脑测量装置和脑测量方法

1.本发明涉及脑测量装置和脑测量方法。


背景技术：

2.专利文献1(日本专利5823195号公报)中记载了使用光激发磁传感器的meg(magnetoencephalography)装置。在该meg装置中，通过光激发磁传感器测量微小的磁场在传感器面上的分布。在此，通过将该磁场分布与使用mri(magnetic resonance imaging：磁共振成像)装置对受试者的脑的构造进行拍摄而得到的图像即mr图像进行对位(registration)，能够将伴随受试者的脑内的神经活动而产生的磁场产生源假定为等效电流偶极矩矢量，取得其位置和方向。另外，在非专利文献1(“squids in biomagnetism:a roadmap towards improved healthcare”,supercond.sci.technol.29(2016)113001(30pp))中，记载了将meg装置和mri装置一体化的研究。


技术实现要素：

3.通常，meg装置和mri装置是不同的装置，所以为了取得伴随受试者的脑中的神经活动的磁场分布(脑磁场分布)，除了两个装置中的测量之外，还需要另外进行用于基于在传感器面测量出的磁场的脑磁场分布与受试者的脑的mr图像的对位的测量。然而，在基于该测量的对位中，另外进行的测量和基于该测量的脑磁场分布与脑形态mr图像的综合处理成为误差的新的主要原因。另外，在非专利文献1中记载了即使在meg装置和mri装置一体化的情况下，也需要改善上述对位的准确性。
4.因此，本发明的目的在于提供一种能够使脑磁场分布与mr图像更高精度地对位的脑测量装置和脑测量方法。
5.本发明的脑测量装置是用于生成受试者的mr图像和脑磁场分布的脑测量装置，具备：mri模块，其具有用于向受试者发送发送脉冲的发送线圈、和用于检测通过发送脉冲而在受试者产生的核磁共振信号的检测线圈；光激发磁传感器，其用于检测受试者的脑磁场；生成部，其用于基于由检测线圈检测出的核磁共振信号来生成mr图像，并且基于由光激发磁传感器检测出的脑磁场来生成脑磁场分布；标记物，其能够显示于生成部所生成的mr图像；和头盔型的框架，其安装有检测线圈、光激发磁传感器和标记物，并佩戴于受试者的头部。
6.或者，本发明的脑测量方法是用于生成受试者的mr图像和脑磁场分布的脑测量方法，具备：第1工序，在将设置有光激发磁传感器和标记物的头盔型的框架佩戴于受试者的头部的状态下，通过检测由受试者和标记物产生的核磁共振信号，来生成基于该核磁共振信号显示有所述标记物的mr图像，并且通过由光激发磁传感器检测受试者的脑磁场，来基于该脑磁场生成脑磁场分布；和第2工序，进行在第1工序中生成的mr图像与脑磁场分布的对位。
7.在该脑测量装置和脑测量方法中，由于标记物和光激发磁传感器安装于框架，所
以标记物与光激发磁传感器的位置关系在该框架中以机械加工精度确定。这意味着，在基于由光激发磁传感器检测出的脑磁场而生成的脑磁场分布中，能够以机械加工精度高精度地取得标记物的位置。另一方面，该标记物显示于mr图像。因此，能够基于脑磁场分布中的标记物的位置和mr图像中的标记物的位置，取得与脑磁场分布和mr图像之间的位置关系有关的信息。因此，能够使脑磁场分布与mr图像更高精度地对位。此外，在mri和meg的测量中，有时受试者的头部位置相对于倾斜磁场线圈变动，所以mr图像与脑磁场分布的对位并不容易。与此相对，在该脑测量装置和脑测量方法中，由于利用设置于固定有光激发磁传感器的头盔型的框架的标记物，所以在mr图像中显示标记物的位置。因此，能够使脑磁场分布与mr图像更高精度地对位。
8.在本发明的脑测量装置中，也可以生成部执行：提取处理，从mr图像提取标记物；取得处理，在作为mr图像上的坐标系的mri坐标系中，取得在提取处理中提取出的标记物的位置；推定处理，基于作为脑磁场分布上的坐标系的脑磁坐标系中的标记物的位置和在取得处理中取得的mri坐标系中的标记物的位置，推定用于将脑磁坐标系变换为mri坐标系的变换信息；和对位处理，使用在推定处理中推定出的变换信息，将脑磁场分布投影到mri坐标系来进行脑磁场分布与mr图像的对位。另外，本发明的脑测量方法也可以第2工序包括：提取工序，从mr图像提取标记物；取得工序，在作为mr图像上的坐标系的mri坐标系中，取得在提取工序中提取出的标记物的位置；推定工序，基于作为脑磁场分布上的坐标系的脑磁坐标系中的标记物的位置和在取得工序中取得的mri坐标系中的标记物的位置，推定用于将脑磁坐标系变换为mri坐标系的变换信息；和对位工序，使用在推定工序中推定出的变换信息，将脑磁场分布投影到mri坐标系来进行脑磁场分布与mr图像的对位。在这些情况下，根据mr图像和脑磁场分布中的标记物的位置，推定用于将脑磁坐标系变换为mri坐标系的变换信息，基于该变换信息，将脑磁场分布投影到mri坐标系，由此能够高精度地对mr图像和脑磁场分布进行对位。
9.在本发明的脑测量装置中，也可以具备安装于框架的相互不同的位置的多个标记物。在该情况下，由于脑磁场分布与mr图像的对位中的基准点为多个，所以例如与标记物为1个的情况相比，能够更高精度地对脑磁场分布与mr图像进行对位。
10.在本发明的脑测量装置中，多个标记物也可以包括不在同一直线上的至少3个标记物。在该情况下，更准确地获取脑磁场分布与mr图像的对位所需的3个基准点，所以例如与标记物为2个的情况相比，能够更高精度地对脑磁场分布与mr图像进行对位。
11.在本发明的脑测量装置中，标记物也可以包括beekley标记物或magnevist溶液胶囊。在该情况下，在mr图像中，标记物被更清楚地显示为明亮的点，所以标记物的位置被更高精度地确定。因此，能够使脑磁场分布与mr图像更高精度地对位。
12.根据本发明，能够提供一种能够使脑磁场分布与mr图像更高精度地对位的脑测量装置和脑测量方法。
附图说明
13.图1是表示实施方式的脑测量装置的结构的图。
14.图2的(a)是表示实施方式的非磁性框架的一例的概略图。
15.图2的(b)是表示在实施方式的控制装置中取得的mr图像的一例的概略图。
16.图3是表示实施方式的opm模块的结构的概略图。
17.图4的(a)是表示实施方式的非磁性框架的一例的概略图。
18.图4的(b)是表示在实施方式的控制装置中取得的mr图像的一例的概略图。
19.图5的(a)是表示实施方式的非磁性框架的一例的概略图。
20.图5的(b)是表示在实施方式的控制装置中取得的mr图像的一例的概略图。
21.图6是表示实施方式的脑测量装置的动作的流程图。
22.图7是表示实施方式的脑测量装置的动作的流程图。
23.图8是表示实施方式的脑测量装置的动作的流程图。
具体实施方式
24.以下，参照附图对一个实施方式进行详细说明。此外，在附图的说明中，对相同或重复的要素标注相同的附图标记物，有时省略重复的说明。另外，在以下附图中，有时表示由x轴、y轴和z轴规定的正交坐标系。
