脳波とｆＭＲＩとの同時連続測定システム、それに用いるクロック・デバイダ、このクロック・デバイダを備えた脳波測定装置及びｆＭＲＩ装置
【課題】脳機能計測（ｆＭＲＩ）を行うと共に、同時に脳波測定を行う。
【解決手段】脳波とｆＭＲＩとの同時連続測定システムである。本発明のシステムは、脳波を測定する脳波測定装置と、磁気共鳴イメージングによって脳機能計測を行うｆＭＲＩ装置とを備え、ｆＭＲＩ装置の時計機能に基づいて、脳波測定装置における脳波データを収集するサンプリングタイミングで、ｆＭＲＩ装置におけるｆＭＲＩデータを収集するための傾斜磁場変化における画像アーチファクトの波形が基線上になるように、脳波サンプリングパルスを発生する。
【解決手段】脳波とｆＭＲＩとの同時連続測定システムである。本発明のシステムは、脳波を測定する脳波測定装置と、磁気共鳴イメージングによって脳機能計測を行うｆＭＲＩ装置とを備え、ｆＭＲＩ装置の時計機能に基づいて、脳波測定装置における脳波データを収集するサンプリングタイミングで、ｆＭＲＩ装置におけるｆＭＲＩデータを収集するための傾斜磁場変化における画像アーチファクトの波形が基線上になるように、脳波サンプリングパルスを発生する。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、医療用画像診断装置である磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）装置を用いて脳機能計測（functional ＭＲＩ：機能ＭＲＩもしくはｆＭＲＩと称する）を行うと共に、これと同時に生体現象としての脳波測定を行うための、脳波とｆＭＲＩとの同時連続測定システムに関するものであり、更に、それに用いるクロック・デバイダ、このクロック・デバイダを備えた脳波測定装置及びｆＭＲＩ装置に関するものである。
【０００２】
【従来の技術】
今日における脳科学の目的は、脳という器官がいかにして「心」を創造するのかということを解き明かすことであり、この解き明かした結果を脳と心の医学に役立てることにあろう。さて、この目的を達成するため、脳を研究するためのいくつかの方法論がある。現在において主流であるのは、分子遺伝学的方法および画像解析的方法である。このうち、後者の画像解析的方法の目的は、脳機能、すなわち知覚、注意、記憶等の認知機能が脳のどこでどのように実現されているか、ということを探求することである。
【０００３】
さて、これまでの歴史の中で、この脳機能を画像解析的に研究する測定方法として、表１に示すように、種々の測定方法が存在する。これらの測定方法は、表１の上段に示されている電気・磁気的活動を測定する方法と、表１の下段に示されている血流動態を測定する方法とに分けられる。このうちの前者の方法においては、時間分解能が良好であるが、空間分解能が悪く、後者の方法はその逆であることが理解される。さらに、数々の脳機能の根本は、無数のニューロン群の電気活動からなっている。従って、脳内の電気活動を直接測定して、脳機能を検討することが最も望ましい。この観点からすると、血流動態は、脳活動を観測する上で、間接的測定方法といわなければならない。
【０００４】
【表１】
【０００５】
ところで、知覚、認知、記憶等の個々の単位的脳機能は、極めて短時間のうちに完了する。つまり、数１０ｍsec から数１００ｍsec のうちに、脳機能は完了してしまう。従って、脳機能研究においては、この瞬間に生じる脳機能を捕捉できる能力を持つ、何等かの画像測定方法を当然使用すべきである。つまり、ｍsec 単位の時間分解能を有する測定法が必要となる。このような高速画像測定方法の要件を満たす方法は表１に２つしかない。すなわち、それは脳波と脳磁図である。
【０００６】
脳磁図と異なり、長い歴史を持つ脳波研究では、これまでヒト脳機能に関する莫大な知見が集積されてきた（表２参照）。しかし、脳波も脳磁図も、その空間分解能が劣悪な上に、脳深部を検索する能力に乏しい。従って、短時間に脳機能の電気・磁気現象を捕捉することができても、その現象が脳のどこでどのように生じているのかを、検討することは殆どできなかった。
【０００７】
一方、脳血流動態を用いる測定方法は、脳活動を脳の断層画像上において観測すること（マッピング）が可能であるという優位点が存在する。しかし、血流動態は、脳機能活動そのもの（電気活動）ではなく、それを間接的に支えている機能（酸素、グルコース供給・消費）である。従って、血流動態の観測は、脳機能を間接的に捕えるに過ぎない。しかも、血流動態の決定的に不利な点は、時間分解能が劣悪なことである。すなわち、ＰＥＴ（Ｐositron Ｅmission Ｔomography ：陽電子放射断層撮影法）、ＳＰＥＣＴ （Ｓingle Ｐhoton Ｅmission Ｃomputed Ｔomography ：単一光子放出型コンピュータ断層撮影法）等の測定方法では、雑多な認知機能の集合体を観測することしかできなかった。
【０００８】
このような状況下において、新たにｆＭＲＩ（functional Ｍagnetic Ｒesonance Ｉmaging：機能的ＭＲＩ）という測定方法が確立された。このｆＭＲＩは、血流動態を表わすＢＯＬＤ（Ｂlood Ｏxygen Ｌevel Ｄependent）信号という、血液内の還元ヘモグロビンの密度によって局所磁場変化を生じ、それに伴ってＮＭＲ（核磁気共鳴）信号が変化することを利用して、脳内賦活部位をマッピングする測定方法である。この測定方法は、他の画像法と比較して、格段に時間分解能、空間分解能に優れていることが明らかである（表１参照）。また、この測定方法によって、１秒以下の脳機能を脳の断層画像上に描き出すことが可能になった。
【０００９】
さて、従来のｆＭＲＩ実験では、運動、認知、注意、記憶課題などのもっぱらヒトの行動指標に基づく統計処理を通じて、上記の指標に相関する脳内賦活部位を検討してきた。しかしながら、fMRIと組み合わせたときに、脳機能解析を可能とするのは、上記のような行動指標だけではない。さまざまなヒト生理指標がfMRIの時間分解に対応する。このことに注目すれば、上記ヒト生理指標と相関する脳内賦活部位を検討すること、つまり、ヒト生理指標の脳断層画像上へのマッピングが可能となるはずである。
【００１０】
特に、脳波研究は、長い歴史をもち、ヒト脳機能に関する莫大な知見集積がありながら、マッピング研究が困難であった。この脳波とfMRIとを組み合わせることによって、脳波学からみた脳研究に新たな可能性を与えることができよう。すなわち、睡眠脳波上のハンプ（hump）、スピンドル（spindle ）、てんかん異常波としてのスパイク（spike ）やシャープ・ウェーブ（sharp wave）、また誘発電位、事象関連電位などのさまざまな脳波現象を、MRI 断層画像上へマッピングすることが可能となる（表２参照）。このことは、従来のＰＥＴやＳＰＥＣＴ等の方法で不可能であったことであり、脳科学研究を大いに進展させることができることが期待される。
【００１１】
【表２】
【００１２】
しかし、fMRIを用いた現在までの研究にあっては、この類の研究は、技術的な問題からほとんど行われていない。というのは、このような研究を可能にするには、脳波とfMRIを同時に測定しなければならないからである。
【００１３】
前述した脳波とｆＭＲＩとの同時連続測定は、極めて困難なことである。すなわち、ＭＲＩのヘッドコイル内に脳波電極を装着した被験者をセットアップして、通常の方法で脳波とｆＭＲＩとの同時測定を行う場合、図１７に示すような、ｆＭＲＩの撮像に起因する、２０００μＶ以上にも及ぶ巨大なアーチファクトが出現する。このような波形を詳細に検討すると、ｆＭＲＩの撮像部分と非撮像部分に様相の異なるアーチファクトが存在することが確認される。非撮像部分（静磁場のみ）は、バリストカルジオグラム（Ballistocardiogram）と称するアーチファクトが出現する。このアーチファクトは、心拍動が頭部を微細に拍動させ、頭部に装着した電極と、頭部が形成する閉回路を振動させることにより、ファラディの法則に基づき起電力が生じることによるアーチファクトである。一方、ｆＭＲＩの撮像中は、遥かに激しく巨大なアーチファクトが認められる。このアーチファクトは、撮像に必要な傾斜磁場の変化（ＧＲ）と電磁波（ＲＦ）とによる直接の画像アーチファクトおよびバリストカルジオグラムを加えたアーチファクトである（表３参照）。
【００１４】
【表３】
【００１５】
従来、このようなバリストカルジオグラムに基づくアーチファクトに対する解決方法として、（１）双極誘導、（２）ヒョース変換（Hjorth Transform）、 （３）空間フィルタ、（４）バイト・バー（Bite Bar）による頭部固定、（５）ツイストペア・ケーブル、（６）アーチファクト加算平均の減算等の手法が、提案されている。これらの方法のうち、シンプルで応用範囲の狭い双極誘導による手法ではなく、単極誘導による頭部固定法に注目して、従来放射線科における癌治療時における患部の固定に用いられてきた減圧クッション・システム（Vacuum Cushion System ）を使用することによって、拍動による静磁場におけるバリストカルジオグラムを効果的に抑制することが可能となった。そして、ｆＭＲＩの撮像を行っていない間隙（１〜２秒間）を利用することにより、すなわちｆＭＲＩの撮像と脳波測定とを交互に行うことにより、脳波を測定することが可能となった（図１８参照）。
【００１６】
しかし、ｆＭＲＩの撮像と脳波測定との交互測定（図１８参照）によれば、ｆＭＲＩの撮像中においては、その時に発生する大きな画像アーチファクトに阻まれて、その間における適正な脳波を観察するとは困難である。この場合、自発的な、あるいはオペレータがコントロールできないような被験者の脳波現象は、前記ｆＭＲＩの撮像時間内に生じる可能性も十分あるにも拘らず、巨大な画像アーチファクトに阻まれて、その脳波現象を捕えることができなくなる。従って、このような自発的脳波現象等を捕捉するためには、脳波とｆＭＲＩとの完全同時な連続測定が必要である。
【００１７】
そこで、本発明者は、鋭意研究並びに試作を重ねた結果、従来における脳波とｆＭＲＩとの交互測定とは全く異なり、脳波およびｆＭＲＩを連続かつ並行して実行することができる、全く新規な脳波とｆＭＲＩとの同時連続測定システムの開発に成功した。
【００１８】
すなわち、脳波とｆＭＲＩとの連続測定を実現する際に、最も大きな問題は、ｆＭＲＩの撮像中における傾斜磁場の変化および電磁波照射に基づく巨大な画像アーチファクトが生じることである（図１９参照）。すなわち、ｆＭＲＩの撮像中には、図１９に示すような２５００μＶに達する棘状の画像アーチファクトが認められる。なお、図１９においては、１度のｆＭＲＩの撮像で、２０枚のスライス撮像を行っているが、その１つ１つの棘が１枚のスライス撮像における画像アーチファクトの波形を示している。
【００１９】
元来、生体信号である脳波と機械的アーチファクトとでは、それぞれの振幅、周波数が大きく異なっている。そこで、通常の脳波測定で用いるよりも遥かに高い２０ｋＨｚのサンプリング周波数を用いて、前述した画像アーチファクトを詳細に観察すると、実際のｆＭＲＩによる脳波上の画像アーチファクトは、図２０に示すような波形特性を有することが確認された。すなわち、図２０においては、１枚のスライスを撮像する時間（１００ｍsec ）に見られる画像アーチファクトの波形を示す。そして、この波形群の全てがローパス・フィルタによる処理によって、図１９における画像アーチファクトの１つの棘に相当している。
【００２０】
ところで、通常の脳波測定のパラメータでは、通常の脳波検査室で用いるローパス・フィルタのカットオフ周波数は１００Ｈｚ程度である。このような低いカットオフ周波数では１つから数個の棘として認識される画像アーチファクトも、２０ｋＨｚのサンプリング周波数のもとで、カットオフ周波数を３０００Ｈｚとすれば、図２０に示すように、０〜３０００Ｈｚの変化を含む複雑な波形を呈する画像アーチファクトとして確認することができた。ここで重要なことは、このアーチファクト波形と実際のシーケンス・プログラムの内容とを比較検討すると判るのであるが、画像アーチファクト内のそれぞれの棘状コンポーネントが、プログラム内の傾斜磁場変化や、電磁波照射に精密に対応しているということである（図２０参照）。
【００２１】
このような比較から、次の事項がそれぞれ結論付けられる。
（１）画像アーチファクト内の殆どの棘状コンポーネントは、傾斜磁場変化に対応している。そのタイミングは、μsec 単位でプログラムされたシーケンスのタイミングと精密に一致すること。
（２）電磁波照射に対応する画像アーチファクトの振幅は、傾斜磁場変化に対応する画像アーチファクトの振幅と比較すると、遥かにその振幅は小さい。すなわち、傾斜磁場変化による画像アーチファクトが、４０，０００μＶ程度であるのに対して、電磁波に基づくものは視認上、バックグラウンド・ノイズ程度から数１００μＶであるに過ぎないこと。
（３）傾斜磁場変化に基づく画像アーチファクトの波形は、原理的にファラディの法則に基づいている。従って、画像アーチファクトの波形は、元の傾斜磁場変化の微分波形に成っていること。
【００２２】
以上の結論に基づいて、本発明者は、検討を重ねた結果、ｆＭＲＩのシーケンス・プログラムを予め知っていれば、画像アーチファクト内における１つ１つの棘の出現時点、その持続、形を予測することができることが解った。逆にいえば、前記結論の知識に基づいてｆＭＲＩのシーケンス・プログラムを変更し、自由に画像アーチファクトの波形をコントロールすることが可能である。つまり、脳波サンプリングのタイミングと画像アーチファクトの出現時点、その持続、形をコントロールすることによって、画像アーチファクトの振幅を減衰させることができることを突き止めた。
【００２３】
しかるに、通常の脳波測定においては、デジタル・サンプリングが行われ、そのサンプリング周期は、一般に１ｍsec （サンプリング周波数Ｆs ＝１０００Ｈｚ）程度で、等間隔である。つまり１ｍsec 毎に脳波データが１点づつサンプルされていくわけである。また、前述した図２０に示す画像アーチファクト波形の中において、周期１ｍsec で脳波をサンプリング（サンプリング周波数Ｆs ＝１０００Ｈｚ）していくとすれば、図２０の波形が１００ｍsec の間に生じる波形であることを考慮すると、脳波データは図２０における１００ｍsec の間に１００個の点としてサンプリングされることになる。そうすると、あるサンプル点は画像アーチファクト波形の基線付近にあり、またあるサンプル点は画像アーチファクト波形のピークの途中にあり、さらにある点は画像アーチファクト波形のピークにあるという事態が生じる。そして、どのサンプル点が画像アーチファクトのどの付近に位置するかは、ほぼ偶然に決まるに過ぎない。
【００２４】
そこで、本発明者は、前記（１）〜（３）の結論による知識に基づいて、ｆＭＲＩの元々のシーケンス・プログラムを変更・調整することによって、結果として出現する画像アーチファクトが、１ｍsec の間隔で必ず波形の基線付近に戻ってくるようなシーケンスの開発に成功し、本発明を完成するに至った。
【００２５】
【発明が解決しようとする課題】
仍って、本発明の目的は、医療用画像診断装置である磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）装置を用いて脳機能計測（ｆＭＲＩ）を行うと共に、これと同時に生体現象としての脳波測定を行うための、脳波とｆＭＲＩとの同時連続測定システムを提供することにある。また、本発明は、脳波とｆＭＲＩとの同時連続測定システムに用いるクロック・デバイダ、このクロック・デバイダを備えた脳波測定装置及びｆＭＲＩ装置を提供することを目的とする。
【００２６】
【課題を解決するための手段】
