳機能計測装置。
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