25.图1是表示实施方式的脑测量装置m1的结构的概略图。脑测量装置m1是以受试者为对象进行脑磁场的测量和mr(magnetic resonance：磁共振)图像的测量的装置。即，脑测量装置m1是用于生成受试者的脑磁场分布和mr图像的装置。脑测量装置m1具备：脑磁计模块，具有：多个opm(光泵磁强计，optically pumped magnetometer)模块1、多个地磁磁场修正用磁传感器2、多个主动屏蔽用磁传感器3、非磁性框架4(框架)、一对地磁修正线圈7、一对梯度磁场修正线圈8(地磁磁场修正线圈)，和一对主动屏蔽线圈9；和mri模块，具有：发送线圈21、接收线圈22(检测线圈)、opm模块23，和输出线圈24。此外，脑测量装置m1具备：控制装置(生成部)5、线圈电源6、泵浦激光器10、探测激光器11、放大器12a、12b、加热器控制器13、电磁屏蔽14、发送线圈控制器15、标记物16和磁屏蔽25。
26.在以下的说明中，将大体平行于受试者的头部的中心轴的方向设定为z轴方向，并且将垂直于z轴的方向并且彼此垂直的方向设定为x轴方向和y轴方向。
27.opm模块1具有光激发磁传感器1a、绝热材料1b和读取电路1c。多个opm模块1例如沿头皮以规定的间隔配置。
28.光激发磁传感器1a是利用光泵浦来测量脑磁场的传感器。即，光激发磁传感器1a是用于检测受试者的脑磁场的传感器。光激发磁传感器1a具有例如10ft～10pt左右的灵敏度。绝热材料1b防止光激发磁传感器1a的热移动和热传递。读取电路1c是获得光激发磁传感器1a的检测结果的电路。光激发磁传感器1a通过向封入有碱金属蒸气的单元(cell)照射泵浦光，来使碱金属成为激发状态。激发状态的碱金属处于自旋极化状态，并且当接收磁性时，碱金属原子的自旋极化轴的倾斜根据磁性而变化。该自旋极化轴的倾斜通过与泵浦光分开照射的探测光来检测。此外，光激发磁传感器1a以向泵浦光的照射方向施加规定的偏置磁场以对包含于0～200hz的范围的频率的磁场具有灵敏度的方式来构成。读取电路1c通过光电二极管接收通过碱金属蒸气的探测光，并且获得检测结果。读取电路1c将检测结果输出到放大器12a。
29.光激发磁传感器1a例如也可以作为轴型梯度计(gradiometer)。轴型梯度计在与受试者的头皮(测量部位)垂直的方向并且同轴上具有测量区域和参考区域。测量区域是指例如轴型梯度计测量脑磁场的部位中的、最靠近受试者的头皮的部位。参考区域是指例如
轴型梯度计测量脑磁场的部位中的、相对于远离受试者的头皮的方向，距测量区域规定的距离(例如，3cm)的部位。轴型梯度计将在测量区域和参考区域测量的各个结果输出到放大器12a。在此，在包含共模噪声的情况下，该影响在测量区域的输出结果和参考区域的输出结果的各个示出。共模噪声通过获得测量区域的输出结果与参考区域的输出结果之差来去除。通过去除共模噪声，例如，在1pt的磁噪声环境下测量的情况下，光激发磁传感器1a能够获得约10ft/√hz的灵敏度。
30.地磁磁场修正用磁传感器2是在对应于光激发磁传感器1a的位置处、测量与地磁相关的磁场的传感器，并且例如通过具有约1nt～100μt程度的灵敏度的磁通门传感器构成。对应于光激发磁传感器1a的位置是指配置有光激发磁传感器1a的区域的周边(附近)的位置。地磁磁场修正用磁传感器2也可以针对光激发磁传感器1a一一对应地设置，也可以一对多地设置(1台地磁磁场修正用磁传感器2对应于多个光激发磁传感器1a)。地磁磁场修正用磁传感器2测量作为与地磁相关的磁场的、例如地磁和地磁的梯度磁场(以下，简称为“梯度磁场”)，并将测量值输出到控制装置5。地磁磁场修正用磁传感器2的测量值可以通过具有方向和大小的矢量来表示。地磁磁场修正用磁传感器2也可以以规定的时间间隔连续进行测量和输出。
31.主动屏蔽用磁传感器3是在对应于光激发磁传感器1a的位置处测量变化磁场的传感器，并且例如通过具有约100ft～10nt的灵敏度并且与光激发磁传感器1a不同的光激发传感器构成。对应于光激发磁传感器1a的位置是指配置有光激发磁传感器1a的区域的周边(附近)的位置。主动屏蔽用磁传感器3也可以针对光激发磁传感器1a一一对应地设置，也可以一对多地设置(1台主动屏蔽用磁传感器3对应于多个光激发磁传感器1a)。主动屏蔽用磁传感器3测量作为变化磁场的例如200hz以下的噪声(交流)分量的磁场，并且将测量值输出至控制装置5。主动屏蔽用磁传感器3的测量值可以通过具有方向和大小的矢量来表示。主动屏蔽用磁传感器3也可以以规定的时间间隔连续进行测量和输出。
32.标记物16是在由控制装置5取得的mr图像中显示的标记物，例如，包括beekley标记物或magnevist溶液胶囊。标记物16例如呈球状。包含beekley标记物或magnevist溶液胶囊的标记物物16具有充分的质子密度和适度的纵向弛豫时间t1和横向弛豫时间t2，所以在mr图像中显示为明亮的点。
33.非磁性框架4是覆盖作为脑磁场的测量对象的受试者的头皮的整个区域的框架，并且由石墨等的相对磁导率接近1并且不干扰磁场分布的非磁性材料构成。非磁性框架4能够是例如包围受试者的头皮的整个区域、并且戴在受试者的头部的头盔型框架。在非磁性框架4，以接近受试者的头皮的方式固定有多个光激发磁传感器1a。另外，在非磁性框架4，以能够测量多个光激发磁传感器1a的各个的位置处的、与地磁相关的磁场的方式固定有地磁磁场修正用磁传感器2，并且以能够测量多个光激发磁传感器1a的各个的位置处的变化磁场方式固定有主动屏蔽用磁传感器3。由于变化磁场的根据位置的磁场强度的偏差比静磁场小，所以在非磁性框架4，也可以以主动屏蔽用磁传感器3的数量比地磁磁场修正用磁传感器2的数量少的方式进行固定。
34.此外，在非磁性框架4上安装有安装在互不相同的位置上的一个或多个标记物16。在此，使用多个标记物16。在图1和图2的(a)所示的例子中，多个标记物16包含在非磁性框架4中不在同一直线上的至少3个标记物16。另外，非磁性框架4内的多个光激发磁传感器1a
的受试者的头皮侧，固定有用于检测用于mr图像测量的核磁共振信号的接收线圈22。该接收线圈22是用于检测通过接收由受试者产生的核磁共振信号的线圈。该接收线圈22检测后述的质子的核磁共振信号，并且转换为电流。为了提高核磁共振信号的检测灵敏度，接收线圈22优选地设置于靠近光激发磁传感器1a的受试者的头部的头皮的一侧。这样，在非磁性框架4上至少安装有接收线圈22、光激发磁传感器1a和标记物16。
35.图2的(a)是表示非磁性框架4的一例的图。在图2的(a)所示的例子中，表示了作为头盔型的框架的非磁性框架4，在非磁性框架4上安装有多个opm模块1和作为3个标记物16的标记物p1、p2、p3。非磁性框架4安装于受试者。多个opm模块1例如沿着该框架的外表面以规定的间隔安装。标记物p1安装在与受试者的眉间对应的位置，标记物p2、p3安装在与受试者的头部的左右太阳穴对应的位置。