前記の目的を達成するため、本発明に係る脳波とｆＭＲＩとの同時連続測定システムは、脳波を測定する脳波測定装置と、磁気共鳴イメージングによって脳機能計測を行うｆＭＲＩ装置とを備え、ｆＭＲＩ装置の時計機能に基づいて、ｆＭＲＩ装置におけるｆＭＲＩデータを収集するための傾斜磁場変化における画像アーチファクトの波形が基線上に位置するときに、脳波測定装置における脳波データを収集するサンプリングタイミングを与えるように、脳波サンプリングパルスを発生するように構成したことを特徴とする。
【００２７】
このシステムでは、前記脳波サンプリングパルスによって脳波データを収集するサンプリングタイミングにおいて前記画像アーチファクトの波形が基線位置に戻るように、前記ｆＭＲＩ装置におけるｆＭＲＩ測定データを収集するための傾斜磁場変化を規定する前記ｆＭＲＩシーケンスを設定したことを特徴とする。
また、本発明に係る脳波とｆＭＲＩとの同時連続測定システムは、脳波を測定する脳波測定装置と、磁気共鳴イメージングによって脳機能計測を行うｆＭＲＩ装置とを備え、ｆＭＲＩ装置におけるｆＭＲＩデータを収集するための傾斜磁場変化を発生するタイミングの設定を行うためのクロック信号を発生するデジタル・シンセサイザを設け、このデジタル・シンセサイザのクロック信号に基づいて脳波測定装置における脳波データを収集する脳波サンプリングパルスを発生するクロック・デバイダを設け、前記クロック・デバイダにより、ｆＭＲＩデータを収集するための傾斜磁場変化における画像アーチファクトの波形が基線上に位置するときに、脳波データを収集するサンプリングタイミングを与えるように、所定サンプリング周波数からなる脳波サンプリングパルスを発生するように構成したことを特徴とする。
【００２８】
このシステムでは、前記脳波サンプリングパルスを発生するクロック・デバイダにおいて、脳波サンプリングパルスの発生を開始するためｆＭＲＩシーケンスの開始を示すｆＭＲＩトリガー信号を入力するように設定して、前記ｆＭＲＩ装置におけるｆＭＲＩデータを収集するための傾斜磁場変化を行うｆＭＲＩシーケンスの開始と、前記脳波サンプリングを開始するタイミングとを同期させるように構成したことを特徴とする。
【００２９】
さらに、本発明に係る脳波とｆＭＲＩとの同時連続測定システムは、前記脳波測定装置と前記ｆＭＲＩ装置とにおいて、それぞれ同時連続測定された脳波データとｆＭＲＩデータとを、それぞれ記録すると共に、これらのデータに基づいて脳波現象解析を行い、ＭＲＩ断層画像上へのマッピング処理および表示を行うように構成することができる。
【００３０】
また、本発明に係るクロック・デバイダは、傾斜磁場変化を発生させ、磁気共鳴によって被検体のイメージング情報を得るｆＭＲＩ装置と、上記被検体の脳波を上記ｆＭＲＩ装置によるイメージング情報取得時に測定する脳波測定装置とを具備する脳波とｆＭＲＩとの同時連続測定システムに適用されるクロック・デバイダであって、前記傾斜磁場変化に同期する原クロックと前記ｆＭＲＩ装置による計測シーケンスの開始を示すトリガー信号とを前記ｆＭＲＩ装置から取得し、これら原クロックとトリガー信号とに基づき、前記傾斜磁場変化に起因する画像アーチファクト波形が基線上に位置するときのそれぞれのタイミングを前記脳波測定装置における脳波測定のサンプリングタイミングとするパルスを生成し、この生成したパルスを前記脳波測定装置へ与えることを特徴とする。
【００３１】
また、本発明に係る脳波測定装置は、傾斜磁場変化を発生させ、磁気共鳴によって被検体のイメージング情報を得るｆＭＲＩ装置と、上記被検体の脳波を上記ｆＭＲＩ装置によるイメージング情報取得時に測定する脳波測定装置とを具備する脳波とｆＭＲＩとの同時連続測定システムに適用されるクロック・デバイダを内蔵した脳波測定装置であって、前記クロック・デバイダは、前記傾斜磁場変化に同期する原クロックと前記ｆＭＲＩ装置による計測シーケンスの開始を示すトリガー信号とを前記ｆＭＲＩ装置から取得し、これら原クロックとトリガー信号とに基づき、前記傾斜磁場変化に起因する画像アーチファクト波形が基線上に位置するときのそれぞれのタイミングを前記脳波測定装置における脳波測定のサンプリングタイミングとするパルスを生成し、このパルスを前記脳波測定に供することを特徴とする。
【００３２】
更に、本発明に係るｆＭＲＩ装置は、傾斜磁場変化を発生させ、磁気共鳴によって被検体のイメージング情報を得るｆＭＲＩ装置と、上記被検体の脳波を上記ｆＭＲＩ装置によるイメージング情報取得時に測定する脳波測定装置とを具備する脳波とｆＭＲＩとの同時連続測定システムに適用されるクロック・デバイダを内蔵したｆＭＲＩ装置であって、前記クロック・デバイダは、前記傾斜磁場変化に同期する原クロックと前記ｆＭＲＩ装置による計測シーケンスの開始を示すトリガー信号とを前記ｆＭＲＩ装置から取得し、これら原クロックとトリガー信号とに基づき、前記傾斜磁場変化に起因する画像アーチファクト波形が基線上に位置するときのそれぞれのタイミングを前記脳波測定装置における脳波測定のサンプリングタイミングとするパルスを生成し、このパルスを前記脳波測定装置へ与えることを特徴とする。
【００３３】
このｆＭＲＩ装置では、前記ｆＭＲＩ装置の計測シーケンスにおける傾斜磁場変化波形のピーク部分を平坦に形成し、前記平坦部分が前記脳波測定のサンプリングタイミングとなるように、計測シーケンスを設定したことを特徴とする。
【００３４】
【発明の実施の形態】
次に、本発明に係る脳波とｆＭＲＩとの同時連続測定システムの実施例を、添付図面を参照して説明する。各図において、同一の構成要素には、同一の符号を付して重複する説明を省略する。
【００３５】
１．基本原理
まず、脳波とｆＭＲＩとの同時連続測定を行う場合、脳波測定のサンプル点の設定に際し、ｆＭＲＩの撮像中に生じる画像アーチファクトとの関係において、次のような基本事項を決定した。
（Ａ）電磁波そのものは、画像アーチファクトに大きな影響を及ぼしていないことから、電磁波は無視して、傾斜磁場のタイミングのみに注目した。
（Ｂ）次に、傾斜磁場変化波形の微分である画像アーチファクトが、１ｍsec の間隔で必ず基線付近に戻ってくるようにする。このためには、
（Ｃ）傾斜磁場の変化時間（傾斜磁場に変化が生じている時間であって、傾斜磁場変化の微分値がゼロでない部分）が、１ｍsec を超えないようにする。
（Ｄ）それぞれの傾斜磁場変化（傾斜磁場が基線上に位置する時間であって、傾斜磁場変化の微分値がゼロである部分）は、１ｍsec 以上の間隔を生じるようにする。
（Ｅ）その他可能な限り、傾斜磁場変化の回数が少ないシンプルなシーケンスとする。
【００３６】
前記基本事項（Ａ）〜（Ｅ）に基づいて、本発明に係る脳波とｆＭＲＩとの同時連続測定システムのｆＭＲＩ装置において用いる計測シーケンスのプログラミングを設定した。具体的には、表４にの左側に示される従来から実施されている典型的なブリップ型（Blip type ）のｆＭＲＩシーケンスに対し、本発明の実施例に係るｆＭＲＩシーケンスは、表４の右側にステッピング・ストーン・シーケンス（Stepping Stone Sequence ）として示されている。本発明の実施例に係るｆＭＲＩシーケンスは、それぞれ以下の理由に基づいてブリップ型（Blip type ）のｆＭＲＩシーケンスを修正変更した。表４は、上記２つのシーケンスの比較を示す。なお、表４において、数字の単位はμsec である。
【００３７】
【表４】
【００３８】
表４に示される本発明の実施例に係るｆＭＲＩシーケンスにおける修正点の修正理由は、次の通りである。
（ａ）前記基本事項（Ｅ）の目的に対応して、読出し（Readout ）傾斜磁場に前置する２つのスポイラー（Spoiler 1,Spoiler 2 ）を１つ（Spoiler 2 ）のみにしてシンプルにした。
（ｂ）スポイラー（Spoiler 1 ）、ｐ10（準備傾斜磁場）、スライス選択、反および再位相（Dephasing & Rephasing ）傾斜磁場、読出し（Readout ）傾斜磁場のタイミング、および持続時間を、表４に示すように変更し、この実施例における脳波のサンプリングタイミングにおいて、傾斜磁場の変化が生じている状況をなくした。また、これらの磁場変化の間に適当な空き時間（表４中の“static time ”欄参照）を設けて、この実施例における脳波のサンプリングタイミングにおいて、傾斜磁場の変化が生じている状況をなくし、前記基本事項（Ｂ）、（Ｃ）、（Ｄ）の目的を実現した。
（ｃ）読出し（Readout ）傾斜磁場に関しては、その波形が単なる正弦波（sine curve）を描かせるのではなくて、半周期毎に基線上に戻ってくる時に、４００μsec の平坦な時間、所謂「肩」を描くように設定した。これを実現するために、読出し傾斜磁場変化のプログラミングにおいて、正弦波がピークに達したときに、４００μsec の静止時間を設けた。これによって、上記平坦部分を有する略正弦波の微分値である画像アーチファクト波形においては、基線近傍に平坦部分を生じ、この平坦部分において脳波のサンプリングを容易にすることができる〔図１の読出し傾斜磁場の波形部分を参照〕。なお、上記平坦部と隣接する傾斜部分は６００μsec であり、読出し（Readout ）傾斜磁場における波形の１周期は１ｍsec である。
（ｄ）ｆＭＲＩシーケンスには２つのタイプがある。その第１ものは、１ボリューム・スキャン（volume scan ）を終えると、コンピュータの処理がオペレーションシステム（Ｏperation Ｓystem ）に戻り他のタスクを実行するタイプのものである。第２のものは、１ボリューム・スキャン毎にオペレーションシステムへ処理を戻さずに連続してｆＭＲＩシーケンスの処理に専念するタイプのものである。本発明では、脳波計との精確な同期をとるために、後者のタイプのシーケンスを採用した。
【００３９】
このようにして、新たに設定されたシーケンスの波形が、図１に示す通りであり、これが本発明に係る脳波とｆＭＲＩとの同時連続測定に関するシーケンスの波形である。以上の通り、ｆＭＲＩ装置の計測シーケンスにおける傾斜磁場変化波形のピーク部分を平坦に形成し、前記平坦部分において前記脳波測定のサンプリングが行われるように、計測シーケンスを設定した。別の言い方をするならば、脳波サンプリングパルスによって脳波データを収集するサンプリングタイミングにおいて上記画像アーチファクトの波形が基線上に戻るように、ｆＭＲＩ装置におけるｆＭＲＩ測定データを収集するための傾斜磁場変化を規定するｆＭＲＩシーケンスを設定した。
【００４０】
図２の（ａ）、（ｂ）、（ｃ）は、図１に示すシーケンスの波形に対応し、シーケンスの傾斜磁場変化における画像アーチファクトの波形とサンプル点の関係を示すものである。すなわち、図２の（ａ）は、前記シーケンスの傾斜磁場変化を示す波形図であり、図２の（ｂ）は、前記傾斜磁場変化の波形を微分した波形で、想定される画像アーチファクトの波形図であり、そして図２の（ｃ）は、前記画像アーチファクト波形を１ｍsec 毎にサンプリング（サンプリング周波数Ｆs ＝１０００Ｈｚ）する場合のサンプル点をそれぞれ示す図であり、サンプル点は全て基線上にあることを示している。
【００４１】
従って、このように脳波とｆＭＲＩとの同時測定に際して、計測シーケンスを適切に設定し、脳波のサンプリングタイミングを適切に選べば、脳波のサンプリングタイミングが棘状の画像アーチファクト上に位置することはなく、基線の近傍のみにおいてサンプリングを行うことが可能となり、後述するように、脳波とｆＭＲＩとの同時連続測定を適正かつ円滑に達成することが可能となる。
図３は、本発明によるサンプリングのより詳細なる表現であり、表４において説明したステッピング・ストーン・シーケンスの概略図である。図１においては１軸の電磁石（Ｇｒ）の変化に対応した波形を示したのに対し、この図３においては３軸の電磁石（Ｇｓ、Ｇｐ、Ｇｒ）の変化に対応した波形を示す。図３における３Ａは、ステッピング・ストーン・シーケンスにおけるＲＦ（電磁波）と傾斜磁場パルスの一連の図を示しており、ＲＦはＲＦパルスを示し、Ｇｓはスライス選択傾斜磁場を示し、Ｇｐは位相エンコーディング傾斜磁場を示し、Ｇｒは読出し傾斜磁場を示す。
【００４２】
そして同図３において、ａはファット−サチュレーション・パルス、ｂはスライス選択ＲＦ、ｃはスポイラー、ｄはスライス選択傾斜磁場、ｅは反位相及び再位相傾斜磁場、ｆは読出し傾斜磁場（１０００Ｈｚのディジタル化レートによるＥＥＧ（脳波図）サンプリングポイント）である。
【００４３】
また、図３における３Ｂは、上記各Ｇｓ、Ｇｐ、Ｇｒの傾斜磁場パルスの微分波形を総和して得られる画像アーチファクト波形の想定例を示している。この３Ｂにおいては、ＥＥＧ信号用にディジタルサンプリングされた点（１０００Ｈｚのディジタル化レート）が、上記アーチファクト波形上にスーパーインポーズされて示されている。これによれば、全てのサンプル点はアーチファクト・スパイクを避けていることが分かる。
【００４４】
更に、図３における３Ｃは、図３の３Ａにおける前部分の拡大図である。図３の３Ａにおいては、各ＲＦのタイミング及び傾斜磁場パルスが描かれている。また、図３における３Ｄは、図３の３Ａにおける読出し傾斜磁場の拡大図である。この拡大図によれば、読出し傾斜磁場パルスの頂上部における４００μｓｅｃの静止時間が、画像アーチファクト内に、安定的にフェーズ・ロックされたＥＥＧサンプリングを許容するサンプリング棚を生み出していることが分かる。
【００４５】
２．システム構成
図４は、前述した基本原理に基づいて構成した、本発明に係る脳波とｆＭＲＩとの同時連続測定を行うシステムの典型的な一実施例を示す概略システム構成図である。本実施例における脳波とｆＭＲＩとの同時連続測定システムは、ｆＭＲＩの画像データを得るためのｆＭＲＩ装置１０と、脳波測定装置３０と、脳波現象解析・表示装置４０とから基本的に構成されている。
【００４６】
前記ｆＭＲＩ装置１０は、制御部１０Ａと電磁波照射室１０Ｂを備える。制御部１０Ａは、傾斜磁場波形発生器１２と、電磁波波形発生器１３とｆＭＲＩデータ収集部１４とを備え、ＣＰＵ１５と相互接続され、所要のシーケンス制御を行うように構成されている。ＣＰＵ１５は図示しないキーボード等からの入力を受けて、上記のようにｆＭＲＩシーケンスが行われるように、パラメータの設定を制御部１０Ａに対して行う。また、ｆＭＲＩ装置１０の電磁波照射室１０Ｂは、適宜にフィルタ・プレート１１で囲繞されており、この電磁波照射室１０Ｂには、マグネット・コイル部１６と電磁波照射部１８とが配置されている。そして、前記マグネット・コイル部１６に対しては、制御部１０Ａの傾斜磁場波形発生器１２から上記のｆＭＲＩシーケンスによる傾斜磁場信号が、傾斜磁場電力増幅器１７により電力増幅されて供給されるように構成されている。また、前記電磁波照射部１８に対しては、制御部１０Ａの電磁波波形発生器１３から送出される電磁波信号が、送信信号発生部２４及び電磁波電力増幅器１９を介して供給される。これにより、電磁波照射部１８からは高周波が発生される。これに応えて被検体（被検者）から得られるｆＭＲＩ信号が電磁波照射部１８における受信コイルで受信でき、これが受信部２６へ送られて増幅されＡ／Ｄ変換されてｆＭＲＩデータ収集部１４へ送られる。
【００４７】
ｆＭＲＩ装置１０は、図示しないキーボードによるキー入力に応じて起動され、これに応じて制御部１０Ａがシステム制御部２０を起動する。システム制御部２０は、ｆＭＲＩシーケンスの開始を送信信号発生部２４と受信部２６へ通知すると共に、ｆＭＲＩシーケンスの開始を示すｆＭＲＩトリガー信号をクロック・デバイダ２８へ送出する。送信信号発生部２４には、高周波の周波数と位相に高い精度と安定性を与えることを目的として、デジタル・シンセサイザ２２からクロックが供給されている。このデジタル・シンセサイザ２２は、ｆＭＲＩ装置１０の時計機能を司っており、予め設定した所定周波数（例えば４ＭＨｚ）のクロックを制御部１０Ａへ与えると共にクロック・デバイダ２８へ送出している。
【００４８】
一方、前記脳波測定装置３０は、ｆＭＲＩ装置１０の電磁波照射室１０Ｂに配置された脳波計電極３１から電磁波フィルタ３２を介して脳波信号を受け取り、前置増幅器３３にて増幅を行い、Ａ／Ｄ変換器３６にてディジタル信号へ変換して脳波データ収集部３７で脳波データとする。
【００４９】