36.再次参照图1。发送线圈21是在mr图像测量时向受试者的头部照射规定频率(例如，约300khz)的rf脉冲(发送脉冲)的线圈。即，发送线圈21是用于向受试者发送发送脉冲的线圈。然后，通过该发送脉冲从受试者产生核磁共振信号。该发送线圈21例如配置在非磁性框架4的外部的受试者的头部的上方。
37.输出线圈24经由电缆电连接到接收线圈22的两端，并且接收流过接收线圈22的两端的电流，将该电流再次转换为磁信号并且输出。
38.opm模块23与opm模块1一样，具有光激发磁传感器23a(另一光激发磁传感器)、绝热材料23b和读取电路23c。opm模块23例如在非磁性框架4的外部，与输出线圈24一起收纳配置于遮蔽后述的静磁场的磁屏蔽25内。磁屏蔽25由相对磁导率大于1的例如μ金属等构成。
39.光激发磁传感器23a是利用光泵浦来测量磁信号的传感器。此外，光激发磁传感器23a以向泵浦光的照射方向施加规定的偏置磁场以对包含于20khz～500khz的范围的频率的磁场具有灵敏度的方式来构成。例如，施加约40μt的偏置磁场，以对质子发出的电磁波的300khz的频率具有灵敏度。光激发磁传感器23a检测由输出线圈24输出的磁信号。读取电路23c将通过光激发磁传感器23a的检测结果输出到放大器12b。
40.在图3中，表示opm模块23的结构的具体例。光激发磁传感器23a含有：长条状的单元26，封入有含有根据测量的磁场而变化极化的方向的碱金属的气体；加热器27，将整个单元26加热至规定温度(例如，180度)；偏振光束分束器28和光检测器29。在该单元26，在沿其内部的长边方向从外部导入泵浦光l1，并且沿垂直于长度方向的方向，与在其长边方向上被分割成多个(例如，四等分)的交叉区域26a的各个相对应，分支照射自外部的探测光l2。透过这些交叉区域26a的探测光l2，通过与各个交叉区域26a相对应设置的偏振光束分束器28和光检测器29，其磁旋光角度被检测。即，偏振光束分束器28将探测光l2分离成彼此正交的2个直线偏振光分量，并且光检测器29使用内置的2个pd(光电二极管)检测2个直线偏振光分量的强度，并且基于检测的强度的比来检测探测光l2的磁旋光角度。在opm模块23，还设置有电路板30，并且经由该电路板30内的读取电路23c，输出针对各个交叉区域26a的每一个检测的探测光l2的磁旋光角度。
41.在磁屏蔽25内，以与上述结构的opm模块23的单元26的各交叉区域26a相对的方式，固定输出线圈24。通过这样的结构，基于根据碱金属原子的自旋极化轴的倾斜而变化的探测光l2的磁旋光角度，来检测基于通过接收线圈22检测的电磁场e
out
，由输出线圈24而生
成的磁信号b
out
。在此，在图3的示例中，交叉区域26a的分割数被设置为4个，但是也可以变更为任意数。另外，单元26可以并列地设置为多个，并且交叉区域26a也可以二维地(例如，4
×
4＝16个)排列设置。
42.控制装置5，当测量脑磁场时，基于从地磁磁场修正用磁传感器2和主动屏蔽用磁传感器3输出的测量值，来确定对应于各种线圈的电流，并且将用于输出电流的控制信号输出至线圈电源6。控制装置5，基于多个地磁磁场修正用磁传感器2的测量值，以产生抵消与地磁相关的磁场的磁场的方式，来确定对作为地磁磁场修正线圈的地磁修正线圈7和梯度磁场修正线圈8的电流。另外，控制装置5基于多个主动屏蔽用磁传感器3的测量值，以产生抵消变化磁场的磁场的方式，来确定对主动屏蔽线圈9的电流。控制装置5将对应于确定的电流的控制信号输出到线圈电源6。
43.具体地，控制装置5，以使多个地磁磁场修正用磁传感器2的测量值的平均值近似为零的方式(作为结果，以产生与光激发磁传感器1a的位置的地磁反向且大小相同程度的磁场的方式)，来确定对地磁修正线圈7的电流。控制装置5将对应于确定的地磁修正线圈7的电流的控制信号(静磁场修正用控制信号)输出至线圈电源6。
44.另外，控制装置5，以使自多个地磁磁场修正用磁传感器2的测量值的平均值的偏差最小的方式(作为结果，产生与光激发磁传感器1a的位置的梯度磁场反向且大小相同程度的磁场的方式)，来确定对梯度磁场修正线圈8的电流。控制装置5将对应于确定的梯度磁场修正线圈8的电流的控制信号(静磁场修正用控制信号)输出至线圈电源6。
45.另外，控制装置5，以使多个主动屏蔽用磁传感器3的测量值的平均值近似为零的方式(作为结果，以产生与光激发磁传感器1a的位置的变化磁场反向且大小相同程度的磁场的方式)，来确定对主动屏蔽线圈9的电流。控制装置5将对应于确定的主动屏蔽线圈9的电流的控制信号(变化磁场修正用控制信号)输出至线圈电源6。
46.另外，控制装置5利用从放大器12a输出的信号，来获得与光激发磁传感器1a检测的磁相关的信息。而且，控制装置5基于由光激发磁传感器1a检测出的脑磁场(基于与磁相关的信息)生成脑磁场分布。在光激发磁传感器1a是轴型梯度计的情况下，控制装置5也可以通过获得测量区域的输出结果与参考区域的输出结果之差，来去除共模噪声。此外，控制装置5也可以控制泵浦激光器10和探测激光器11的照射时刻、照射时间等的动作。另外，根据与由光激发磁传感器1a检测出的磁相关的信息来生成脑磁场分布的处理能够使用现有技术来进行。
47.另外，控制装置5在mr图像的测量时，确定供给至地磁修正线圈7和梯度磁场修正线圈8的电流，地磁修正线圈7和梯度磁场修正线圈8作为静磁场和倾斜磁场的施加用的线圈而分别动作，并且控制装置5将用于输出电流的控制信号输出至线圈电源6。即，控制装置5，以向受试者的头部施加规定的强度(例如，7mt)的x轴方向的磁场作为静电场的方式，确定流过地磁修正线圈7的电流。另外，控制装置5，选择性地确定x轴方向磁场梯度(dbx/dx)、y轴方向磁场梯度(dbx/dy)和z轴方向磁场梯度(dbx/dz)作为倾斜磁场，并且确定流过梯度磁场修正线圈8的电流。因此，能够确定mr图像中的切片位置，并且能够通过相位编码和频率编码来进行切片面内的位置的编码。此外，控制装置5，在测量mr图像时，以不向去除低频的噪声的主动屏蔽线圈9供给电流的方式，输出控制信号。
48.另外，控制装置5，在测量mr图像时，对发送线圈控制器15，通过输出控制供给至发
送线圈21的电力的控制信号，以向受试者的头部照射规定的频率(例如，静磁场的强度为7mt的情况为300khz)的发送脉冲，来进行控制。其结果是，切片面(通过静磁场和倾斜磁场选择的面)的质子共振并且自旋倾斜。其后，控制装置5控制关闭发送线圈21的电力。由此，能够基于opm模块23的输出，通过测量自旋恢复的形态，来获得mr图像。即，控制装置5，基于由光激发磁传感器23a检测出的磁信号，来生成mr图像。换言之，控制装置5也是基于由接收线圈22检测出的核磁共振信号(接收线圈22的输出)来生成mr图像的生成部。更具体地，控制装置5，使用公知的自旋回波序列或者梯度回波序列等，通过频率和相位对位置进行编码并且测量来自质子的核磁共振信号，并且将该测量结果使用fft转换为mr图像。
49.控制装置5物理地构成为具有ram、rom等的存储器、cpu等的处理器(运算电路)、通信接口、硬盘等的存储部。作为相关的控制装置5可以举例例如个人计算机、云服务器、智能手机、平板电脑终端等。控制装置5通过由计算机系统的cpu执行存储于存储器中的程序来发挥功能。
50.线圈电源6根据从控制装置5输出的控制信号，将规定的电流输出至地磁修正线圈7、梯度磁场修正线圈8和主动屏蔽线圈9的各个。具体地，线圈电源6根据与地磁修正线圈7相关的控制信号，将电流输出至地磁修正线圈7。线圈电源6根据与梯度磁场修正线圈8相关的控制信号，将电流输出至梯度磁场修正线圈8。线圈电源6根据与主动屏蔽线圈9相关的控制信号，将电流输出至主动屏蔽线圈9。
51.发送线圈控制器15电连接至发送线圈21，并且根据从控制装置5输出的控制信号，以照射规定频率的发送脉冲的方式，将电力供给至发送线圈21。
52.地磁修正线圈7是用于修正与光激发磁传感器1a的位置的地磁相关的磁场中的、地磁的磁场的线圈。地磁修正线圈7根据从线圈电源6供给的电流而产生磁场，来进行地磁的抵消。地磁修正线圈7例如具有一对地磁修正线圈7a和7b。一对地磁修正线圈7a和7b，以夹着光激发磁传感器1a(例如，在受试者的左右)的方式，进行配置。一对地磁修正线圈7a和7b，根据从线圈电源6供给的电流，产生与光激发磁传感器1a的位置的地磁反向且大小相同程度的磁场。磁场的方向例如是x轴方向、y轴方向和z轴方向。光激发磁传感器1a的位置的地磁被由地磁修正线圈7产生的反向且大小相同程度的磁场抵消。通过这样的方式，地磁修正线圈7修正光激发磁传感器1a的位置的地磁。
53.另外，地磁修正线圈7具有作为静磁场线圈的作用，静磁场线圈用于在mr图像测量时产生x轴方向的静磁场。地磁修正线圈7根据从线圈电源6供给的电流产生规定的强度的静磁场。
54.梯度磁场修正线圈8是用于修正与光激发磁传感器1a的位置的地磁相关的磁场中的、梯度磁场的线圈。梯度磁场修正线圈8根据从线圈电源6供给的电流而产生磁场，来进行梯度磁场的抵消。梯度磁场修正线圈8例如具有一对梯度磁场修正线圈8a和8b。一对梯度磁场修正线圈8a和8b，以夹着光激发磁传感器1a(例如，在受试者的左右)的方式，进行配置。一对梯度磁场修正线圈8a和8b，根据从线圈电源6供给的电流，产生与光激发磁传感器1a的位置的梯度磁场反向且大小相同程度的磁场。磁场的方向例如是x轴方向、y轴方向和z轴方向。光激发磁传感器1a的位置的梯度磁场被由梯度磁场修正线圈8产生的反向且大小相同程度的磁场抵消。通过这样的方式，梯度磁场修正线圈8修正光激发磁传感器1a的位置的梯度磁场。
55.另外，梯度磁场修正线圈8具有作为倾斜磁场线圈的作用，该倾斜磁场线圈用于在mr图像测量时产生倾斜磁场。梯度磁场修正线圈8根据从线圈电源6供给的电流，产生在x轴方向、y轴方向和z轴方向具有选择性的梯度的倾斜磁场。
56.主动屏蔽线圈9是用于修正光激发磁传感器1a的位置的变化磁场的线圈。主动屏蔽线圈9根据从线圈电源6供给的电流而产生磁场，来进行变化磁场的抵消。主动屏蔽线圈9例如具有一对主动屏蔽线圈9a和9b。一对主动屏蔽线圈9a和9b，以夹着光激发磁传感器1a(例如，在受试者的左右)的方式，进行配置。一对主动屏蔽线圈9a和9b，根据从线圈电源6供给的电流，产生与光激发磁传感器1a的位置的变化磁场反向且大小相同程度的磁场。磁场的方向例如是x轴方向、y轴方向和z轴方向。光激发磁传感器1a的位置的变化磁场被由主动屏蔽线圈9产生的反向且大小相同程度的磁场抵消。通过这样的方式，主动屏蔽线圈9修正光激发磁传感器1a的位置的变化磁场。
57.泵浦激光器10是生成泵浦光的激光装置。从泵浦激光器10出射的泵浦光通过光纤分支，入射至多个光激发磁传感器1a和光激发磁传感器23a的各个。
58.探测激光器11是生成探测光的激光装置。从探测激光器11出射的探测光通过光纤分支，入射至多个光激发磁传感器1a和光激发磁传感器23a的各个。
59.放大器12a是放大来自opm模块1(具体地，读取电路1c)的输出结果的信号并且输出至控制装置5的设备或电路。
60.放大器12b是放大来自opm模块23(具体地，读取电路23c)的输出结果的信号并且输出至控制装置5的设备或电路。
61.加热器控制器13是与用于加热光激发磁传感器1a的单元和光激发磁传感器23a的单元的加热器、和测量各个单元的温度的热电偶(未图示)连接的调温装置。加热器控制器13从热电偶接收单元的温度信息，并且基于该温度信息通过调整加热器的加热，来调整单元的温度。
62.电磁屏蔽14是遮蔽高频(例如，10khz以上)的电磁噪声的屏蔽构件，例如，由金属线编织的网状物、或者通过铝等的非磁性金属板等构成。电磁屏蔽14，以包围opm模块1、23、发送线圈21、接收线圈22、输出线圈24、地磁磁场修正用磁传感器2、主动屏蔽用磁传感器3、非磁性框架4、地磁修正线圈7、梯度磁场修正线圈8、和主动屏蔽线圈9的方式，进行配置。通过该电磁屏蔽14，能够在mr图像测量时，防止作为测量频率的300khz频带的噪声入射至接收线圈22而噪声上升。另外，能够在脑磁场测量时，防止高频噪声入射至光激发磁传感器1a和动作变得不稳定。
63.接着，对控制装置5实施的特征性的处理进行说明。控制装置5如上述那样生成脑磁场分布和mr图像。然后，控制装置5进行所生成的脑磁场分布与mr图像的对位。此外，在作为脑磁场分布上的坐标的meg坐标系(脑磁坐标系)中，光激发磁传感器1a的位置和标记物16的位置在非磁性框架4的设计时预先确定。另外，meg坐标系(脑磁坐标系)是指规定光激发磁传感器1a与测量出的脑磁场分布的相对位置关系的坐标系。
64.首先，控制装置5执行从所生成的mr图像中提取标记物16的提取处理。然后，控制装置5在mr图像上的坐标系即mri坐标系中，执行取得在提取处理中提取出的标记物16的位置的取得处理。图2的(b)是表示mr图像的图。控制装置5提取在该mr图像中显示的标记物16即标记物q1、q2、q3。控制装置5基于提取结果，取得mri坐标系中的标记物q1、q2、q3的位置
坐标。
65.接着，控制装置5基于meg坐标系中的标记物16的位置和在取得处理中取得的mri坐标系中的标记物16的位置，执行推定用于将meg坐标系变换为mri坐标系的变换信息的推定处理。
66.在推定处理中，首先，控制装置5取得meg坐标系中的标记物16的位置坐标。在图2的(a)所示的例子中，表示了作为与非磁性框架4对应的坐标系的meg坐标系。控制装置5根据非磁性框架4的设计信息，预先取得meg坐标系中的标记物p1、p2、p3的位置坐标。
67.接着，控制装置5根据meg坐标系中的标记物p1、p2、p3的位置坐标、和mri坐标系中的标记物q1、q2、q3的位置坐标，使用以下的式(1)，推定用于将meg坐标系变换为mri坐标系的变换信息即仿射变换矩阵t。
68.p
mri