上記Ａ／Ｄ変換器３６は、切換スイッチ３９を介して脳波データ同期処理部３４内に設けられたサンプリングパルス発生器３８と上記クロック・デバイダ２８とに選択的に接続される。
【００５０】
ｆＭＲＩ装置１０のｆＭＲＩデータ収集部１４に収集されたｆＭＲＩデータと、前記脳波測定装置３０の脳波データ収集部３７に収集された脳波データとは、脳波現象解析・表示装置４０のデータ記録・解析処理部４２へ送られ、処理されて表示部４４において表示される。データ記録・解析処理部４２は、ｆＭＲＩデータおよび脳波データのそれぞれ個別記録と共に、総合的解析を行うものであり、表示部４４において、それぞれ記録されたデータの表示ないし短時間脳波現象のＭＲＩ断層画像上へのマッピング表示等を実行可能に構成されている。
【００５１】
このシステム構成において、脳波とｆＭＲＩとの同時連続測定を実現するために、切換スイッチ３９はクロック・デバイダ２８の出力を選択して、脳波測定装置３０の同期処理部３４におけるＡ／Ｄ変換器３６へ供給する。このクロック・デバイダ２８の出力であるサンプリングパルスＦs は、上記に説明した脳波のサンプリング（１ｍsec 毎）を実現するため、１０００Ｈｚとされている。この周波数は、ｆＭＲＩ装置１０のデジタル・シンセサイザ２２により出力される予め選択した所定周波数（例えば４ＭＨｚ）のｆＭＲＩクロックと、システム制御部２０より出力されるｆＭＲＩトリガーとに基づき、クロック・デバイダ２８が生成するものである。
【００５２】
脳波とｆＭＲＩとの同時連続測定を適切に行うためには、前述したように、ｆＭＲＩシーケンスによる画像アーチファクトと、脳波サンプリングとのタイミングが適正に同期していることが必要である。少しでもタイミングがずれていると、脳波のサンプル点の幾つかは、基線部分から離れて画像アーチファクトのピークと重なる難点がある。そこで、ｆＭＲＩシーケンスによる画像アーチファクトと、脳波サンプリングを適正に同期させ、例えば１ｍsec 毎に平坦な基線近傍で必ず脳波のサンプル点を得るために、（１）ｆＭＲＩシーケンスのスタートと脳波サンプリングのスタートとのタイミングを高精度に一致（同期）させることと、（２）その後の両者間における時間的なずれを生じない高精度の同期が維持されることが必要である。
【００５３】
一般的に、ＭＲＩスキャナと脳波計とは、それぞれ内部に独自の時計機能（水晶発振子）を備えており、これによって所要のタイミング処理を行っている。しかしながら、本発明のようにμsec 単位の高精度の同期を必要とするシステムにおいては、それぞれの時計機能について同期を維持させることは困難であり、単一の時計機能とすることが必要である。
【００５４】
そこで、本実施例においては、ｆＭＲＩシーケンスによる画像アーチファクトと、脳波サンプリングとのタイミングについて、時間的なずれを生じない高精度の同期を行う手段として、クロック・デバイダ２８を設けたことを特徴とする。このクロック・デバイダ２８は、ｆＭＲＩ装置１０に設けられたデジタル・シンセサイザ２２によって発生されるクロック（４ＭＨｚ）を使用し、このクロックを脳波サンプリングのためのサンプリングパルスとして、所要の周波数（１０００Ｈｚ）に分周して使用する。
【００５５】
単一の時計機能により、ｆＭＲＩシーケンスによる画像アーチファクトと、脳波サンプリングとのタイミングについて、同期を維持させることが可能であっても、サンプリングのスタートの瞬間が適正に同期（一致）していないと、折角にｆＭＲＩシーケンスを前述のように変更設定したにも拘らず、画像アーチファクトの波形が基線近くに位置するタイミングでの脳波のサンプル点を得ることができなくなる。
【００５６】
そこで、本実施例においては、手動スイッチによりｆＭＲＩ装置１０と脳波測定装置３０の同時起動が実現される構成となっている。そして、ｆＭＲＩシーケンスが開始されるタイミングにおいて、ｆＭＲＩ装置１０のシステム制御部２０からｆＭＲＩトリガー信号が出力される。このトリガー信号と前述したクロック（４ＭＨｚ）に基づいて、所要の周波数（例えば１０００Ｈｚ）を得る分周動作が行われ、その結果において得られるパルスを脳波サンプリングのためのサンプリングパルスとして脳波測定装置３０へ供給するように構成した。
【００５７】
クロック・デバイダ２８の構成と動作とを、図５および図６を参照して説明する。図５は、クロック・デバイダ２８の主要構成を示す概略ブロック回路図であり、図６は、クロック・デバイダ２８の動作説明用の各部における信号のタイムチャートである。
まず、ｆＭＲＩ装置１０と脳波測定装置３０の同時起動を行う手動スイッチ（例えば、ｆＭＲＩ装置１０の図示せぬキーボード）によるキー入力がなされると、手動リセット信号Ｓ1 が到来し、ＲＳフリップフロップ２８３のセットとＲＳフリップフロップ２８４のリセットが実現される。この後にｆＭＲＩ装置１０のデジタル・シンセサイザ２２から供給されるｆＭＲＩクロック （４ＭＨｚ）Ｓ2 と、ｆＭＲＩ装置１０から供給されるｆＭＲＩトリガー信号Ｓ3 とが、それぞれ入力されるように設定されている（図６参照）。そして、このクロック・デバイダ２８は、ｆＭＲＩクロック（４ＭＨｚ）Ｓ2 を入力するクロックカウンタ２８１と、遅れ時間カウンタ２８２とを備える。前記ｆＭＲＩトリガー信号Ｓ3 の立ち上がりによってＲＳフリップフロップ２８３がリセットされる。そして、遅れ時間カウンタ２８２は、ＲＳフリップフロップ２８３の出力に基づいてセットするように構成されている。また、ＲＳフリップフロップ２８４はクロックカウンタ２８１の出力、手動リセット信号Ｓ1 、遅れ時間カウンタ２８２の出力信号に基づいて動作し、所要のサンプリングパルスＳp を出力するように構成されている。なお、図５において、参照符号ＯＲ１、ＯＲ２、ＯＲ３、ＯＲ４は、それぞれＯＲ回路を示す。
【００５８】
前記構成からなるクロック・デバイダ２８の動作機能につき、図６に示す動作信号のタイムチャートを参照して説明する。クロック・デバイダ２８に対し、手動リセット信号Ｓ1 が入力されて、ＲＳフリップフロップ２８３がセットされ、ＲＳフリップフロップ２８４がリセットされる。その後にｆＭＲＩ内部クロック（４ＭＨｚ）信号Ｓ2 〔図６の（ａ）参照〕が入力され、次にｆＭＲＩシーケンスの開始と同時に立ち上がるｆＭＲＩトリガー信号Ｓ3 が入力される〔図６の（ｂ）参照〕。そして、このｆＭＲＩトリガー信号Ｓ3 の立ち上がりによってＲＳフリップフロップ２８３がリセットされ、これに応じて遅れ時間カウンタ２８２がリセット解除され〔図６の（ｃ）参照〕、遅れ時間カウンタ２８２がｆＭＲＩクロックＳ2 のカウントを開始する。遅れ時間カウンタ２８２には、予め設定された遅れ時間Ｎが設定されている。この遅れ時間Ｎは、ｆＭＲＩトリガー信号Ｓ3 がｆＭＲＩシーケンスの開始と同時に立ち上がるのではなく、実際には、ｆＭＲＩトリガー信号Ｓ3 の立ち上がりのときから、上記遅れ時間ＮのときにｆＭＲＩシーケンスが開始されるため、ｆＭＲＩシーケンスの開始とサンプリングパルスＳp の立ち下がりタイミングを一致させるために設けられた時間である。遅れ時間カウンタ２８２のカウントが上記遅れ時間Ｎに達すると〔図６の（ｄ）参照〕、遅れ時間カウンタ２８２がそれぞれＴ−Ｔ端子の信号にパルスを発生させＣＣＲ端子の信号を立ち下げる〔図６の （ｅ）、（ｆ）参照〕。これにより、ＲＳフリップフロップ２８３がセットされると共にクロックカウンタ２８１がリセットされ〔図６の（ｉ）参照〕、更にＲＳフリップフロップ２８４がセットされてサンプリングパルスＳp が出力される〔図６の（ｊ）参照〕。実際には、ＲＳフリップフロップ２８４の出力が立ち下がる。
【００５９】
クロックカウンタ２８１は予め設定されたカウント数８０〔図６の（ｇ）参照〕をカウントしたときに「８０」端子にパルスを出力し、ＲＳフリップフロップ２８４をリセットし、ＲＳフリップフロップ２８４の出力が立ち上がり、サンプリングパルスＳp が出力される〔図６の（ｊ）参照〕。その後、クロックカウンタ２８１はｆＭＲＩクロックＳ2 のカウントを続け、予め設定されたカウント数４０００〔図６の（ｇ）参照〕のときに「４０００」端子にパルスを出力し、ＲＳフリップフロップ２８４をセットすると共に自らをリセットする動作を繰り返す。かくして、このサンプリングパルスＳp は、所謂のサンプリング周波数（例えば１０００Ｈｚ）で出力される〔図６の（ｉ）、（ｊ）参照〕。なお、前記クロック・デバイダ２８の動作に際しては、クロック・デバイダ２８と脳波測定装置３０との間に接続配置される切換スイッチ３９は、サンプリングパルス発生器３８との接続を遮断し、クロック・デバイダ２８と接続することにより、前記クロック・デバイダ２８から出力されるサンプリングパルスＳp に基づいて、ｆＭＲＩ装置１０と同期して脳波の連続的な測定が円滑に行われる。
【００６０】
なお、前述した実施例において、前記クロック・デバイダ２８では、ｆＭＲＩ内部クロックの周波数を４ＭＨｚに設定した場合、サンプリングパルスのサンプリング周波数を、１０００Ｈｚに設定することを例示したが、本発明のシステムにおいては、例えば５００Ｈｚ〜５０００Ｈｚの範囲において、本発明の基本原理で述べた基本事項（Ａ）〜（Ｅ）を満足する数値、例えば５００Ｈｚ、２０００Ｈｚ、２５００Ｈｚ、５０００Ｈｚ等に設定することができる。
【００６１】
また、前記クロック・デバイダ２８でのサンプリングパルスのサンプリング周波数の設定に際しては、脳波測定装置３０での設定サンプリング周波数（例えば１０００Ｈｚ）より高次の周波数設定（例えば２０ｋＨＺ）を行い、脳波測定装置３０において所要のサンプリング周波数設定器（図示せず）により、分周したサンプリング周波数（例えば１０００Ｈｚ）を得るように構成することも可能である。
【００６２】
３．臨床例とその効果
前記構成からなる本実施例の脳波とｆＭＲＩとの同時連続測定システムにより、ヒト被験者に対する臨床テストを行った。まず、ヒト被験者において、本発明によるｆＭＲＩシーケンスを使用して、画像アーチファクト測定を行ったところ、図７に示すように、ヒト被験者の測定においても、サンプリングのタイミングを適切に選べば、棘状の画像アーチファクト付近ではなく、基線の近傍のみをサンプル点とすることができることが確認された。すなわち、図７において、１ｍsec 毎に必ず基線付近に画像アーチファクトが戻ってくるため、１ｍsec 毎に脳波サンプリングを行うと、ほぼ基線付近の画像アーチファクトのあまりないサンプル点（○印）だけをサンプリングできることが確認できる。
【００６３】
次いで、本実施例の脳波とｆＭＲＩとの同時連続測定システムにより、脳波測定を行ったところ、図８に示すような脳波測定結果ＥＥＧ１が得られた。また、この脳波測定結果ＥＥＧ１を、従来の方法による脳波とｆＭＲＩとの同時連続測定結果ＥＥＧ２を、図８上において比較対照し得るように示した。この結果、本発明に係る脳波とｆＭＲＩとの同時連続測定システムによれば、従来の方法に比較して、約１／５から１／１０に画像アーチファクトの振幅が減衰することが確認された。
【００６４】
そして、残存する低振幅の画像アーチファクトに対しては、その画像アーチファクトを加算平均し、元の画像アーチファクト波形より減算するという方法により、図９に示すような、脳波波形を得ることができた。すなわち、図９は、残存する画像アーチファクトを処理した後の、最終的に得られた脳波であり、ノイズの少ない、精度の高い脳波波形を示している。また、図９から明らかなように、ｆＭＲＩの測定中においても、複数チヤンネルで脳波を適正に測定することができる。
【００６５】
一方、前述したように、脳波と同時測定を行う場合におけるｆＭＲＩ画像処理について、ヒト被験者に対する検証を行った。すなわち、この場合、簡単な視覚刺激課題をブロック・パラダイムにより呈示し、視覚刺激に対応する大脳局在の賦活を描出できるか否かについて、従来の典型的なｆＭＲＩシーケンスによる場合と比較して、臨床テストを行った。図１０は、従来の典型的なｆＭＲＩシーケンスによる検証結果 〔図１０の（ａ）参照〕と本発明システムによる検証結果〔図１０の（ｂ）参照〕とをそれぞれ示すものである。図１０の（ａ）、（ｂ）からも明らかな通り、両者共に殆ど同じ領域に賦活を示し、その分布も近似していることが確認される。従って、前記結果において、たとえ同一のヒト被験者であっても、連続したテストによる慣れの効果や覚醒度の影響により、賦活領域が異なる可能性がある中で、これほど一致した結果が得られたことは、本発明システムが通常に使用するｆＭＲＩシーケンスと同様に使用することが可能であることは明白である。
【００６６】
４．比較例
なお、本発明に係る脳波とｆＭＲＩとの同時連続測定システムと対比するために、従来の典型的なｆＭＲＩシーケンス波形と、この波形から予測される画像アーチファクト波形を、前述した図２の（ａ）、（ｂ）、（ｃ）と対応させて、図１１の（ａ）、（ｂ）、（ｃ）として示した。この場合、画像アーチファクトの振幅の高い部分をサンプリングしていることから、結果として得られた測定データに振幅の高い画像アーチファクトが混入することが確認される。
【００６７】
５．応用分野
前述した構成からなる本発明に係る脳波とｆＭＲＩとの同時連続測定システムによれば、得られた脳波データから、短時間脳波現象のＭＲＩ断層画面上へのマッピングを行うことができる。しかるに、脳波現象自身は、１次元の波形の集まりであるに過ぎない。この現象をＭＲＩ断層画面上へのマッピングで表現するためには、次のような手続きを必要とする。すなわち、ＳＰＭ９９による一般線形モデル解析（ＧＬＭ）による短時間現象の解析を行う。まず、脳波測定とｆＭＲＩ測定とを同時に開始する。この場合において、脳波上の関心事象は、任意の時刻に出現する。そして、処理済みの画像アーチファクトを除いた脳波を検討することによって、前記関心事象とそれが出現した時刻を知ることができる。
【００６８】
次に、これらの得られた情報から、ＢＯＬＤ信号の時間経過を示すモデル関数を作成する。さらに、一般線形モデル解析を用いて、このモデル関数とＢＯＬＤ信号の時間経過を、画像内の各ボクセル毎に統計的に探索する。このような過程を経て、この特定の脳波事象に関連する脳内部位を特定することができる。この結果、脳波上の短時間現象を、ｆＭＲＩにおけるＭＲＩ断層画面上へのマッピングに置き換えた形で検討することが可能となる。
【００６９】
従って、前述した本発明システムによる短時間脳波現象のＭＲＩ断層画面上へのマッピングを利用することにより、例えば次のような脳の活動状態を確認することが可能となる。
【００７０】
ａ．てんかんの発作焦点部位のマッピング
従来の方法では、空間分解能が乏しく、脳深部の病態を検討することができず、あるいは時間分解能の劣悪さから、てんかん性異常波に純粋に関連する異常を描き出すことはできなかった。本発明システムによれば、前述したＭＲＩ断層画面上へのマッピングにより、図１２の（ａ）に示すように、てんかん異常部位（矢印で示す白い部分）を描き出すことが可能となる。この結果は、従来の脳磁図による結果と非常によく一致していることが確認される。すなわち、図１２の（ｂ）は、脳磁図を示すものであって、脳の磁気現象に基づいて異常部位（矢印で示す白点部分）を描き出しているが、脳波とｆＭＲＩは血流動態に基づいて描き出している。このように、全く異なる独立した事象に基づいて描き出された異常部位が一致しているという事実は、本発明システムが高い信頼性を有することの証左である。従って、本発明システムは、脳外科によるてんかん治療手術前に、その焦点部位に関する極めて確度の高い情報が得られるという利点を有する。
【００７１】
ｂ．ターゲット刺激の反応に関する課題への応用
本発明システムにより、ターゲット刺激のみにボタン押し等の反応を返す課題（ｏｄｄ−ｂａｌｌ課題）について、それに伴う事象関連電位を測定した。図１３の（ａ）、（ｂ）、（ｃ）、（ｄ）は、それぞれ加算平均された事象関連電位（Ｐ300 波形）を示す特性線図である。この結果、ターゲット刺激が１５％呈示時〔図１３の（ａ）、（ｂ）参照〕の方が、３０％呈示時〔図１３の（ｃ）、（ｄ）参照〕よりも、明らかにＰ300 の振幅が高いことが確認される。これらの結果は、一般に認められているＰ300 波形の特性と一致していることが確認された。また、これらの結果は、脳波およびｆＭＲＩの測定における脳波データの品質がある程度高いものであることを証明している。