＝tp
meg
…
(1)
69.在上述式(1)中，p
mri
表示mri坐标系中的位置矢量，p
meg
表示meg坐标系中的位置矢量，t表示仿射变换矩阵(变换信息)。如果在mri坐标系与meg坐标系之间知道3个点彼此的位置关系，则能够决定仿射变换矩阵t。在图2的(a)、图2的(b)所示的例子中，mri坐标系中的3个点能够设为标记物p1、p2、p3，meg坐标系中的3个点能够设为标记物q1、q2、q3。因此，控制装置5能够利用标记物16来推定仿射变换矩阵t。
70.此外，配置于非磁性框架4的标记物16的数量至少为1个即可。标记物16的数量为1个的情况下的其他2个标记物16的代用物只要显示于mr图像即可，例如是受试者的左右的耳朵这样的部位。在图4的(a)、图4的(b)所示的例子中，配置于与受试者的眉间对应的位置的标记物p1是配置于非磁性框架4的标记物16，在mr图像中显示为标记物q1。控制装置5能够使用该1个标记物16和受试者的左右耳朵这样的2个部位来推定仿射变换矩阵t。
71.另外，在图5的(a)、图5的(b)所示的例子中，配置在与受试者的眉间和后头部对应的位置的标记物p1和标记物p2是配置在非磁性框架4的标记物16，在mr图像中显示为标记物q1、q2。如上所述，在标记物16的数量为2个的情况下，控制装置5使用受试者的左耳或右耳这样的部位作为其他1个标记物16的代用物。控制装置5能够使用这2个标记物16和受试者的左右任意一个耳朵这样的1个部位来推定仿射变换矩阵t。
72.控制装置5使用如以上那样通过推定处理推定出的变换信息，执行将脑磁场分布投影到mri坐标系来进行脑磁场分布与mr图像的对位的对位处理。具体而言，控制装置5使用表示在推定处理中推定出的meg坐标系与mri坐标系的对应关系的信息即仿射变换矩阵t，将meg坐标系中的脑磁场分布投影到mri坐标系。
73.接下来，参照图6～图8对使用实施方式的脑测量装置m1的脑测量方法进行说明。图6～图8是表示脑测量装置m1的动作的流程图。
74.首先，当在非磁性框架4戴于受试者的情况下开始脑磁场的测量时，地磁磁场修正用磁传感器2测量作为静电场的、与地磁场相关的磁场(步骤s11)。地磁磁场修正用磁传感器2在光激发磁传感器1a的各个的位置处测量地磁和梯度磁场，并且将测量值输出到控制装置5。
75.控制装置5和线圈电源6控制对地磁修正线圈7的电流(步骤s12)。控制装置5，基于地磁磁场修正用磁传感器2的测量值，以产生与光激发磁传感器1a的位置的地磁反向且大小相同程度的磁场的方式，来确定对地磁修正线圈7的电流。更具体地，控制装置5例如以使
多个地磁磁场修正用磁传感器2的测量值的平均值近似为零的方式，来确定对地磁修正线圈7的电流。控制装置5将对应于确定的电流的控制信号输出到线圈电源6。线圈电源6根据由控制装置5输出的控制信号，将规定的电流输出至地磁修正线圈7。地磁修正线圈7根据从线圈电源6供给的电流产生磁场。光激发磁传感器1a的位置的地磁被由地磁修正线圈7产生的、反向且大小相同程度的磁场抵消。
76.控制装置5和线圈电源6控制对梯度磁场修正线圈8的电流(步骤s13)。控制装置5，基于地磁磁场修正用磁传感器2的测量值，以产生与光激发磁传感器1a的位置的梯度磁场反向且大小相同程度的磁场的方式，来确定对梯度磁场线圈8的电流。更具体地，控制装置5例如以从多个地磁磁场修正用磁传感器2的测量值的平均值的偏差最小的方式，来确定对梯度磁场修正线圈8的电流。控制装置5将对应于确定的电流的控制信号输出到线圈电源6。线圈电源6根据由控制装置5输出的控制信号，将规定的电流输出至梯度磁场修正线圈8。梯度磁场修正线圈8根据从线圈电源6供给的电流产生磁场。光激发磁传感器1a的位置的梯度磁场被由梯度磁场修正线圈8产生的反向且大小相同程度的磁场抵消。
77.控制装置5判定修正后的静磁场(与地磁相关的磁场)的测量值是否为基准值以下(步骤s14)。修正后的静磁场的测量值是指在通过地磁修正线圈7和梯度磁场修正线圈8修正静磁场后，通过地磁磁场修正用磁传感器2来测量的值。基准值是光激发磁传感器1a正常地动作的磁场的大小，例如能够是1nt。在静磁场的测量值不是基准值以下(在步骤s14中“否”)的情况下，返回至步骤s11。在静磁场的测量值是基准值以下(在步骤s14中“是”)的情况下，进入至步骤s15。
78.主动屏蔽用磁传感器3测量变化磁场(步骤s15)。主动屏蔽用磁传感器3在光激发磁传感器1a的各个的位置处测量变化磁场，并且将测量值输出到控制装置5。
79.控制装置5和线圈电源6控制对主动屏蔽线圈9的电流(步骤s16)。控制装置5，基于主动屏蔽用磁传感器3的测量值，以产生与光激发磁传感器1a的位置的变化磁场反向且大小相同程度的磁场的方式，来确定对主动屏蔽线圈9的电流。更具体地，控制装置5例如以使多个主动屏蔽用磁传感器3的测量值的平均值近似为零的方式，来确定对主动屏蔽线圈9的电流。控制装置5将对应于确定的电流的控制信号输出到线圈电源6。线圈电源6根据由控制装置5输出的控制信号，将规定的电流输出至主动屏蔽线圈9。主动屏蔽线圈9根据从线圈电源6供给的电流产生磁场。光激发磁传感器1a的位置的变化磁场被由主动屏蔽线圈9产生的反向且大小相同程度的磁场抵消。
80.控制装置5判定修正后的变化磁场的测量值是否为基准值以下(步骤s17)。修正后的变化磁场的测量值是指在通过主动屏蔽线圈9修正变化磁场之后，通过主动屏蔽用磁传感器3测量的值。基准值是能够测量脑磁场的噪声水平，例如能够设置为1pt。在变化磁场的测量值不是基准值以下(在步骤s17中“否”)的情况下，返回至步骤s15。在变化磁场的测量值是基准值以下(在步骤s17中“是”)的情况下，进入至步骤s18。
81.光激发磁传感器1a测量脑磁场(步骤s18)。控制装置5将光激发磁传感器1a获得的测量结果输出到规定的输出目的地。规定的输出目的地除控制装置5的存储器、硬盘等的存储装置、显示器等的输出装置之外，也可以是经由通信接口连接的终端装置等的外部装置。因为至此光激发磁传感器1a的位置的静磁场(与地磁相关的磁场)和变化磁场以变为规定的基准值以下的方式被抵消，所以光激发磁传感器1a能够在避开静电场(与地磁相关的磁
场)的影响和变化磁场的影响的状态下，测量脑磁场。控制装置5基于光激发磁传感器1a所取得的脑磁场，生成受试者的脑磁场分布。控制装置5能够基于非磁性框架4中的光激发磁传感器1a与标记物16的位置关系，取得与脑磁场分布中的(meg坐标系上的)标记物16的位置相关的信息。
82.移至图7，当在非磁性框架4保持戴于受试者的情况下继续开始mr图像的测量时，控制装置5确定供给至静磁场的施加用的地磁修正线圈7的电流，并且通过将控制信号输出至线圈电源6，来控制在受试者的头部的x轴方向的静电场的生成(步骤s19)。接下来，控制装置5确定供给至倾斜磁场的生成用的梯度磁场修正线圈8的电流，并且通过将控制信号输出至线圈电源6，来控制x轴方向磁场梯度(dbx/dx)的生成(步骤s20)。同时，控制装置5对发送线圈控制器15输出控制供给至发送线圈21的电力的控制信号，并且以向受试者的头部照射发送脉冲的方式进行控制(步骤21)。由此，规定的切片面的质子被激发。
83.另外，控制装置5确定供给至倾斜磁场的生成用的梯度磁场修正线圈8的电流，并且通过将控制信号输出至线圈电源6，来控制切片面上的y轴方向磁场梯度(dbx/dy)的生成(步骤s22)。由此，进行相位编码。并且，控制装置5确定供给至倾斜磁场的生成用的梯度磁场修正线圈8的电流，并且通过将控制信号输出至线圈电源6，来控制切片面上的z轴方向磁场梯度(dbx/dz)的生成(步骤s23)。由此，进行频率编码。
84.与此同时，从opm模块23，经由接收线圈22和输出线圈24，输出来自质子的核磁共振信号，随之，控制装置5获得核磁共振信号的数据(步骤s24)。此后，控制装置5判定是否获得与其他切片面相关的核磁共振信号数据(步骤s25)。在判定的结果为获得与其他切片面相关的核磁共振信号数据的情况下(在步骤s25中“是”)，返回至处理步骤s20。另一方面，在未获得与其他切片面相关的核磁共振信号数据的情况下(在步骤s25中“否”)，通过将迄今为止获得的核磁共振信号数据进行傅立叶变换来获得mr图像(步骤s26)。即，控制装置5基于核磁共振信号生成mr图像。控制装置5将获得的mr图像输出到规定的输出目的地。规定的输出目的地除控制装置5的存储器、硬盘等的存储装置、显示器等的输出装置之外，也可以是经由通信接口连接的终端装置等的外部装置。
85.转移到图8，控制装置5从mr图像中提取标记物16(步骤s27)。接着，控制装置5在mri坐标系中取得提取出的标记物16的位置(步骤s28)。进而，控制装置5基于meg坐标系中的标记物16的位置和所取得的mri坐标系中的标记物16的位置，推定用于将meg坐标系变换为mri坐标系的变换信息(步骤s29)。之后，控制装置5使用推定出的变换信息，将脑磁场分布投影到mri坐标系来进行脑磁场分布与mr图像的对位(步骤s30)。
86.如上所述，一个实施方式的脑测量方法具备：第1工序，在将设置有光激发磁传感器1a和标记物16的头盔型的非磁性框架4佩戴于受试者的头部的状态下，通过检测由受试者产生的核磁共振信号，从而基于该核磁共振信号生成显示有标记物16的mr图像(步骤s19～步骤s26)，并且通过由光激发磁传感器1a检测受试者的脑磁场，从而基于该脑磁场生成脑磁场分布(步骤s11～步骤s18)；和第2工序，进行在第1工序中生成的mr图像与脑磁场分布的对位(步骤s27～步骤s30)。而且，第2工序包括：提取工序(步骤s27)，从mr图像提取标记物16；取得工序(步骤s28)，在mr图像上的坐标系即mri坐标系中，取得在提取工序中提取出的标记物16的位置；推定工序(步骤s29)，基于脑磁场分布上的坐标系即meg坐标系中的标记物16的位置和在取得工序中取得的mri坐标系中的标记物16的位置，推定用于将meg坐
标系变换为mri坐标系的变换信息；和对位工序(步骤s30)，使用在推定工序中推定出的变换信息，将脑磁场分布投影到mri坐标系来进行脑磁场分布与mr图像的对位。具体的变换信息的推定方法如上所述。
87.[作用效果]
[0088]
接下来，对上述实施方式的脑测量装置的作用效果进行说明。
[0089]
在本实施方式的脑测量装置m1和脑测量方法中，由于标记物16和光激发磁传感器1a安装于非磁性框架4，所以标记物16与光激发磁传感器1a的位置关系在该非磁性框架4中以机械加工精度确定。这意味着，在基于由光激发磁传感器1a检测出的脑磁场而生成的脑磁场分布中，能够以机械加工精度高精度地取得标记物16的位置。另一方面，该标记物16显示于mr图像。因此，能够基于脑磁场分布中的标记物16的位置和mr图像中的标记物16的位置，取得与脑磁场分布和mr图像之间的位置关系有关的信息。因此，能够使脑磁场分布与mr图像更高精度地对位。此外，在mri和meg的测量中，有时受试者的头部位置相对于倾斜磁场线圈变动，所以mr图像与脑磁场分布的对位并不容易。由于在固定有光激发磁传感器1a的头盔型的非磁性框架4上设置有标记物16，所以在mr图像上显示标记物16的位置。因此，能够使脑磁场分布与mr图像更高精度地对位。即，在脑测量装置m1中，能够高精度地推定从受试者的脑的哪个位置产生磁信号。即，在脑测量装置m1中能够提高信号源推定精度。
[0090]
在本实施方式的脑测量装置m1中，也可以是，生成部执行：提取处理，从mr图像提取标记物16；取得处理，在mr图像上的坐标系即mri坐标系中，取得通过提取处理提取出的标记物16的位置；推定处理，基于脑磁场分布上的坐标系即meg坐标系中的标记物16的位置和通过取得处理取得的mri坐标系中的标记物16的位置，推定用于将meg坐标系变换为mri坐标系的变换信息；和对位处理，使用通过推定处理推定出的变换信息，将脑磁场分布投影到mri坐标系来进行脑磁场分布与mr图像的对位。另外，在本发明的脑测量方法中，第2工序也可以包括：提取工序，从mr图像提取标记物16；取得工序，在mr图像上的坐标系即mri坐标系中，取得在提取工序中提取出的标记物16的位置；推定工序，基于脑磁场分布上的坐标系即meg坐标系中的标记物16的位置和在取得工序中取得的mri坐标系中的标记物16的位置，推定用于将meg坐标系变换为mri坐标系的变换信息；和对位工序，使用在推定工序中推定出的变换信息，将脑磁场分布投影到mri坐标系来进行脑磁场分布与mr图像的对位。在该情况下，根据mr图像和脑磁场分布中的标记物16的位置，推定用于将meg坐标系变换为mri坐标系的变换信息，基于该变换信息，将脑磁场分布投影到mri坐标系，由此能够高精度地对mr图像和脑磁场分布进行对位。
[0091]
在本实施方式的脑测量装置m1中，也可以具备安装于非磁性框架4的相互不同的位置的多个标记物16。在该情况下，在测量前更准确地取得脑磁场分布与mr图像的对位所需的3个基准点，所以例如与标记物16为1个的情况相比，能够更高精度地对脑磁场分布与mr图像进行对位。
[0092]
在本实施方式的脑测量装置m1中，多个标记物16也可以包括不在同一直线上的至少3个标记物16。在该情况下，在测量前更准确地取得脑磁场分布与mr图像的对位所需的3个基准点，3个基准点不在同一直线上，所以例如与标记物16为2个的情况相比，能够更高精度地对脑磁场分布与mr图像进行对位。
[0093]
在本实施方式的脑测量装置m1中，标记物16也可以包括beekley标记物或
magnevist溶液胶囊。在该情况下，在mr图像中，标记物16被更清楚地显示，所以标记物16的位置被更高精度地确定。因此，能够使脑磁场分布与mr图像更高精度地对位。
[0094]