【００７２】
一方、前記課題において、前述した短時間脳波現象に対応するｆＭＲＩの賦活部位の検証を行った。図１４の（ａ）および（ｂ）は、それぞれターゲット刺激１５％呈示時と３０％呈示時のそれぞれＭＲＩ断層画像上へのマッピングによる説明図である。図１４の（ａ）、（ｂ）から、右側頭頂葉、右側前頭葉に賦活（矢印で示す白点部分）がそれぞれ確認される。ここで重要なことは、従来は脳波のみでこのような事象関連電位を議論していたが、本発明システムによれば、このような脳波現象を血流動態に基づくＭＲＩ断層画像上へのマッピングとして議論することができる。しかも、この場合、ターゲット刺激３０％呈示時〔図１４の（ｂ）参照〕よりも１５％呈示時〔図１４の（ａ）参照〕の方が、よりＢＯＬＤ信号に反映される賦活が大きいことが重要である。また、電気現象においても、ＢＯＬＤ信号においても、１５％呈示時〔図１４の（ａ）参照〕の方が、３０％呈示時〔図１４の（ｂ）参照〕に対して、神経組織の活発な活動が示唆されている。このように、電位の大きさがそのまま賦活の広がりと程度に相関を持っていることは示唆に富んでいる。
【００７３】
図１５に、本発明に係る脳波とｆＭＲＩとの同時連続測定を行うシステムの第２の実施例を示す概略システム構成図が示されている。この構成例においては、脳波測定装置３０Ａに、クロック・デバイダ２８が内蔵されている。この点を除いて、本実施例に係るシステムは、図４に示したシステムと同一の構成を有している。即ち、傾斜磁場変化を発生させ、磁気共鳴によって被検体のイメージング情報を得るｆＭＲＩ装置１０と、上記被検体の脳波を上記ｆＭＲＩ装置１０によるイメージング情報取得時に測定する脳波測定装置１０Ａとを具備する脳波とｆＭＲＩとの同時連続測定システムである。
【００７４】
このシステムにおけるクロック・デバイダ２８は、傾斜磁場変化に同期する原クロック（ｆＭＲＩクロック）とｆＭＲＩ装置１０による計測シーケンスの開始を示すトリガー信号とをｆＭＲＩ装置１０から取得し、原クロック（ｆＭＲＩクロック）とトリガー信号とに基づき、傾斜磁場変化に起因する画像アーチファクト波形が基線上に位置するときのそれぞれのタイミングを脳波測定装置１０Ａにおける脳波測定のサンプリングタイミングとするパルス（サンプリングパルスＳp ）を生成し、この生成したパルスを脳波測定装置１０ＡのＡ／Ｄ変換器３６へ与える。これにより、Ａ／Ｄ変換器３６において、上記サンプリングパルスＳp によるサンプリングがなされ、ディジタル化が行われる。
【００７５】
このシステムによっても図４に示したシステムと同様に、ｆＭＲＩ装置１０による撮像が行われているときにも画像アーチファクトに影響されない適切な脳波を得ることができる効果を奏する。そして、このシステムでは、脳波測定装置１０Ａがクロック・デバイダ２８を備えるので、脳波測定装置１０Ａによって上記の効果を得ることができる。
【００７６】
図１６に、本発明に係る脳波とｆＭＲＩとの同時連続測定を行うシステムの第２の実施例を示す概略システム構成図が示されている。この構成例においては、ｆＭＲＩ装置１００がクロック・デバイダ２８を内蔵している。この点を除いて、本実施例に係るシステムは、図４に示したシステムと同一の構成を有している。即ち、ｆＭＲＩ装置１００は、傾斜磁場変化を発生させ、磁気共鳴によって被検体のイメージング情報を得るものであり、脳波測定装置１０は、上記被検体の脳波を上記ｆＭＲＩ装置１００によるイメージング情報取得時に測定するものであり、本システムは、これらを具備する脳波とｆＭＲＩとの同時連続測定システムである。
【００７７】
このシステムにおけるクロック・デバイダ２８は、傾斜磁場変化に同期する原クロック（ｆＭＲＩクロック）とｆＭＲＩ装置１００による計測シーケンスの開始を示すトリガー信号とをｆＭＲＩ装置１００内部から取得し、原クロック（ｆＭＲＩクロック）とトリガー信号とに基づき、傾斜磁場変化に起因する画像アーチファクト波形が基線上に位置するときのそれぞれのタイミングを脳波測定装置１０における脳波測定のサンプリングタイミングとするパルス（サンプリングパルスＳp ）を生成し、この生成したパルスを脳波測定装置１０のＡ／Ｄ変換器３６へ与える。これにより、Ａ／Ｄ変換器３６において、上記サンプリングパルスＳp によるサンプリングがなされ、ディジタル化が行われる。
【００７８】
このシステムによっても図４に示したシステムと同様に、ｆＭＲＩ装置１００による撮像が行われているときにも画像アーチファクトに影響されない適切な脳波を得ることができる効果を奏する。そして、このシステムでは、ｆＭＲＩ装置１００がクロック・デバイダ２８を備えるので、ｆＭＲＩ装置１００によって上記の効果を得ることができる。
【００７９】
終わりに、本発明が含む不完全性について考察しておく。通常のディジタル信号のサンプリングにおいては、サンプリング定理を満たすことが要求される。つまり、サンプリング対象の信号に含まれる最高周波数が、サンプリング周波数の1/2 （Nyquist 周波数）以下でなければ、正しいサンプリングは行われず、エイリアシング(aliasing)が生じることになる。そこで、一般の信号測定ではそのサンプリング周波数に適合するようにアンチエイリアス・フィルタ(anti-aliasing filter)と呼ばれるローパス・フィルタを用いて、Ａ／Ｄ変換する前段でサンプリング定理を満たすように処理している。
【００８０】
さて、本発明の手法では、一例として１０００Hzのサンプリング周波数を用いて脳波のサンプリングを行うことを示している。このとき、本実施例のシステムでは、アンチエイリアス・フィルタのcut-off 周波数は３０００Hzにセットされる。したがって、本実施例に係る測定手法では、上記のサンプリング定理を満たすことはできない。
【００８１】
そこで、ｆＭＲＩ測定時と非測定時においてヒト脳波測定を行って、実際にNyquist 周波数以上の信号を評価した結果を図２１に示す。図２１（ａ）はｆＭＲＩ測非定時の脳波を示し、図２１（ｂ）はｆＭＲＩ測定時における脳波を示す。ｆＭＲＩ測定時の脳波データには画像アーチファクトが混在しているため、画像アーチファクトの加算平均の減算処理を行い、アーチファクトを低減させた。図２１を参照すると、ｆＭＲＩ測定時・非測定時ともに１０Hz前後の１０５（μＶ）2 の大きな脳波信号に対して、Nyquist 周波数（この場合５００Hz）以上の信号成分が０．６（μＶ）2 程度と非常に小さいことが分かる（それぞれの枠内の拡大図も参照のこと）。
【００８２】
図２１において、明らかに観察可能であるのは６００Hzの信号である。しかしながら、通常われわれが脳波信号として用いるのは１００Hz程度までの信号であって、それ以上の周波数を持つ信号は不必要である。ここで、最も大きな６００Hzの信号成分に対し、１０００Hzのサンプリング周波数によりサンプリングを行った場合には、本来の信号スペクトルとサンプリングによって生じたスペクトルの重なりは、１０００Hz−６００Hz＝４００Hzである。つまり、エイリアシングによって、恰も４００Hzの信号が存在するかのように見える。しかしながら、この４００Hzの信号は、われわれの関心周波数領域の外側であり、ローパス・フィルタにて除去することで問題を回避できる。
【００８３】
また、エイリアシングにより０−１００Hz内に生成される可能性のある信号は非常に小さく、その影響は無視できると考えられる。そこで、実際にエイリアシングの影響を観察するために、サンプリング周波数２００００Hzで脳波測定をおこなったデータに対して次の二通りの処理を行った。一つは、８０Hzのカットオフ周波数にてローパス・フィルタ処理を行い、次に１０００Hzにダウン・サンプルした。もう一方は、１０００Hzでダウン・サンプルした後に８０H ｚにてローパス・フィルタ処理を行った。この二者において、後者にはエイリアシングを生じ、前者にはエイリアシングが生じない。図２２に、上記処理結果の二者のデータを示した。二者のデータ間にほとんど差がないことがわかる。つまり、上記実施例の手法によってエイリアシングを生じる可能性があるが、実際には問題にならないことがわかる。
【００８４】
【発明の効果】
以上説明したように、本発明においては、ｆＭＲＩ装置の時計機能に基づいて、ｆＭＲＩ装置におけるｆＭＲＩデータを収集するための傾斜磁場変化における画像アーチファクトの波形が基線上位置するときに、脳波測定装置における脳波データを収集するサンプリングタイミングを与えるように、脳波サンプリングパルスを発生するように構成したので、脳波とｆＭＲＩとの同時連続測定に際し、画像アーチファクトのほぼ基線付近において脳波測定のサンプリングを行うことができ、画像アーチファクトによる影響の少ない脳波測定が可能であり、同時に脳波とｆＭＲＩ装置による画像とを適切に得ることができる。
【００８５】
また、本発明に係る脳波とｆＭＲＩとの同時連続測定システムにおいては、脳波サンプリングパルスによって脳波データを収集するサンプリングタイミングにおいて画像アーチファクトの波形が基線上に戻るように、ｆＭＲＩ装置におけるｆＭＲＩ測定データを収集するための傾斜磁場変化を規定するｆＭＲＩシーケンスを設定したので、脳波とｆＭＲＩとの同時連続測定に際し、画像アーチファクト波形がほぼ基線付近にあるときにおいて脳波測定のサンプリングを行うことができ、画像アーチファクトによる影響の少ない脳波測定が可能であり、同時に脳波とｆＭＲＩ装置による画像とを適切に得ることができる。
【００８６】
さらに、本発明に係る脳波とｆＭＲＩとの同時連続測定システムにおいては、脳波測定装置とｆＭＲＩ装置とにおいて、それぞれ同時連続測定された脳波データとｆＭＲＩデータとを、それぞれ記録すると共に、これらのデータに基づいて脳波現象解析を行い、ＭＲＩ断層画像上へのマッピングの処理および表示を行うよう構成することによって、脳波上の短時間現象を、ｆＭＲＩのＭＲＩ断層画像上へのマッピングに置き換えて、簡便かつ容易に検討することができる。
【００８７】
また、本発明に係るクロック・デバイダは、傾斜磁場変化に同期する原クロックとｆＭＲＩ装置による計測シーケンスの開始を示すトリガー信号とをｆＭＲＩ装置から取得し、これら原クロックとトリガー信号とに基づき、前記傾斜磁場変化に起因する画像アーチファクト波形が基線上に位置するときのそれぞれのタイミングを脳波測定装置における脳波測定のサンプリングタイミングとするパルスを生成し、この生成したパルスを脳波測定装置へ与えるので、脳波とｆＭＲＩとの同時連続測定に際し、画像アーチファクトのほぼ基線付近において脳波測定のサンプリングを行うことができ、画像アーチファクトによる影響の少ない脳波測定が可能であり、同時に脳波とｆＭＲＩ装置による画像とを適切に得ることができる。
【００８８】
更に、本発明に係る脳波測定装置は、上記クロック・デバイダを内蔵するので、脳波とｆＭＲＩとの同時連続測定に際し、画像アーチファクトのほぼ基線付近において脳波測定のサンプリングを行うことができ、画像アーチファクトによる影響の少ない脳波測定が可能であり、同時に脳波とｆＭＲＩ装置による画像とを適切に得ることができる。
【００８９】
また、本発明に係るｆＭＲＩ装置は、上記クロック・デバイダを内蔵するので、脳波とｆＭＲＩとの同時連続測定に際し、画像アーチファクトのほぼ基線付近において脳波測定のサンプリングを行うことができ、画像アーチファクトによる影響の少ない脳波測定が可能であり、同時に脳波とｆＭＲＩ装置による画像とを適切に得ることができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】ステッピング・ストーン・シーケンスの概略図である。
【図２】図１におけるfMRIシーケンスの傾斜磁場変化における画像アーチファクトの波形とサンプリング点との関係を示すものである。図２(a) はfMRIシーケンスの傾斜磁場変化の概略を示す波形図である。図２（ｂ）は図２（a ）の傾斜磁場波形を微分した画像アーチファクトの波形図、図２(c) は画像アーチファクトの波形のサンプル点をそれぞれ示す説明図である。
【図３】ステッピング・ストーン・シーケンスを示す図であり、３Ａは同シーケンスにおけるRF( 電磁波) と３軸の電磁石の変化に対応する傾斜磁場パルスを示す図であり、３Ｂは３Ａに示した傾斜磁場パルスの微分波形とサンプリング点の位置関係を示図であり、３Ｃは３Ａの前部分の拡大図であり、３Ｄは３Ａにおける読出し傾斜磁場の拡大図を示している。
【図４】本発明に係る脳波とｆＭＲＩとの同時連続測定システムの第１の実施例を示す概略システム構成図である。
【図５】図４に示すクロック・デバイダの概略ブロック回路図である。
【図６】（ａ）〜（ｊ）は、図４および図５におけるクロック・デバイダの動作機能を示す動作信号のタイムチャート図である。
【図７】本発明に係る脳波とｆＭＲＩとの同時連続測定システムの臨床例における画像アーチファクトに対するサンプリング状態を示す波形図である。
【図８】本発明に係る脳波とｆＭＲＩとの同時連続測定システムによる脳波測定の結果と従来の方法による脳波測定の結果とを比較表示した波形図である。
【図９】本発明に係る脳波とｆＭＲＩとの同時連続測定システムによる画像アーチファクトを処理した後の脳波測定結果を示す波形図である。
【図１０】（ａ）は、本発明に係る脳波とｆＭＲＩとの同時連続測定システムによるｆＭＲＩ画像処理の検証結果を示すものであって、従来の典型的なｆＭＲＩシーケンスによるｆＭＲＩ画像の説明図である。（ｂ）は、同じく本発明システムによるｆＭＲＩ画像の説明図である。
【図１１】（ａ）は、従来のｆＭＲＩシーケンスの傾斜磁場変化における画像アーチファクトの波形とサンプル点との関係を示すものであって、ｆＭＲＩシーケンスの傾斜磁場変化を示す波形図である。（ｂ）は、同じく傾斜磁場変化の波形を微分した画像アーチファクトの波形図、（ｃ）は画像アーチファクトの波形のサンプル点をそれぞれ示す説明図である。
【図１２】（ａ）は、本発明システムによりてんかん異常部位を描き出したＭＲＩ断層画像上へのマッピングを示す図である。（ｂ）は従来の脳磁図によるてんかん異常部位を描き出した説明図である。
【図１３】（ａ）は、ターゲット刺激のそれぞれ呈示時における加算平均された事象関連電位を示すものであって、はターゲット刺激１５％呈示時のＣz 電極の電位特性線図である。（ｂ）は、同じくターゲット刺激１５％呈示時のＰz 電極の電位特性線図である。（ｃ）は、同じくターゲット刺激３０％呈示時のＣz 電極の電位特性線図、（ｄ）は、同じくターゲット刺激３０％呈示時のＰz 電極の電位特性線図である。
【図１４】（ａ）は、ターゲット刺激のそれぞれ呈示時におけるＭＲＩ断層画像上へのマッピングを示すものであって、ターゲット刺激１５％呈示時のＭＲＩ断層画像上へのマッピングを示す図である。（ｂ）は、同じくターゲット刺激３０％呈示時のＭＲＩ断層画像上へのマッピングを示す図である。
【図１５】本発明に係る脳波とｆＭＲＩとの同時連続測定システムの第２の実施例を示す概略システム構成図である。
【図１６】本発明に係る脳波とｆＭＲＩとの同時連続測定システムの第３の実施例を示す概略システム構成図である。
【図１７】従来の方法によるｆＭＲＩ撮像時における脳波上の画像アーチファクトの波形図である。
【図１８】従来の方法によるｆＭＲＩと脳波との交互測定を示す説明図である。
【図１９】従来のｆＭＲＩと脳波との交互測定による画像アーチファクトの波形と脳波測定波形とをそれぞれ示す波形図である。
【図２０】従来の方法によるｆＭＲＩシーケンスの画像アーチファクトの波形を示す波形図である。
【図２１】ｆＭＲＩ測定時と非測定時におけるヒト脳波測定によるNyquist 周波数以上の信号を評価した結果を示す図である。
【図２２】サンプリング周波数２００００Hzで脳波測定をおこなったデータに対して二通りの処理を行った結果を示す波形図である。
【符号の説明】
１０ ｆＭＲＩ装置 １０Ａ 制御部
１０Ｂ 電磁波照射室 １１ フィルタ・プレート
１２ 傾斜磁場波形発生器 １３ 電磁波波形発生器
１４ ｆＭＲＩデータ収集部 １５ ＣＰＵ
１６ マグネット・コイル部 １７ 傾斜磁場電力増幅器
１８ 電磁波照射部 １９ 電磁波電力増幅器
２０ システム制御部 ２２ デジタル・シンセサイザ
２４ 送信信号発生部 ２６ 受信部
２８ クロック・デバイダ ３０ 脳波測定装置
３１ 脳波計電極 ３２ 電磁波フィルタ
３３ 前置増幅器 ３４ 脳波データ同期処理部
３５ 増幅器 ３６ Ａ／Ｄ変換器
３７ 脳波データ収集部 ３８ サンプリングパルス発生器
３９ 切換スイッチ ４０ 脳波現象解析・表示装置
４２ データ記録・解析処理部 ４４ 表示部
３０Ａ 脳波測定装置 １００ ｆＭＲＩ装置
２８１ クロックカウンタ ２８２ 遅れ時間カウンタ
２８３ ＲＳフリップフロップ ２８４ ＲＳフリップフロップ
ＯＲ１〜ＯＲ４ ＯＲ回路 Ｓ1 手動リセット信号
Ｓ2 ｆＭＲＩ内部クロック信号 Ｓ3 ｆＭＲＩトリガー信号
Ｓp サンプリングパルス ＥＥＧ１ 脳波測定結果
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、医療用画像診断装置である磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）装置を用いて脳機能計測（functional ＭＲＩ：機能ＭＲＩもしくはｆＭＲＩと称する）を行うと共に、これと同時に生体現象としての脳波測定を行うための、脳波とｆＭＲＩとの同時連続測定システムに関するものであり、更に、それに用いるクロック・デバイダ、このクロック・デバイダを備えた脳波測定装置及びｆＭＲＩ装置に関するものである。
【０００２】
【従来の技術】
今日における脳科学の目的は、脳という器官がいかにして「心」を創造するのかということを解き明かすことであり、この解き明かした結果を脳と心の医学に役立てることにあろう。さて、この目的を達成するため、脳を研究するためのいくつかの方法論がある。現在において主流であるのは、分子遺伝学的方法および画像解析的方法である。このうち、後者の画像解析的方法の目的は、脳機能、すなわち知覚、注意、記憶等の認知機能が脳のどこでどのように実現されているか、ということを探求することである。
【０００３】
さて、これまでの歴史の中で、この脳機能を画像解析的に研究する測定方法として、表１に示すように、種々の測定方法が存在する。これらの測定方法は、表１の上段に示されている電気・磁気的活動を測定する方法と、表１の下段に示されている血流動態を測定する方法とに分けられる。このうちの前者の方法においては、時間分解能が良好であるが、空間分解能が悪く、後者の方法はその逆であることが理解される。さらに、数々の脳機能の根本は、無数のニューロン群の電気活動からなっている。従って、脳内の電気活動を直接測定して、脳機能を検討することが最も望ましい。この観点からすると、血流動態は、脳活動を観測する上で、間接的測定方法といわなければならない。
【０００４】
【表１】
【０００５】
ところで、知覚、認知、記憶等の個々の単位的脳機能は、極めて短時間のうちに完了する。つまり、数１０ｍsec から数１００ｍsec のうちに、脳機能は完了してしまう。従って、脳機能研究においては、この瞬間に生じる脳機能を捕捉できる能力を持つ、何等かの画像測定方法を当然使用すべきである。つまり、ｍsec 単位の時間分解能を有する測定法が必要となる。このような高速画像測定方法の要件を満たす方法は表１に２つしかない。すなわち、それは脳波と脳磁図である。
【０００６】
脳磁図と異なり、長い歴史を持つ脳波研究では、これまでヒト脳機能に関する莫大な知見が集積されてきた（表２参照）。しかし、脳波も脳磁図も、その空間分解能が劣悪な上に、脳深部を検索する能力に乏しい。従って、短時間に脳機能の電気・磁気現象を捕捉することができても、その現象が脳のどこでどのように生じているのかを、検討することは殆どできなかった。
【０００７】
一方、脳血流動態を用いる測定方法は、脳活動を脳の断層画像上において観測すること（マッピング）が可能であるという優位点が存在する。しかし、血流動態は、脳機能活動そのもの（電気活動）ではなく、それを間接的に支えている機能（酸素、グルコース供給・消費）である。従って、血流動態の観測は、脳機能を間接的に捕えるに過ぎない。しかも、血流動態の決定的に不利な点は、時間分解能が劣悪なことである。すなわち、ＰＥＴ（Ｐositron Ｅmission Ｔomography ：陽電子放射断層撮影法）、ＳＰＥＣＴ （Ｓingle Ｐhoton Ｅmission Ｃomputed Ｔomography ：単一光子放出型コンピュータ断層撮影法）等の測定方法では、雑多な認知機能の集合体を観測することしかできなかった。
【０００８】
このような状況下において、新たにｆＭＲＩ（functional Ｍagnetic Ｒesonance Ｉmaging：機能的ＭＲＩ）という測定方法が確立された。このｆＭＲＩは、血流動態を表わすＢＯＬＤ（Ｂlood Ｏxygen Ｌevel Ｄependent）信号という、血液内の還元ヘモグロビンの密度によって局所磁場変化を生じ、それに伴ってＮＭＲ（核磁気共鳴）信号が変化することを利用して、脳内賦活部位をマッピングする測定方法である。この測定方法は、他の画像法と比較して、格段に時間分解能、空間分解能に優れていることが明らかである（表１参照）。また、この測定方法によって、１秒以下の脳機能を脳の断層画像上に描き出すことが可能になった。
【０００９】
さて、従来のｆＭＲＩ実験では、運動、認知、注意、記憶課題などのもっぱらヒトの行動指標に基づく統計処理を通じて、上記の指標に相関する脳内賦活部位を検討してきた。しかしながら、fMRIと組み合わせたときに、脳機能解析を可能とするのは、上記のような行動指標だけではない。さまざまなヒト生理指標がfMRIの時間分解に対応する。このことに注目すれば、上記ヒト生理指標と相関する脳内賦活部位を検討すること、つまり、ヒト生理指標の脳断層画像上へのマッピングが可能となるはずである。
【００１０】
特に、脳波研究は、長い歴史をもち、ヒト脳機能に関する莫大な知見集積がありながら、マッピング研究が困難であった。この脳波とfMRIとを組み合わせることによって、脳波学からみた脳研究に新たな可能性を与えることができよう。すなわち、睡眠脳波上のハンプ（hump）、スピンドル（spindle ）、てんかん異常波としてのスパイク（spike ）やシャープ・ウェーブ（sharp wave）、また誘発電位、事象関連電位などのさまざまな脳波現象を、MRI 断層画像上へマッピングすることが可能となる（表２参照）。このことは、従来のＰＥＴやＳＰＥＣＴ等の方法で不可能であったことであり、脳科学研究を大いに進展させることができることが期待される。
【００１１】
【表２】
【００１２】
しかし、fMRIを用いた現在までの研究にあっては、この類の研究は、技術的な問題からほとんど行われていない。というのは、このような研究を可能にするには、脳波とfMRIを同時に測定しなければならないからである。
【００１３】
前述した脳波とｆＭＲＩとの同時連続測定は、極めて困難なことである。すなわち、ＭＲＩのヘッドコイル内に脳波電極を装着した被験者をセットアップして、通常の方法で脳波とｆＭＲＩとの同時測定を行う場合、図１７に示すような、ｆＭＲＩの撮像に起因する、２０００μＶ以上にも及ぶ巨大なアーチファクトが出現する。このような波形を詳細に検討すると、ｆＭＲＩの撮像部分と非撮像部分に様相の異なるアーチファクトが存在することが確認される。非撮像部分（静磁場のみ）は、バリストカルジオグラム（Ballistocardiogram）と称するアーチファクトが出現する。このアーチファクトは、心拍動が頭部を微細に拍動させ、頭部に装着した電極と、頭部が形成する閉回路を振動させることにより、ファラディの法則に基づき起電力が生じることによるアーチファクトである。一方、ｆＭＲＩの撮像中は、遥かに激しく巨大なアーチファクトが認められる。このアーチファクトは、撮像に必要な傾斜磁場の変化（ＧＲ）と電磁波（ＲＦ）とによる直接の画像アーチファクトおよびバリストカルジオグラムを加えたアーチファクトである（表３参照）。
【００１４】
【表３】
【００１５】
従来、このようなバリストカルジオグラムに基づくアーチファクトに対する解決方法として、（１）双極誘導、（２）ヒョース変換（Hjorth Transform）、 （３）空間フィルタ、（４）バイト・バー（Bite Bar）による頭部固定、（５）ツイストペア・ケーブル、（６）アーチファクト加算平均の減算等の手法が、提案されている。これらの方法のうち、シンプルで応用範囲の狭い双極誘導による手法ではなく、単極誘導による頭部固定法に注目して、従来放射線科における癌治療時における患部の固定に用いられてきた減圧クッション・システム（Vacuum Cushion System ）を使用することによって、拍動による静磁場におけるバリストカルジオグラムを効果的に抑制することが可能となった。そして、ｆＭＲＩの撮像を行っていない間隙（１〜２秒間）を利用することにより、すなわちｆＭＲＩの撮像と脳波測定とを交互に行うことにより、脳波を測定することが可能となった（図１８参照）。
【００１６】
しかし、ｆＭＲＩの撮像と脳波測定との交互測定（図１８参照）によれば、ｆＭＲＩの撮像中においては、その時に発生する大きな画像アーチファクトに阻まれて、その間における適正な脳波を観察するとは困難である。この場合、自発的な、あるいはオペレータがコントロールできないような被験者の脳波現象は、前記ｆＭＲＩの撮像時間内に生じる可能性も十分あるにも拘らず、巨大な画像アーチファクトに阻まれて、その脳波現象を捕えることができなくなる。従って、このような自発的脳波現象等を捕捉するためには、脳波とｆＭＲＩとの完全同時な連続測定が必要である。
【００１７】
そこで、本発明者は、鋭意研究並びに試作を重ねた結果、従来における脳波とｆＭＲＩとの交互測定とは全く異なり、脳波およびｆＭＲＩを連続かつ並行して実行することができる、全く新規な脳波とｆＭＲＩとの同時連続測定システムの開発に成功した。
【００１８】
すなわち、脳波とｆＭＲＩとの連続測定を実現する際に、最も大きな問題は、ｆＭＲＩの撮像中における傾斜磁場の変化および電磁波照射に基づく巨大な画像アーチファクトが生じることである（図１９参照）。すなわち、ｆＭＲＩの撮像中には、図１９に示すような２５００μＶに達する棘状の画像アーチファクトが認められる。なお、図１９においては、１度のｆＭＲＩの撮像で、２０枚のスライス撮像を行っているが、その１つ１つの棘が１枚のスライス撮像における画像アーチファクトの波形を示している。
【００１９】
元来、生体信号である脳波と機械的アーチファクトとでは、それぞれの振幅、周波数が大きく異なっている。そこで、通常の脳波測定で用いるよりも遥かに高い２０ｋＨｚのサンプリング周波数を用いて、前述した画像アーチファクトを詳細に観察すると、実際のｆＭＲＩによる脳波上の画像アーチファクトは、図２０に示すような波形特性を有することが確認された。すなわち、図２０においては、１枚のスライスを撮像する時間（１００ｍsec ）に見られる画像アーチファクトの波形を示す。そして、この波形群の全てがローパス・フィルタによる処理によって、図１９における画像アーチファクトの１つの棘に相当している。
【００２０】
ところで、通常の脳波測定のパラメータでは、通常の脳波検査室で用いるローパス・フィルタのカットオフ周波数は１００Ｈｚ程度である。このような低いカットオフ周波数では１つから数個の棘として認識される画像アーチファクトも、２０ｋＨｚのサンプリング周波数のもとで、カットオフ周波数を３０００Ｈｚとすれば、図２０に示すように、０〜３０００Ｈｚの変化を含む複雑な波形を呈する画像アーチファクトとして確認することができた。ここで重要なことは、このアーチファクト波形と実際のシーケンス・プログラムの内容とを比較検討すると判るのであるが、画像アーチファクト内のそれぞれの棘状コンポーネントが、プログラム内の傾斜磁場変化や、電磁波照射に精密に対応しているということである（図２０参照）。
【００２１】
このような比較から、次の事項がそれぞれ結論付けられる。
（１）画像アーチファクト内の殆どの棘状コンポーネントは、傾斜磁場変化に対応している。そのタイミングは、μsec 単位でプログラムされたシーケンスのタイミングと精密に一致すること。
（２）電磁波照射に対応する画像アーチファクトの振幅は、傾斜磁場変化に対応する画像アーチファクトの振幅と比較すると、遥かにその振幅は小さい。すなわち、傾斜磁場変化による画像アーチファクトが、４０，０００μＶ程度であるのに対して、電磁波に基づくものは視認上、バックグラウンド・ノイズ程度から数１００μＶであるに過ぎないこと。
（３）傾斜磁場変化に基づく画像アーチファクトの波形は、原理的にファラディの法則に基づいている。従って、画像アーチファクトの波形は、元の傾斜磁場変化の微分波形に成っていること。
【００２２】
以上の結論に基づいて、本発明者は、検討を重ねた結果、ｆＭＲＩのシーケンス・プログラムを予め知っていれば、画像アーチファクト内における１つ１つの棘の出現時点、その持続、形を予測することができることが解った。逆にいえば、前記結論の知識に基づいてｆＭＲＩのシーケンス・プログラムを変更し、自由に画像アーチファクトの波形をコントロールすることが可能である。つまり、脳波サンプリングのタイミングと画像アーチファクトの出現時点、その持続、形をコントロールすることによって、画像アーチファクトの振幅を減衰させることができることを突き止めた。
【００２３】
しかるに、通常の脳波測定においては、デジタル・サンプリングが行われ、そのサンプリング周期は、一般に１ｍsec （サンプリング周波数Ｆs ＝１０００Ｈｚ）程度で、等間隔である。つまり１ｍsec 毎に脳波データが１点づつサンプルされていくわけである。また、前述した図２０に示す画像アーチファクト波形の中において、周期１ｍsec で脳波をサンプリング（サンプリング周波数Ｆs ＝１０００Ｈｚ）していくとすれば、図２０の波形が１００ｍsec の間に生じる波形であることを考慮すると、脳波データは図２０における１００ｍsec の間に１００個の点としてサンプリングされることになる。そうすると、あるサンプル点は画像アーチファクト波形の基線付近にあり、またあるサンプル点は画像アーチファクト波形のピークの途中にあり、さらにある点は画像アーチファクト波形のピークにあるという事態が生じる。そして、どのサンプル点が画像アーチファクトのどの付近に位置するかは、ほぼ偶然に決まるに過ぎない。
【００２４】
そこで、本発明者は、前記（１）〜（３）の結論による知識に基づいて、ｆＭＲＩの元々のシーケンス・プログラムを変更・調整することによって、結果として出現する画像アーチファクトが、１ｍsec の間隔で必ず波形の基線付近に戻ってくるようなシーケンスの開発に成功し、本発明を完成するに至った。
【００２５】
【発明が解決しようとする課題】
仍って、本発明の目的は、医療用画像診断装置である磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）装置を用いて脳機能計測（ｆＭＲＩ）を行うと共に、これと同時に生体現象としての脳波測定を行うための、脳波とｆＭＲＩとの同時連続測定システムを提供することにある。また、本発明は、脳波とｆＭＲＩとの同時連続測定システムに用いるクロック・デバイダ、このクロック・デバイダを備えた脳波測定装置及びｆＭＲＩ装置を提供することを目的とする。
【００２６】
【課題を解決するための手段】
前記の目的を達成するため、本発明に係る脳波とｆＭＲＩとの同時連続測定システムは、脳波を測定する脳波測定装置と、磁気共鳴イメージングによって脳機能計測を行うｆＭＲＩ装置とを備え、ｆＭＲＩ装置の時計機能に基づいて、ｆＭＲＩ装置におけるｆＭＲＩデータを収集するための傾斜磁場変化における画像アーチファクトの波形が基線上に位置するときに、脳波測定装置における脳波データを収集するサンプリングタイミングを与えるように、脳波サンプリングパルスを発生するように構成したことを特徴とする。