根据本实施方式的脑测量装置m1，测量在测量脑磁场的多个光激发磁传感器1a的各个的位置的、与地磁相关的磁场和变化磁场。并且，在脑磁场的测量时，基于与地磁相关的磁场的多个测量值，来控制流过地磁修正线圈7和梯度磁场修正线圈8的电流，并且基于变化磁场的多个测量值，来控制流过主动屏蔽线圈9的电流，在各个线圈7、8、9产生磁场，并且在多个光激发磁传感器1a的位置，通过在地磁修正线圈7和梯度磁场修正线圈8产生的磁场来修正与地磁相关的磁场，并且通过在主动屏蔽线圈9产生的磁场来修正变化磁场。其结果是，通过修正多个光激发磁传感器1a的位置的、与地磁相关的磁场和变化磁场，多个光激发磁传感器1a能够在避开与地磁相关的磁场的影响和变化磁场的影响的状态下测量脑磁场。
[0095]
另一方面，根据上述一个方式或其他方式，在测量mr图像时，通过控制流过地磁修正线圈7和梯度磁场修正线圈8的电流来施加静磁场和倾斜磁场，并且通过接收线圈22来检测通过发送脉冲的发送而生成的核磁共振信号。其结果是，能够基于接收线圈22的输出来测量mr图像。
[0096]
根据这样的脑测量装置m1和脑测量方法，能够使用同一装置有效地实现脑磁测量和mri测量。特别是，在mri测量中，因为使用光激发磁传感器，所以能够相较于squid广泛地调节灵敏度高的频带，从而对施加的静磁场的强度，即，对质子的共振频率的限制少。不需要因squid仅在低共振频率，即，低静磁场下动作而所需的预极化线圈，并且不需要在使用squid的情况下所需的液氦等的冷却剂。另外，因为在mri测量的信号的频率也比较高，所以也不需要用于降低mri测量时和脑磁场测量时的磁噪声的磁屏蔽室。其结果是，能够使装置小型化并且能够降低成本。另外，因为预极化所需的时间与测量时间大致相同，所以在本实施方式中，能够将测量时间也缩短为至1/2。
[0097]
另外，在本实施方式中，因为能够通过流过地磁修正线圈7的电流的开/关来容易地开/关静磁场，所以能够在短时间内切换脑磁场测量和mri测量。由此，因为能够使用同一装置以同一受试者为对象依次实施脑磁场测量和mri测量，所以能够降低两个测量结果的配准误差。
[0098]
如上所述，根据本实施方式，因为能够在低磁场中进行mri测量，所以不需要特别的房间，并且还能够提高t1对比度。另外，通过使用主动屏蔽线圈9，不需要在磁屏蔽室进行脑磁测量。因此，能够通过同一装置来实现脑磁测量和mri测量，并且能够在受试者坐在椅子等状态下依次进行两个测量。另外，能够降低装置的成本，并且也能够在受试者乘坐车辆等状态下的测量。其结果是，能够有助于诊断抑郁症、精神分裂症等的精神疾病、痴呆症等的神经退行性疾病。
[0099]
在此，脑测量装置m1使用作为静磁场的施加用的地磁修正线圈7、作为倾斜磁场的施加用的梯度磁场修正线圈8。由此，因为能够共用脑磁测量用的地磁磁场修正用的线圈和mri测量用的线圈，所以能够使装置进一步小型化并且进一步降低成本。
[0100]
另外，在本实施方式中，在脑磁测量时，通过抵消多个光激发磁传感器1a的位置的、与地磁相关的磁场和变化磁场，多个光激发磁传感器1a能够在可靠地避开与地磁相关的磁场的影响和变化磁场的影响的状态下测量脑磁场。其结果是，能够不使用磁屏蔽室而
高精度地测量脑磁场。即使受试者的头部移动，也能够实现这样的作用。
[0101]
另外，地磁修正线圈7、梯度磁场修正线圈8，和主动屏蔽线圈9分别通过配置为夹着多个光激发磁传感器1a的一对线圈来构成。根据这种的结构，在夹于一对线圈的多个光激发磁传感器1a的位置的、与地磁相关的磁场和变化磁场被有效地修正。由此，能够通过简单的结构适当地修正与地磁相关的磁场和变化磁场。
[0102]
另外，脑测量装置m1还具备：经由电缆电连接至接收线圈22的输出线圈24、检测由输出线圈24输出的磁信号的另一光激发磁传感器23a。根据这样的结构，因为能够避免在mri测量时由施加的静磁场对另一光激发磁传感器23a的检测信号的影响，所以能够提高mr图像测量的精度。即，例如，通过7mt的静磁场的施加，质子产生的核磁共振信号的频率为约300khz，为在光激发磁传感器23a对该频率保持灵敏度，必须施加约40μt的偏置磁场。在将光激发磁传感器23a配置于受试者的头部附近的情况下，这样的偏置磁场和静磁场的并存是困难的。在本实施方式中，能够将对静磁场不具有灵敏度的接收线圈22配置于头部附近，并且将光激发磁传感器23a从头部分离配置，能够高灵敏度地检测核磁共振信号。
[0103]
另外，多个光激发磁传感器1a是在与受试者的头皮垂直的方向且同轴上具有测量区域和参考区域的轴型梯度计。根据这样的结构，因为共模噪声的影响在测量区域的输出结果和参考区域的输出结果的各个中表示，所以能够通过获得两者的输出结果之差来去除共模噪声。由此，提高脑磁场的测量精度。
[0104]
另外，将多个光激发磁传感器1a、多个地磁磁场修正用磁传感器2、多个主动屏蔽用磁传感器3，和接收线圈22固定于戴于受试者的头部的头盔型的非磁性框架4。根据这样的结构，因为戴于头部的非磁性框架4和固定于非磁性框架4的各传感器2、3和接收线圈22根据受试者的头部的移动而移动，所以即使在受试者的头部移动的情况下，也能够适当地进行多个光激发磁传感器1a的位置的、与地磁相关的磁场和变化磁场的修正、脑磁场的测量和mri测量。其结果是，能够抑制两个测量的配准误差。
[0105]
另外，也可以进一步具备用于遮蔽高频的电磁噪声的电磁屏蔽14。根据这样的结构，能够在脑磁计防止无法成为测量的对象的高频的电磁噪声侵入多个光激发磁传感器1a。由此，能够使通过多个光激发磁传感器1a的脑磁场的测量稳定地动作。同时，也能够防止作为mri的测量频率的300khz频带的噪声入射至接收线圈22，并且增大mri测量的噪声。
[0106]
另外，多个光激发磁传感器1a，以施加偏置磁场以对包含于0～200hz的范围的频率具有灵敏度的方式来构成，并且另一光激发磁传感器23a，以施加偏置磁场以对包含于20khz～500khz的范围的频率具有灵敏度的方式来构成。根据这样的结构，在提高脑磁场的测量的灵敏度的同时，还能够提高mri测量的精度。
[0107]
[变形例]
[0108]
以上的实施方式对本发明的一个方式进行了说明。因此，本发明并不限定于上述的脑测量装置和脑测量方法，能够任意地变形。
[0109]
标记物16只要在mr图像中显示为明亮的点即可，只要包含具有充分的质子密度和适度的t1、t2时间的材质即可，所以并不限定于包含beekley标记物或magnevist溶液胶囊。标记物16例如也可以包含液体。
[0110]
标记物16的形状只要在显示于mr图像时，标记物16的重心位置能够在mr图像中导出即可。标记物16的形状不限于球状，例如可以是长方体状或立方体状等，也可以是上述以
外的其他形状。
[0111]
标记物16只要显示于mr图像即可，所以非磁性框架4中的标记物16的位置并不限定于与受试者的眉间、后头部和太阳穴对应的位置。非磁性框架4中的标记物16的位置例如可以是与受试者的头顶部对应的位置，也可以是上述以外的其他位置。另外，标记物16的代用物只要显示于mr图像即可，所以既可以是受试者的耳朵以外的部位，也可以不是受试者的部位而是非磁性框架4的构造物。