【００２７】
このシステムでは、前記脳波サンプリングパルスによって脳波データを収集するサンプリングタイミングにおいて前記画像アーチファクトの波形が基線位置に戻るように、前記ｆＭＲＩ装置におけるｆＭＲＩ測定データを収集するための傾斜磁場変化を規定する前記ｆＭＲＩシーケンスを設定したことを特徴とする。
また、本発明に係る脳波とｆＭＲＩとの同時連続測定システムは、脳波を測定する脳波測定装置と、磁気共鳴イメージングによって脳機能計測を行うｆＭＲＩ装置とを備え、ｆＭＲＩ装置におけるｆＭＲＩデータを収集するための傾斜磁場変化を発生するタイミングの設定を行うためのクロック信号を発生するデジタル・シンセサイザを設け、このデジタル・シンセサイザのクロック信号に基づいて脳波測定装置における脳波データを収集する脳波サンプリングパルスを発生するクロック・デバイダを設け、前記クロック・デバイダにより、ｆＭＲＩデータを収集するための傾斜磁場変化における画像アーチファクトの波形が基線上に位置するときに、脳波データを収集するサンプリングタイミングを与えるように、所定サンプリング周波数からなる脳波サンプリングパルスを発生するように構成したことを特徴とする。
【００２８】
このシステムでは、前記脳波サンプリングパルスを発生するクロック・デバイダにおいて、脳波サンプリングパルスの発生を開始するためｆＭＲＩシーケンスの開始を示すｆＭＲＩトリガー信号を入力するように設定して、前記ｆＭＲＩ装置におけるｆＭＲＩデータを収集するための傾斜磁場変化を行うｆＭＲＩシーケンスの開始と、前記脳波サンプリングを開始するタイミングとを同期させるように構成したことを特徴とする。
【００２９】
さらに、本発明に係る脳波とｆＭＲＩとの同時連続測定システムは、前記脳波測定装置と前記ｆＭＲＩ装置とにおいて、それぞれ同時連続測定された脳波データとｆＭＲＩデータとを、それぞれ記録すると共に、これらのデータに基づいて脳波現象解析を行い、ＭＲＩ断層画像上へのマッピング処理および表示を行うように構成することができる。
【００３０】
また、本発明に係るクロック・デバイダは、傾斜磁場変化を発生させ、磁気共鳴によって被検体のイメージング情報を得るｆＭＲＩ装置と、上記被検体の脳波を上記ｆＭＲＩ装置によるイメージング情報取得時に測定する脳波測定装置とを具備する脳波とｆＭＲＩとの同時連続測定システムに適用されるクロック・デバイダであって、前記傾斜磁場変化に同期する原クロックと前記ｆＭＲＩ装置による計測シーケンスの開始を示すトリガー信号とを前記ｆＭＲＩ装置から取得し、これら原クロックとトリガー信号とに基づき、前記傾斜磁場変化に起因する画像アーチファクト波形が基線上に位置するときのそれぞれのタイミングを前記脳波測定装置における脳波測定のサンプリングタイミングとするパルスを生成し、この生成したパルスを前記脳波測定装置へ与えることを特徴とする。
【００３１】
また、本発明に係る脳波測定装置は、傾斜磁場変化を発生させ、磁気共鳴によって被検体のイメージング情報を得るｆＭＲＩ装置と、上記被検体の脳波を上記ｆＭＲＩ装置によるイメージング情報取得時に測定する脳波測定装置とを具備する脳波とｆＭＲＩとの同時連続測定システムに適用されるクロック・デバイダを内蔵した脳波測定装置であって、前記クロック・デバイダは、前記傾斜磁場変化に同期する原クロックと前記ｆＭＲＩ装置による計測シーケンスの開始を示すトリガー信号とを前記ｆＭＲＩ装置から取得し、これら原クロックとトリガー信号とに基づき、前記傾斜磁場変化に起因する画像アーチファクト波形が基線上に位置するときのそれぞれのタイミングを前記脳波測定装置における脳波測定のサンプリングタイミングとするパルスを生成し、このパルスを前記脳波測定に供することを特徴とする。
【００３２】
更に、本発明に係るｆＭＲＩ装置は、傾斜磁場変化を発生させ、磁気共鳴によって被検体のイメージング情報を得るｆＭＲＩ装置と、上記被検体の脳波を上記ｆＭＲＩ装置によるイメージング情報取得時に測定する脳波測定装置とを具備する脳波とｆＭＲＩとの同時連続測定システムに適用されるクロック・デバイダを内蔵したｆＭＲＩ装置であって、前記クロック・デバイダは、前記傾斜磁場変化に同期する原クロックと前記ｆＭＲＩ装置による計測シーケンスの開始を示すトリガー信号とを前記ｆＭＲＩ装置から取得し、これら原クロックとトリガー信号とに基づき、前記傾斜磁場変化に起因する画像アーチファクト波形が基線上に位置するときのそれぞれのタイミングを前記脳波測定装置における脳波測定のサンプリングタイミングとするパルスを生成し、このパルスを前記脳波測定装置へ与えることを特徴とする。
【００３３】
このｆＭＲＩ装置では、前記ｆＭＲＩ装置の計測シーケンスにおける傾斜磁場変化波形のピーク部分を平坦に形成し、前記平坦部分が前記脳波測定のサンプリングタイミングとなるように、計測シーケンスを設定したことを特徴とする。
【００３４】
【発明の実施の形態】
次に、本発明に係る脳波とｆＭＲＩとの同時連続測定システムの実施例を、添付図面を参照して説明する。各図において、同一の構成要素には、同一の符号を付して重複する説明を省略する。
【００３５】
１．基本原理
まず、脳波とｆＭＲＩとの同時連続測定を行う場合、脳波測定のサンプル点の設定に際し、ｆＭＲＩの撮像中に生じる画像アーチファクトとの関係において、次のような基本事項を決定した。
（Ａ）電磁波そのものは、画像アーチファクトに大きな影響を及ぼしていないことから、電磁波は無視して、傾斜磁場のタイミングのみに注目した。
（Ｂ）次に、傾斜磁場変化波形の微分である画像アーチファクトが、１ｍsec の間隔で必ず基線付近に戻ってくるようにする。このためには、
（Ｃ）傾斜磁場の変化時間（傾斜磁場に変化が生じている時間であって、傾斜磁場変化の微分値がゼロでない部分）が、１ｍsec を超えないようにする。
（Ｄ）それぞれの傾斜磁場変化（傾斜磁場が基線上に位置する時間であって、傾斜磁場変化の微分値がゼロである部分）は、１ｍsec 以上の間隔を生じるようにする。
（Ｅ）その他可能な限り、傾斜磁場変化の回数が少ないシンプルなシーケンスとする。
【００３６】
前記基本事項（Ａ）〜（Ｅ）に基づいて、本発明に係る脳波とｆＭＲＩとの同時連続測定システムのｆＭＲＩ装置において用いる計測シーケンスのプログラミングを設定した。具体的には、表４にの左側に示される従来から実施されている典型的なブリップ型（Blip type ）のｆＭＲＩシーケンスに対し、本発明の実施例に係るｆＭＲＩシーケンスは、表４の右側にステッピング・ストーン・シーケンス（Stepping Stone Sequence ）として示されている。本発明の実施例に係るｆＭＲＩシーケンスは、それぞれ以下の理由に基づいてブリップ型（Blip type ）のｆＭＲＩシーケンスを修正変更した。表４は、上記２つのシーケンスの比較を示す。なお、表４において、数字の単位はμsec である。
【００３７】
【表４】
【００３８】
表４に示される本発明の実施例に係るｆＭＲＩシーケンスにおける修正点の修正理由は、次の通りである。
（ａ）前記基本事項（Ｅ）の目的に対応して、読出し（Readout ）傾斜磁場に前置する２つのスポイラー（Spoiler 1,Spoiler 2 ）を１つ（Spoiler 2 ）のみにしてシンプルにした。
（ｂ）スポイラー（Spoiler 1 ）、ｐ10（準備傾斜磁場）、スライス選択、反および再位相（Dephasing & Rephasing ）傾斜磁場、読出し（Readout ）傾斜磁場のタイミング、および持続時間を、表４に示すように変更し、この実施例における脳波のサンプリングタイミングにおいて、傾斜磁場の変化が生じている状況をなくした。また、これらの磁場変化の間に適当な空き時間（表４中の“static time ”欄参照）を設けて、この実施例における脳波のサンプリングタイミングにおいて、傾斜磁場の変化が生じている状況をなくし、前記基本事項（Ｂ）、（Ｃ）、（Ｄ）の目的を実現した。
（ｃ）読出し（Readout ）傾斜磁場に関しては、その波形が単なる正弦波（sine curve）を描かせるのではなくて、半周期毎に基線上に戻ってくる時に、４００μsec の平坦な時間、所謂「肩」を描くように設定した。これを実現するために、読出し傾斜磁場変化のプログラミングにおいて、正弦波がピークに達したときに、４００μsec の静止時間を設けた。これによって、上記平坦部分を有する略正弦波の微分値である画像アーチファクト波形においては、基線近傍に平坦部分を生じ、この平坦部分において脳波のサンプリングを容易にすることができる〔図１の読出し傾斜磁場の波形部分を参照〕。なお、上記平坦部と隣接する傾斜部分は６００μsec であり、読出し（Readout ）傾斜磁場における波形の１周期は１ｍsec である。
（ｄ）ｆＭＲＩシーケンスには２つのタイプがある。その第１ものは、１ボリューム・スキャン（volume scan ）を終えると、コンピュータの処理がオペレーションシステム（Ｏperation Ｓystem ）に戻り他のタスクを実行するタイプのものである。第２のものは、１ボリューム・スキャン毎にオペレーションシステムへ処理を戻さずに連続してｆＭＲＩシーケンスの処理に専念するタイプのものである。本発明では、脳波計との精確な同期をとるために、後者のタイプのシーケンスを採用した。
【００３９】
このようにして、新たに設定されたシーケンスの波形が、図１に示す通りであり、これが本発明に係る脳波とｆＭＲＩとの同時連続測定に関するシーケンスの波形である。以上の通り、ｆＭＲＩ装置の計測シーケンスにおける傾斜磁場変化波形のピーク部分を平坦に形成し、前記平坦部分において前記脳波測定のサンプリングが行われるように、計測シーケンスを設定した。別の言い方をするならば、脳波サンプリングパルスによって脳波データを収集するサンプリングタイミングにおいて上記画像アーチファクトの波形が基線上に戻るように、ｆＭＲＩ装置におけるｆＭＲＩ測定データを収集するための傾斜磁場変化を規定するｆＭＲＩシーケンスを設定した。
【００４０】
図２の（ａ）、（ｂ）、（ｃ）は、図１に示すシーケンスの波形に対応し、シーケンスの傾斜磁場変化における画像アーチファクトの波形とサンプル点の関係を示すものである。すなわち、図２の（ａ）は、前記シーケンスの傾斜磁場変化を示す波形図であり、図２の（ｂ）は、前記傾斜磁場変化の波形を微分した波形で、想定される画像アーチファクトの波形図であり、そして図２の（ｃ）は、前記画像アーチファクト波形を１ｍsec 毎にサンプリング（サンプリング周波数Ｆs ＝１０００Ｈｚ）する場合のサンプル点をそれぞれ示す図であり、サンプル点は全て基線上にあることを示している。
【００４１】
従って、このように脳波とｆＭＲＩとの同時測定に際して、計測シーケンスを適切に設定し、脳波のサンプリングタイミングを適切に選べば、脳波のサンプリングタイミングが棘状の画像アーチファクト上に位置することはなく、基線の近傍のみにおいてサンプリングを行うことが可能となり、後述するように、脳波とｆＭＲＩとの同時連続測定を適正かつ円滑に達成することが可能となる。
図３は、本発明によるサンプリングのより詳細なる表現であり、表４において説明したステッピング・ストーン・シーケンスの概略図である。図１においては１軸の電磁石（Ｇｒ）の変化に対応した波形を示したのに対し、この図３においては３軸の電磁石（Ｇｓ、Ｇｐ、Ｇｒ）の変化に対応した波形を示す。図３における３Ａは、ステッピング・ストーン・シーケンスにおけるＲＦ（電磁波）と傾斜磁場パルスの一連の図を示しており、ＲＦはＲＦパルスを示し、Ｇｓはスライス選択傾斜磁場を示し、Ｇｐは位相エンコーディング傾斜磁場を示し、Ｇｒは読出し傾斜磁場を示す。
【００４２】
そして同図３において、ａはファット−サチュレーション・パルス、ｂはスライス選択ＲＦ、ｃはスポイラー、ｄはスライス選択傾斜磁場、ｅは反位相及び再位相傾斜磁場、ｆは読出し傾斜磁場（１０００Ｈｚのディジタル化レートによるＥＥＧ（脳波図）サンプリングポイント）である。
【００４３】
また、図３における３Ｂは、上記各Ｇｓ、Ｇｐ、Ｇｒの傾斜磁場パルスの微分波形を総和して得られる画像アーチファクト波形の想定例を示している。この３Ｂにおいては、ＥＥＧ信号用にディジタルサンプリングされた点（１０００Ｈｚのディジタル化レート）が、上記アーチファクト波形上にスーパーインポーズされて示されている。これによれば、全てのサンプル点はアーチファクト・スパイクを避けていることが分かる。
【００４４】
更に、図３における３Ｃは、図３の３Ａにおける前部分の拡大図である。図３の３Ａにおいては、各ＲＦのタイミング及び傾斜磁場パルスが描かれている。また、図３における３Ｄは、図３の３Ａにおける読出し傾斜磁場の拡大図である。この拡大図によれば、読出し傾斜磁場パルスの頂上部における４００μｓｅｃの静止時間が、画像アーチファクト内に、安定的にフェーズ・ロックされたＥＥＧサンプリングを許容するサンプリング棚を生み出していることが分かる。
【００４５】
２．システム構成
図４は、前述した基本原理に基づいて構成した、本発明に係る脳波とｆＭＲＩとの同時連続測定を行うシステムの典型的な一実施例を示す概略システム構成図である。本実施例における脳波とｆＭＲＩとの同時連続測定システムは、ｆＭＲＩの画像データを得るためのｆＭＲＩ装置１０と、脳波測定装置３０と、脳波現象解析・表示装置４０とから基本的に構成されている。
【００４６】
前記ｆＭＲＩ装置１０は、制御部１０Ａと電磁波照射室１０Ｂを備える。制御部１０Ａは、傾斜磁場波形発生器１２と、電磁波波形発生器１３とｆＭＲＩデータ収集部１４とを備え、ＣＰＵ１５と相互接続され、所要のシーケンス制御を行うように構成されている。ＣＰＵ１５は図示しないキーボード等からの入力を受けて、上記のようにｆＭＲＩシーケンスが行われるように、パラメータの設定を制御部１０Ａに対して行う。また、ｆＭＲＩ装置１０の電磁波照射室１０Ｂは、適宜にフィルタ・プレート１１で囲繞されており、この電磁波照射室１０Ｂには、マグネット・コイル部１６と電磁波照射部１８とが配置されている。そして、前記マグネット・コイル部１６に対しては、制御部１０Ａの傾斜磁場波形発生器１２から上記のｆＭＲＩシーケンスによる傾斜磁場信号が、傾斜磁場電力増幅器１７により電力増幅されて供給されるように構成されている。また、前記電磁波照射部１８に対しては、制御部１０Ａの電磁波波形発生器１３から送出される電磁波信号が、送信信号発生部２４及び電磁波電力増幅器１９を介して供給される。これにより、電磁波照射部１８からは高周波が発生される。これに応えて被検体（被検者）から得られるｆＭＲＩ信号が電磁波照射部１８における受信コイルで受信でき、これが受信部２６へ送られて増幅されＡ／Ｄ変換されてｆＭＲＩデータ収集部１４へ送られる。
【００４７】
ｆＭＲＩ装置１０は、図示しないキーボードによるキー入力に応じて起動され、これに応じて制御部１０Ａがシステム制御部２０を起動する。システム制御部２０は、ｆＭＲＩシーケンスの開始を送信信号発生部２４と受信部２６へ通知すると共に、ｆＭＲＩシーケンスの開始を示すｆＭＲＩトリガー信号をクロック・デバイダ２８へ送出する。送信信号発生部２４には、高周波の周波数と位相に高い精度と安定性を与えることを目的として、デジタル・シンセサイザ２２からクロックが供給されている。このデジタル・シンセサイザ２２は、ｆＭＲＩ装置１０の時計機能を司っており、予め設定した所定周波数（例えば４ＭＨｚ）のクロックを制御部１０Ａへ与えると共にクロック・デバイダ２８へ送出している。
【００４８】
一方、前記脳波測定装置３０は、ｆＭＲＩ装置１０の電磁波照射室１０Ｂに配置された脳波計電極３１から電磁波フィルタ３２を介して脳波信号を受け取り、前置増幅器３３にて増幅を行い、Ａ／Ｄ変換器３６にてディジタル信号へ変換して脳波データ収集部３７で脳波データとする。
【００４９】
上記Ａ／Ｄ変換器３６は、切換スイッチ３９を介して脳波データ同期処理部３４内に設けられたサンプリングパルス発生器３８と上記クロック・デバイダ２８とに選択的に接続される。
【００５０】
ｆＭＲＩ装置１０のｆＭＲＩデータ収集部１４に収集されたｆＭＲＩデータと、前記脳波測定装置３０の脳波データ収集部３７に収集された脳波データとは、脳波現象解析・表示装置４０のデータ記録・解析処理部４２へ送られ、処理されて表示部４４において表示される。データ記録・解析処理部４２は、ｆＭＲＩデータおよび脳波データのそれぞれ個別記録と共に、総合的解析を行うものであり、表示部４４において、それぞれ記録されたデータの表示ないし短時間脳波現象のＭＲＩ断層画像上へのマッピング表示等を実行可能に構成されている。
【００５１】
このシステム構成において、脳波とｆＭＲＩとの同時連続測定を実現するために、切換スイッチ３９はクロック・デバイダ２８の出力を選択して、脳波測定装置３０の同期処理部３４におけるＡ／Ｄ変換器３６へ供給する。このクロック・デバイダ２８の出力であるサンプリングパルスＦs は、上記に説明した脳波のサンプリング（１ｍsec 毎）を実現するため、１０００Ｈｚとされている。この周波数は、ｆＭＲＩ装置１０のデジタル・シンセサイザ２２により出力される予め選択した所定周波数（例えば４ＭＨｚ）のｆＭＲＩクロックと、システム制御部２０より出力されるｆＭＲＩトリガーとに基づき、クロック・デバイダ２８が生成するものである。
【００５２】
脳波とｆＭＲＩとの同時連続測定を適切に行うためには、前述したように、ｆＭＲＩシーケンスによる画像アーチファクトと、脳波サンプリングとのタイミングが適正に同期していることが必要である。少しでもタイミングがずれていると、脳波のサンプル点の幾つかは、基線部分から離れて画像アーチファクトのピークと重なる難点がある。そこで、ｆＭＲＩシーケンスによる画像アーチファクトと、脳波サンプリングを適正に同期させ、例えば１ｍsec 毎に平坦な基線近傍で必ず脳波のサンプル点を得るために、（１）ｆＭＲＩシーケンスのスタートと脳波サンプリングのスタートとのタイミングを高精度に一致（同期）させることと、（２）その後の両者間における時間的なずれを生じない高精度の同期が維持されることが必要である。
【００５３】
一般的に、ＭＲＩスキャナと脳波計とは、それぞれ内部に独自の時計機能（水晶発振子）を備えており、これによって所要のタイミング処理を行っている。しかしながら、本発明のようにμsec 単位の高精度の同期を必要とするシステムにおいては、それぞれの時計機能について同期を維持させることは困難であり、単一の時計機能とすることが必要である。
【００５４】
そこで、本実施例においては、ｆＭＲＩシーケンスによる画像アーチファクトと、脳波サンプリングとのタイミングについて、時間的なずれを生じない高精度の同期を行う手段として、クロック・デバイダ２８を設けたことを特徴とする。このクロック・デバイダ２８は、ｆＭＲＩ装置１０に設けられたデジタル・シンセサイザ２２によって発生されるクロック（４ＭＨｚ）を使用し、このクロックを脳波サンプリングのためのサンプリングパルスとして、所要の周波数（１０００Ｈｚ）に分周して使用する。
【００５５】
単一の時計機能により、ｆＭＲＩシーケンスによる画像アーチファクトと、脳波サンプリングとのタイミングについて、同期を維持させることが可能であっても、サンプリングのスタートの瞬間が適正に同期（一致）していないと、折角にｆＭＲＩシーケンスを前述のように変更設定したにも拘らず、画像アーチファクトの波形が基線近くに位置するタイミングでの脳波のサンプル点を得ることができなくなる。
【００５６】
そこで、本実施例においては、手動スイッチによりｆＭＲＩ装置１０と脳波測定装置３０の同時起動が実現される構成となっている。そして、ｆＭＲＩシーケンスが開始されるタイミングにおいて、ｆＭＲＩ装置１０のシステム制御部２０からｆＭＲＩトリガー信号が出力される。このトリガー信号と前述したクロック（４ＭＨｚ）に基づいて、所要の周波数（例えば１０００Ｈｚ）を得る分周動作が行われ、その結果において得られるパルスを脳波サンプリングのためのサンプリングパルスとして脳波測定装置３０へ供給するように構成した。
【００５７】
クロック・デバイダ２８の構成と動作とを、図５および図６を参照して説明する。図５は、クロック・デバイダ２８の主要構成を示す概略ブロック回路図であり、図６は、クロック・デバイダ２８の動作説明用の各部における信号のタイムチャートである。
まず、ｆＭＲＩ装置１０と脳波測定装置３０の同時起動を行う手動スイッチ（例えば、ｆＭＲＩ装置１０の図示せぬキーボード）によるキー入力がなされると、手動リセット信号Ｓ1 が到来し、ＲＳフリップフロップ２８３のセットとＲＳフリップフロップ２８４のリセットが実現される。この後にｆＭＲＩ装置１０のデジタル・シンセサイザ２２から供給されるｆＭＲＩクロック （４ＭＨｚ）Ｓ2 と、ｆＭＲＩ装置１０から供給されるｆＭＲＩトリガー信号Ｓ3 とが、それぞれ入力されるように設定されている（図６参照）。そして、このクロック・デバイダ２８は、ｆＭＲＩクロック（４ＭＨｚ）Ｓ2 を入力するクロックカウンタ２８１と、遅れ時間カウンタ２８２とを備える。前記ｆＭＲＩトリガー信号Ｓ3 の立ち上がりによってＲＳフリップフロップ２８３がリセットされる。そして、遅れ時間カウンタ２８２は、ＲＳフリップフロップ２８３の出力に基づいてセットするように構成されている。また、ＲＳフリップフロップ２８４はクロックカウンタ２８１の出力、手動リセット信号Ｓ1 、遅れ時間カウンタ２８２の出力信号に基づいて動作し、所要のサンプリングパルスＳp を出力するように構成されている。なお、図５において、参照符号ＯＲ１、ＯＲ２、ＯＲ３、ＯＲ４は、それぞれＯＲ回路を示す。
【００５８】
前記構成からなるクロック・デバイダ２８の動作機能につき、図６に示す動作信号のタイムチャートを参照して説明する。クロック・デバイダ２８に対し、手動リセット信号Ｓ1 が入力されて、ＲＳフリップフロップ２８３がセットされ、ＲＳフリップフロップ２８４がリセットされる。その後にｆＭＲＩ内部クロック（４ＭＨｚ）信号Ｓ2 〔図６の（ａ）参照〕が入力され、次にｆＭＲＩシーケンスの開始と同時に立ち上がるｆＭＲＩトリガー信号Ｓ3 が入力される〔図６の（ｂ）参照〕。そして、このｆＭＲＩトリガー信号Ｓ3 の立ち上がりによってＲＳフリップフロップ２８３がリセットされ、これに応じて遅れ時間カウンタ２８２がリセット解除され〔図６の（ｃ）参照〕、遅れ時間カウンタ２８２がｆＭＲＩクロックＳ2 のカウントを開始する。遅れ時間カウンタ２８２には、予め設定された遅れ時間Ｎが設定されている。この遅れ時間Ｎは、ｆＭＲＩトリガー信号Ｓ3 がｆＭＲＩシーケンスの開始と同時に立ち上がるのではなく、実際には、ｆＭＲＩトリガー信号Ｓ3 の立ち上がりのときから、上記遅れ時間ＮのときにｆＭＲＩシーケンスが開始されるため、ｆＭＲＩシーケンスの開始とサンプリングパルスＳp の立ち下がりタイミングを一致させるために設けられた時間である。遅れ時間カウンタ２８２のカウントが上記遅れ時間Ｎに達すると〔図６の（ｄ）参照〕、遅れ時間カウンタ２８２がそれぞれＴ−Ｔ端子の信号にパルスを発生させＣＣＲ端子の信号を立ち下げる〔図６の （ｅ）、（ｆ）参照〕。これにより、ＲＳフリップフロップ２８３がセットされると共にクロックカウンタ２８１がリセットされ〔図６の（ｉ）参照〕、更にＲＳフリップフロップ２８４がセットされてサンプリングパルスＳp が出力される〔図６の（ｊ）参照〕。実際には、ＲＳフリップフロップ２８４の出力が立ち下がる。
【００５９】
クロックカウンタ２８１は予め設定されたカウント数８０〔図６の（ｇ）参照〕をカウントしたときに「８０」端子にパルスを出力し、ＲＳフリップフロップ２８４をリセットし、ＲＳフリップフロップ２８４の出力が立ち上がり、サンプリングパルスＳp が出力される〔図６の（ｊ）参照〕。その後、クロックカウンタ２８１はｆＭＲＩクロックＳ2 のカウントを続け、予め設定されたカウント数４０００〔図６の（ｇ）参照〕のときに「４０００」端子にパルスを出力し、ＲＳフリップフロップ２８４をセットすると共に自らをリセットする動作を繰り返す。かくして、このサンプリングパルスＳp は、所謂のサンプリング周波数（例えば１０００Ｈｚ）で出力される〔図６の（ｉ）、（ｊ）参照〕。なお、前記クロック・デバイダ２８の動作に際しては、クロック・デバイダ２８と脳波測定装置３０との間に接続配置される切換スイッチ３９は、サンプリングパルス発生器３８との接続を遮断し、クロック・デバイダ２８と接続することにより、前記クロック・デバイダ２８から出力されるサンプリングパルスＳp に基づいて、ｆＭＲＩ装置１０と同期して脳波の連続的な測定が円滑に行われる。
【００６０】
なお、前述した実施例において、前記クロック・デバイダ２８では、ｆＭＲＩ内部クロックの周波数を４ＭＨｚに設定した場合、サンプリングパルスのサンプリング周波数を、１０００Ｈｚに設定することを例示したが、本発明のシステムにおいては、例えば５００Ｈｚ〜５０００Ｈｚの範囲において、本発明の基本原理で述べた基本事項（Ａ）〜（Ｅ）を満足する数値、例えば５００Ｈｚ、２０００Ｈｚ、２５００Ｈｚ、５０００Ｈｚ等に設定することができる。
【００６１】
また、前記クロック・デバイダ２８でのサンプリングパルスのサンプリング周波数の設定に際しては、脳波測定装置３０での設定サンプリング周波数（例えば１０００Ｈｚ）より高次の周波数設定（例えば２０ｋＨＺ）を行い、脳波測定装置３０において所要のサンプリング周波数設定器（図示せず）により、分周したサンプリング周波数（例えば１０００Ｈｚ）を得るように構成することも可能である。
【００６２】
３．臨床例とその効果
前記構成からなる本実施例の脳波とｆＭＲＩとの同時連続測定システムにより、ヒト被験者に対する臨床テストを行った。まず、ヒト被験者において、本発明によるｆＭＲＩシーケンスを使用して、画像アーチファクト測定を行ったところ、図７に示すように、ヒト被験者の測定においても、サンプリングのタイミングを適切に選べば、棘状の画像アーチファクト付近ではなく、基線の近傍のみをサンプル点とすることができることが確認された。すなわち、図７において、１ｍsec 毎に必ず基線付近に画像アーチファクトが戻ってくるため、１ｍsec 毎に脳波サンプリングを行うと、ほぼ基線付近の画像アーチファクトのあまりないサンプル点（○印）だけをサンプリングできることが確認できる。
【００６３】
次いで、本実施例の脳波とｆＭＲＩとの同時連続測定システムにより、脳波測定を行ったところ、図８に示すような脳波測定結果ＥＥＧ１が得られた。また、この脳波測定結果ＥＥＧ１を、従来の方法による脳波とｆＭＲＩとの同時連続測定結果ＥＥＧ２を、図８上において比較対照し得るように示した。この結果、本発明に係る脳波とｆＭＲＩとの同時連続測定システムによれば、従来の方法に比較して、約１／５から１／１０に画像アーチファクトの振幅が減衰することが確認された。
【００６４】
そして、残存する低振幅の画像アーチファクトに対しては、その画像アーチファクトを加算平均し、元の画像アーチファクト波形より減算するという方法により、図９に示すような、脳波波形を得ることができた。すなわち、図９は、残存する画像アーチファクトを処理した後の、最終的に得られた脳波であり、ノイズの少ない、精度の高い脳波波形を示している。また、図９から明らかなように、ｆＭＲＩの測定中においても、複数チヤンネルで脳波を適正に測定することができる。
【００６５】
一方、前述したように、脳波と同時測定を行う場合におけるｆＭＲＩ画像処理について、ヒト被験者に対する検証を行った。すなわち、この場合、簡単な視覚刺激課題をブロック・パラダイムにより呈示し、視覚刺激に対応する大脳局在の賦活を描出できるか否かについて、従来の典型的なｆＭＲＩシーケンスによる場合と比較して、臨床テストを行った。図１０は、従来の典型的なｆＭＲＩシーケンスによる検証結果 〔図１０の（ａ）参照〕と本発明システムによる検証結果〔図１０の（ｂ）参照〕とをそれぞれ示すものである。図１０の（ａ）、（ｂ）からも明らかな通り、両者共に殆ど同じ領域に賦活を示し、その分布も近似していることが確認される。従って、前記結果において、たとえ同一のヒト被験者であっても、連続したテストによる慣れの効果や覚醒度の影響により、賦活領域が異なる可能性がある中で、これほど一致した結果が得られたことは、本発明システムが通常に使用するｆＭＲＩシーケンスと同様に使用することが可能であることは明白である。
【００６６】
４．比較例
なお、本発明に係る脳波とｆＭＲＩとの同時連続測定システムと対比するために、従来の典型的なｆＭＲＩシーケンス波形と、この波形から予測される画像アーチファクト波形を、前述した図２の（ａ）、（ｂ）、（ｃ）と対応させて、図１１の（ａ）、（ｂ）、（ｃ）として示した。この場合、画像アーチファクトの振幅の高い部分をサンプリングしていることから、結果として得られた測定データに振幅の高い画像アーチファクトが混入することが確認される。
【００６７】
５．応用分野
前述した構成からなる本発明に係る脳波とｆＭＲＩとの同時連続測定システムによれば、得られた脳波データから、短時間脳波現象のＭＲＩ断層画面上へのマッピングを行うことができる。しかるに、脳波現象自身は、１次元の波形の集まりであるに過ぎない。この現象をＭＲＩ断層画面上へのマッピングで表現するためには、次のような手続きを必要とする。すなわち、ＳＰＭ９９による一般線形モデル解析（ＧＬＭ）による短時間現象の解析を行う。まず、脳波測定とｆＭＲＩ測定とを同時に開始する。この場合において、脳波上の関心事象は、任意の時刻に出現する。そして、処理済みの画像アーチファクトを除いた脳波を検討することによって、前記関心事象とそれが出現した時刻を知ることができる。
【００６８】
次に、これらの得られた情報から、ＢＯＬＤ信号の時間経過を示すモデル関数を作成する。さらに、一般線形モデル解析を用いて、このモデル関数とＢＯＬＤ信号の時間経過を、画像内の各ボクセル毎に統計的に探索する。このような過程を経て、この特定の脳波事象に関連する脳内部位を特定することができる。この結果、脳波上の短時間現象を、ｆＭＲＩにおけるＭＲＩ断層画面上へのマッピングに置き換えた形で検討することが可能となる。
【００６９】
従って、前述した本発明システムによる短時間脳波現象のＭＲＩ断層画面上へのマッピングを利用することにより、例えば次のような脳の活動状態を確認することが可能となる。
【００７０】
ａ．てんかんの発作焦点部位のマッピング
従来の方法では、空間分解能が乏しく、脳深部の病態を検討することができず、あるいは時間分解能の劣悪さから、てんかん性異常波に純粋に関連する異常を描き出すことはできなかった。本発明システムによれば、前述したＭＲＩ断層画面上へのマッピングにより、図１２の（ａ）に示すように、てんかん異常部位（矢印で示す白い部分）を描き出すことが可能となる。この結果は、従来の脳磁図による結果と非常によく一致していることが確認される。すなわち、図１２の（ｂ）は、脳磁図を示すものであって、脳の磁気現象に基づいて異常部位（矢印で示す白点部分）を描き出しているが、脳波とｆＭＲＩは血流動態に基づいて描き出している。このように、全く異なる独立した事象に基づいて描き出された異常部位が一致しているという事実は、本発明システムが高い信頼性を有することの証左である。従って、本発明システムは、脳外科によるてんかん治療手術前に、その焦点部位に関する極めて確度の高い情報が得られるという利点を有する。
【００７１】
ｂ．ターゲット刺激の反応に関する課題への応用
本発明システムにより、ターゲット刺激のみにボタン押し等の反応を返す課題（ｏｄｄ−ｂａｌｌ課題）について、それに伴う事象関連電位を測定した。図１３の（ａ）、（ｂ）、（ｃ）、（ｄ）は、それぞれ加算平均された事象関連電位（Ｐ300 波形）を示す特性線図である。この結果、ターゲット刺激が１５％呈示時〔図１３の（ａ）、（ｂ）参照〕の方が、３０％呈示時〔図１３の（ｃ）、（ｄ）参照〕よりも、明らかにＰ300 の振幅が高いことが確認される。これらの結果は、一般に認められているＰ300 波形の特性と一致していることが確認された。また、これらの結果は、脳波およびｆＭＲＩの測定における脳波データの品質がある程度高いものであることを証明している。