[0112]
此外，在标记物16的数量小于3个的情况下，标记物16的代用物的位置可以预先设定，也可以通过某种方法来确定。
[0113]
变换信息只要是用于将meg坐标系变换为mri坐标系的信息即可，所以不限于仿射变换矩阵t。例如，变换信息也可以是由矩阵以外表现的其他信息。
[0114]
虽然将主动屏蔽线圈9作为具有一对主动屏蔽线圈9a和9b的线圈进行说明，但是也可以对每一个opm模块1(光激发磁传感器1a)作为3个线圈系统来配置。在这种情况下，控制装置5，以产生与光激发磁传感器1a的位置的变化磁场的三个方向(x轴、y轴和z轴)的分量反向且大小相同程度的磁场的方式，确定对主动屏蔽线圈9的电流。控制装置5将控制信号输出至线圈电源6，该控制信号对应于与作为3个线圈系统配置的主动屏蔽线圈9的各个相关的确定的电流。根据这样的结构，能够使用于变化磁场的修正的消耗电力比较小。
[0115]
另外，控制装置5在mr图像的测量时，也可以以进行与地磁相关的梯度磁场的修正的方式，来设定流过梯度磁场修正线圈8的电流，也可以以不进行与地磁相关的梯度磁场的修正的方式进行设定。因为梯度磁场的大小约为数μt，相较于静磁场低约两个数量级，所以在获取mr图像时即使不进行修正也能够维持高精度。
[0116]
另外，上述实施方式的脑测量装置m1，也可以省略光激发磁传感器23a，并且也可以是控制装置5经由放大器直接检测来自接收线圈22的输出的结构。
[0117]
另外，光激发磁传感器1a不限于使用泵浦光和探测光的泵浦&探测型，也可以是使用兼具泵浦光和探测光的圆偏振光的光的零场型的光激发磁传感器。在这种零场型中，能够在向单元照射光并且施加周期性的偏置磁场并且锁定检测磁场，将自零磁场的偏差作为脑磁场来测量。
[0118]
另外，在上述实施方式的脑测量装置m1中，非磁性框架4的位置也能够是能够光学地测量的。例如，也能够设置在非磁性框架4的下端部周围以120度的间隔安装的标记物、和与非磁性框架4相对的照相机，使利用照相机测量头盔的位置变动成为可能。该测量结果能够在mri测量时利用。例如，控制装置5能够使用测量结果计算梯度磁场修正线圈8和接收线圈22的相对位置，并且修正mr图像。其结果是，即使受试者的头部移动，也能够获得分辨率高的mr图像。这是对于难以固定幼儿等的头部的受试者的mri测量有用的结构。此外，在脑磁测量的时候，因为以即使头部的位置偏离也使偏离的状态下的光激发磁传感器1a的位置的磁场变为零的方式进行修正，所以虽然测量非磁性框架4的位置的必要性低，也可以将非磁性框架4的位置信息用于零磁场生成。
[0119]
以下附记以上的实施方式。
[0120]
[附记1]一种脑测量装置，其中，具备脑磁计、mri装置和控制装置，，所述脑磁计具有：测量脑磁场的多个光激发磁传感器；测量所述多个光激发磁传感器的各个的位置的、与地磁相关的磁场的多个地磁磁场修正用磁传感器；测量所述多个光激发磁传感器的各个的
位置的变化磁场的多个主动屏蔽用磁传感器；用于修正与所述地磁相关的磁场的地磁磁场修正线圈；和用于修正所述变化磁场的主动屏蔽线圈，所述mri装置具有：用于施加静磁场的静磁场线圈；用于施加倾斜磁场的倾斜磁场线圈；用于发送规定的频率的发送脉冲的发送线圈；和检测由所述发送脉冲的发送而生成的核磁共振信号的接收线圈，在脑磁场的测量时，基于所述多个地磁磁场修正用磁传感器的测量值和所述多个主动屏蔽用磁传感器的测量值，来控制供给至所述地磁磁场修正线圈的电流和供给至所述主动屏蔽线圈的电流，在mr图像的测量时，控制供给至所述静磁场线圈和所述倾斜磁场线圈的电流，并且控制所述静磁场和所述倾斜磁场，并且基于所述接收线圈的输出来生mr图像。
[0121]
[附记2]根据附记1所述的脑测量装置，其中，所述地磁磁场修正线圈由用于修正所述地磁的磁场的地磁修正线圈和用于修正所述地磁的梯度磁场的梯度磁场修正线圈构成。
[0122]
[附记3]根据附记1或2所述的脑测量装置，其中，所述控制装置，以产生抵消与所述地磁相关磁场的磁场的方式，确定供给至所述地磁磁场修正线圈的电流，并且以产生抵消所述变化磁场的磁场的方式，确定供给至所述主动屏蔽线圈的电流。
[0123]
[附记4]根据附记1～3中任一项所述的脑测量装置，其中，所述地磁磁场修正线圈和所述主动屏蔽线圈分别是夹着所述多个光激发磁传感器配置的一对线圈。
[0124]
[附记5]根据附记1～4中任一项所述的脑测量装置，其中，还具备：电连接至所述接收线圈并且基于流过所述接收线圈的电流输出磁信号的输出线圈；和检测由所述输出线圈输出的所述磁信号的另一光激发磁传感器，所述控制装置，基于由所述另一光激发磁传感器检测出的所述磁信号，来生成所述mr图像。
[0125]
[附记6]根据附记1～5中任一项所述的脑测量装置，其中，所述多个光激发磁传感器是在与受试者的头皮垂直的方向且同轴上具有测量区域和参考区域的轴型梯度计。
[0126]
[附记7]根据附记1～6中任一项所述的脑测量装置，其中，所述多个光激发磁传感器、所述多个地磁磁场修正用磁传感器、所述多个主动屏蔽用磁传感器和所述接收线圈，被固定于戴于受试者的头部的头盔型的非磁性框架。
[0127]
[附记8]根据附记1～7中任一项所述的脑测量装置，其中，还具备用于遮蔽高频的电磁噪声的电磁屏蔽。
[0128]
[附记9]根据附记5所述的脑测量装置，其中，所述多个光激发磁传感器，以施加偏置磁场以对包含于0～200hz的范围的频率具有灵敏度的方式来构成，所述另一光激发磁传感器，以施加偏置磁场以对包含于20khz～500khz的范围的频率具有灵敏度的方式来构成。
[0129]
[附记10]一种使用脑磁计和mri装置的脑测量方法，其中，所述脑磁计具有：测量脑磁场的多个光激发磁传感器；测量所述多个光激发磁传感器的各个的位置的、与地磁相关的磁场的多个地磁磁场修正用磁传感器；测量所述多个光激发磁传感器的各个的位置的变化磁场的多个主动屏蔽用磁传感器；用于修正与所述地磁相关的磁场的地磁磁场修正线圈；和用于修正所述变化磁场的主动屏蔽线圈，所述mri装置具有：用于施加静磁场的静磁场线圈；用于施加倾斜磁场的倾斜磁场线圈；用于发送规定的频率的发送脉冲的发送线圈；和检测由所述发送脉冲的发送生成的核磁共振信号的接收线圈，在脑磁场的测量时，基于所述多个地磁磁场修正用磁传感器的测量值和所述多个主动屏蔽用磁传感器的测量值，来控制供给至所述地磁磁场修正线圈的电流和供给至所述主动屏蔽线圈的电流，在mr图像的
测量时，控制供给至所述静磁场线圈和所述倾斜磁场线圈的电流，并且控制所述静磁场和所述倾斜磁场，并且基于所述接收线圈的输出来生mr图像。
[0130]
[附记11]根据附记10所述的脑测量方法，其特征在于：所述地磁磁场修正线圈由用于修正所述地磁的磁场的地磁修正线圈和用于修正所述地磁的梯度磁场的梯度磁场修正线圈构成。