【００７２】
一方、前記課題において、前述した短時間脳波現象に対応するｆＭＲＩの賦活部位の検証を行った。図１４の（ａ）および（ｂ）は、それぞれターゲット刺激１５％呈示時と３０％呈示時のそれぞれＭＲＩ断層画像上へのマッピングによる説明図である。図１４の（ａ）、（ｂ）から、右側頭頂葉、右側前頭葉に賦活（矢印で示す白点部分）がそれぞれ確認される。ここで重要なことは、従来は脳波のみでこのような事象関連電位を議論していたが、本発明システムによれば、このような脳波現象を血流動態に基づくＭＲＩ断層画像上へのマッピングとして議論することができる。しかも、この場合、ターゲット刺激３０％呈示時〔図１４の（ｂ）参照〕よりも１５％呈示時〔図１４の（ａ）参照〕の方が、よりＢＯＬＤ信号に反映される賦活が大きいことが重要である。また、電気現象においても、ＢＯＬＤ信号においても、１５％呈示時〔図１４の（ａ）参照〕の方が、３０％呈示時〔図１４の（ｂ）参照〕に対して、神経組織の活発な活動が示唆されている。このように、電位の大きさがそのまま賦活の広がりと程度に相関を持っていることは示唆に富んでいる。
【００７３】
図１５に、本発明に係る脳波とｆＭＲＩとの同時連続測定を行うシステムの第２の実施例を示す概略システム構成図が示されている。この構成例においては、脳波測定装置３０Ａに、クロック・デバイダ２８が内蔵されている。この点を除いて、本実施例に係るシステムは、図４に示したシステムと同一の構成を有している。即ち、傾斜磁場変化を発生させ、磁気共鳴によって被検体のイメージング情報を得るｆＭＲＩ装置１０と、上記被検体の脳波を上記ｆＭＲＩ装置１０によるイメージング情報取得時に測定する脳波測定装置１０Ａとを具備する脳波とｆＭＲＩとの同時連続測定システムである。
【００７４】
このシステムにおけるクロック・デバイダ２８は、傾斜磁場変化に同期する原クロック（ｆＭＲＩクロック）とｆＭＲＩ装置１０による計測シーケンスの開始を示すトリガー信号とをｆＭＲＩ装置１０から取得し、原クロック（ｆＭＲＩクロック）とトリガー信号とに基づき、傾斜磁場変化に起因する画像アーチファクト波形が基線上に位置するときのそれぞれのタイミングを脳波測定装置１０Ａにおける脳波測定のサンプリングタイミングとするパルス（サンプリングパルスＳp ）を生成し、この生成したパルスを脳波測定装置１０ＡのＡ／Ｄ変換器３６へ与える。これにより、Ａ／Ｄ変換器３６において、上記サンプリングパルスＳp によるサンプリングがなされ、ディジタル化が行われる。
【００７５】
このシステムによっても図４に示したシステムと同様に、ｆＭＲＩ装置１０による撮像が行われているときにも画像アーチファクトに影響されない適切な脳波を得ることができる効果を奏する。そして、このシステムでは、脳波測定装置１０Ａがクロック・デバイダ２８を備えるので、脳波測定装置１０Ａによって上記の効果を得ることができる。
【００７６】
図１６に、本発明に係る脳波とｆＭＲＩとの同時連続測定を行うシステムの第２の実施例を示す概略システム構成図が示されている。この構成例においては、ｆＭＲＩ装置１００がクロック・デバイダ２８を内蔵している。この点を除いて、本実施例に係るシステムは、図４に示したシステムと同一の構成を有している。即ち、ｆＭＲＩ装置１００は、傾斜磁場変化を発生させ、磁気共鳴によって被検体のイメージング情報を得るものであり、脳波測定装置１０は、上記被検体の脳波を上記ｆＭＲＩ装置１００によるイメージング情報取得時に測定するものであり、本システムは、これらを具備する脳波とｆＭＲＩとの同時連続測定システムである。
【００７７】
このシステムにおけるクロック・デバイダ２８は、傾斜磁場変化に同期する原クロック（ｆＭＲＩクロック）とｆＭＲＩ装置１００による計測シーケンスの開始を示すトリガー信号とをｆＭＲＩ装置１００内部から取得し、原クロック（ｆＭＲＩクロック）とトリガー信号とに基づき、傾斜磁場変化に起因する画像アーチファクト波形が基線上に位置するときのそれぞれのタイミングを脳波測定装置１０における脳波測定のサンプリングタイミングとするパルス（サンプリングパルスＳp ）を生成し、この生成したパルスを脳波測定装置１０のＡ／Ｄ変換器３６へ与える。これにより、Ａ／Ｄ変換器３６において、上記サンプリングパルスＳp によるサンプリングがなされ、ディジタル化が行われる。
【００７８】
このシステムによっても図４に示したシステムと同様に、ｆＭＲＩ装置１００による撮像が行われているときにも画像アーチファクトに影響されない適切な脳波を得ることができる効果を奏する。そして、このシステムでは、ｆＭＲＩ装置１００がクロック・デバイダ２８を備えるので、ｆＭＲＩ装置１００によって上記の効果を得ることができる。
【００７９】
終わりに、本発明が含む不完全性について考察しておく。通常のディジタル信号のサンプリングにおいては、サンプリング定理を満たすことが要求される。つまり、サンプリング対象の信号に含まれる最高周波数が、サンプリング周波数の1/2 （Nyquist 周波数）以下でなければ、正しいサンプリングは行われず、エイリアシング(aliasing)が生じることになる。そこで、一般の信号測定ではそのサンプリング周波数に適合するようにアンチエイリアス・フィルタ(anti-aliasing filter)と呼ばれるローパス・フィルタを用いて、Ａ／Ｄ変換する前段でサンプリング定理を満たすように処理している。
【００８０】
さて、本発明の手法では、一例として１０００Hzのサンプリング周波数を用いて脳波のサンプリングを行うことを示している。このとき、本実施例のシステムでは、アンチエイリアス・フィルタのcut-off 周波数は３０００Hzにセットされる。したがって、本実施例に係る測定手法では、上記のサンプリング定理を満たすことはできない。
【００８１】
そこで、ｆＭＲＩ測定時と非測定時においてヒト脳波測定を行って、実際にNyquist 周波数以上の信号を評価した結果を図２１に示す。図２１（ａ）はｆＭＲＩ測非定時の脳波を示し、図２１（ｂ）はｆＭＲＩ測定時における脳波を示す。ｆＭＲＩ測定時の脳波データには画像アーチファクトが混在しているため、画像アーチファクトの加算平均の減算処理を行い、アーチファクトを低減させた。図２１を参照すると、ｆＭＲＩ測定時・非測定時ともに１０Hz前後の１０５（μＶ）2 の大きな脳波信号に対して、Nyquist 周波数（この場合５００Hz）以上の信号成分が０．６（μＶ）2 程度と非常に小さいことが分かる（それぞれの枠内の拡大図も参照のこと）。
【００８２】
図２１において、明らかに観察可能であるのは６００Hzの信号である。しかしながら、通常われわれが脳波信号として用いるのは１００Hz程度までの信号であって、それ以上の周波数を持つ信号は不必要である。ここで、最も大きな６００Hzの信号成分に対し、１０００Hzのサンプリング周波数によりサンプリングを行った場合には、本来の信号スペクトルとサンプリングによって生じたスペクトルの重なりは、１０００Hz−６００Hz＝４００Hzである。つまり、エイリアシングによって、恰も４００Hzの信号が存在するかのように見える。しかしながら、この４００Hzの信号は、われわれの関心周波数領域の外側であり、ローパス・フィルタにて除去することで問題を回避できる。
【００８３】
また、エイリアシングにより０−１００Hz内に生成される可能性のある信号は非常に小さく、その影響は無視できると考えられる。そこで、実際にエイリアシングの影響を観察するために、サンプリング周波数２００００Hzで脳波測定をおこなったデータに対して次の二通りの処理を行った。一つは、８０Hzのカットオフ周波数にてローパス・フィルタ処理を行い、次に１０００Hzにダウン・サンプルした。もう一方は、１０００Hzでダウン・サンプルした後に８０H ｚにてローパス・フィルタ処理を行った。この二者において、後者にはエイリアシングを生じ、前者にはエイリアシングが生じない。図２２に、上記処理結果の二者のデータを示した。二者のデータ間にほとんど差がないことがわかる。つまり、上記実施例の手法によってエイリアシングを生じる可能性があるが、実際には問題にならないことがわかる。
【００８４】
【発明の効果】
以上説明したように、本発明においては、ｆＭＲＩ装置の時計機能に基づいて、ｆＭＲＩ装置におけるｆＭＲＩデータを収集するための傾斜磁場変化における画像アーチファクトの波形が基線上位置するときに、脳波測定装置における脳波データを収集するサンプリングタイミングを与えるように、脳波サンプリングパルスを発生するように構成したので、脳波とｆＭＲＩとの同時連続測定に際し、画像アーチファクトのほぼ基線付近において脳波測定のサンプリングを行うことができ、画像アーチファクトによる影響の少ない脳波測定が可能であり、同時に脳波とｆＭＲＩ装置による画像とを適切に得ることができる。
【００８５】
また、本発明に係る脳波とｆＭＲＩとの同時連続測定システムにおいては、脳波サンプリングパルスによって脳波データを収集するサンプリングタイミングにおいて画像アーチファクトの波形が基線上に戻るように、ｆＭＲＩ装置におけるｆＭＲＩ測定データを収集するための傾斜磁場変化を規定するｆＭＲＩシーケンスを設定したので、脳波とｆＭＲＩとの同時連続測定に際し、画像アーチファクト波形がほぼ基線付近にあるときにおいて脳波測定のサンプリングを行うことができ、画像アーチファクトによる影響の少ない脳波測定が可能であり、同時に脳波とｆＭＲＩ装置による画像とを適切に得ることができる。
【００８６】
さらに、本発明に係る脳波とｆＭＲＩとの同時連続測定システムにおいては、脳波測定装置とｆＭＲＩ装置とにおいて、それぞれ同時連続測定された脳波データとｆＭＲＩデータとを、それぞれ記録すると共に、これらのデータに基づいて脳波現象解析を行い、ＭＲＩ断層画像上へのマッピングの処理および表示を行うよう構成することによって、脳波上の短時間現象を、ｆＭＲＩのＭＲＩ断層画像上へのマッピングに置き換えて、簡便かつ容易に検討することができる。
【００８７】
また、本発明に係るクロック・デバイダは、傾斜磁場変化に同期する原クロックとｆＭＲＩ装置による計測シーケンスの開始を示すトリガー信号とをｆＭＲＩ装置から取得し、これら原クロックとトリガー信号とに基づき、前記傾斜磁場変化に起因する画像アーチファクト波形が基線上に位置するときのそれぞれのタイミングを脳波測定装置における脳波測定のサンプリングタイミングとするパルスを生成し、この生成したパルスを脳波測定装置へ与えるので、脳波とｆＭＲＩとの同時連続測定に際し、画像アーチファクトのほぼ基線付近において脳波測定のサンプリングを行うことができ、画像アーチファクトによる影響の少ない脳波測定が可能であり、同時に脳波とｆＭＲＩ装置による画像とを適切に得ることができる。
【００８８】
更に、本発明に係る脳波測定装置は、上記クロック・デバイダを内蔵するので、脳波とｆＭＲＩとの同時連続測定に際し、画像アーチファクトのほぼ基線付近において脳波測定のサンプリングを行うことができ、画像アーチファクトによる影響の少ない脳波測定が可能であり、同時に脳波とｆＭＲＩ装置による画像とを適切に得ることができる。
【００８９】
また、本発明に係るｆＭＲＩ装置は、上記クロック・デバイダを内蔵するので、脳波とｆＭＲＩとの同時連続測定に際し、画像アーチファクトのほぼ基線付近において脳波測定のサンプリングを行うことができ、画像アーチファクトによる影響の少ない脳波測定が可能であり、同時に脳波とｆＭＲＩ装置による画像とを適切に得ることができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】ステッピング・ストーン・シーケンスの概略図である。
【図２】図１におけるfMRIシーケンスの傾斜磁場変化における画像アーチファクトの波形とサンプリング点との関係を示すものである。図２(a) はfMRIシーケンスの傾斜磁場変化の概略を示す波形図である。図２（ｂ）は図２（a ）の傾斜磁場波形を微分した画像アーチファクトの波形図、図２(c) は画像アーチファクトの波形のサンプル点をそれぞれ示す説明図である。
【図３】ステッピング・ストーン・シーケンスを示す図であり、３Ａは同シーケンスにおけるRF( 電磁波) と３軸の電磁石の変化に対応する傾斜磁場パルスを示す図であり、３Ｂは３Ａに示した傾斜磁場パルスの微分波形とサンプリング点の位置関係を示図であり、３Ｃは３Ａの前部分の拡大図であり、３Ｄは３Ａにおける読出し傾斜磁場の拡大図を示している。
【図４】本発明に係る脳波とｆＭＲＩとの同時連続測定システムの第１の実施例を示す概略システム構成図である。
【図５】図４に示すクロック・デバイダの概略ブロック回路図である。
【図６】（ａ）〜（ｊ）は、図４および図５におけるクロック・デバイダの動作機能を示す動作信号のタイムチャート図である。
【図７】本発明に係る脳波とｆＭＲＩとの同時連続測定システムの臨床例における画像アーチファクトに対するサンプリング状態を示す波形図である。
【図８】本発明に係る脳波とｆＭＲＩとの同時連続測定システムによる脳波測定の結果と従来の方法による脳波測定の結果とを比較表示した波形図である。
【図９】本発明に係る脳波とｆＭＲＩとの同時連続測定システムによる画像アーチファクトを処理した後の脳波測定結果を示す波形図である。
【図１０】（ａ）は、本発明に係る脳波とｆＭＲＩとの同時連続測定システムによるｆＭＲＩ画像処理の検証結果を示すものであって、従来の典型的なｆＭＲＩシーケンスによるｆＭＲＩ画像の説明図である。（ｂ）は、同じく本発明システムによるｆＭＲＩ画像の説明図である。
【図１１】（ａ）は、従来のｆＭＲＩシーケンスの傾斜磁場変化における画像アーチファクトの波形とサンプル点との関係を示すものであって、ｆＭＲＩシーケンスの傾斜磁場変化を示す波形図である。（ｂ）は、同じく傾斜磁場変化の波形を微分した画像アーチファクトの波形図、（ｃ）は画像アーチファクトの波形のサンプル点をそれぞれ示す説明図である。
【図１２】（ａ）は、本発明システムによりてんかん異常部位を描き出したＭＲＩ断層画像上へのマッピングを示す図である。（ｂ）は従来の脳磁図によるてんかん異常部位を描き出した説明図である。
【図１３】（ａ）は、ターゲット刺激のそれぞれ呈示時における加算平均された事象関連電位を示すものであって、はターゲット刺激１５％呈示時のＣz 電極の電位特性線図である。（ｂ）は、同じくターゲット刺激１５％呈示時のＰz 電極の電位特性線図である。（ｃ）は、同じくターゲット刺激３０％呈示時のＣz 電極の電位特性線図、（ｄ）は、同じくターゲット刺激３０％呈示時のＰz 電極の電位特性線図である。
【図１４】（ａ）は、ターゲット刺激のそれぞれ呈示時におけるＭＲＩ断層画像上へのマッピングを示すものであって、ターゲット刺激１５％呈示時のＭＲＩ断層画像上へのマッピングを示す図である。（ｂ）は、同じくターゲット刺激３０％呈示時のＭＲＩ断層画像上へのマッピングを示す図である。
【図１５】本発明に係る脳波とｆＭＲＩとの同時連続測定システムの第２の実施例を示す概略システム構成図である。
【図１６】本発明に係る脳波とｆＭＲＩとの同時連続測定システムの第３の実施例を示す概略システム構成図である。
【図１７】従来の方法によるｆＭＲＩ撮像時における脳波上の画像アーチファクトの波形図である。
【図１８】従来の方法によるｆＭＲＩと脳波との交互測定を示す説明図である。
【図１９】従来のｆＭＲＩと脳波との交互測定による画像アーチファクトの波形と脳波測定波形とをそれぞれ示す波形図である。
【図２０】従来の方法によるｆＭＲＩシーケンスの画像アーチファクトの波形を示す波形図である。
【図２１】ｆＭＲＩ測定時と非測定時におけるヒト脳波測定によるNyquist 周波数以上の信号を評価した結果を示す図である。
【図２２】サンプリング周波数２００００Hzで脳波測定をおこなったデータに対して二通りの処理を行った結果を示す波形図である。
【符号の説明】
１０ ｆＭＲＩ装置 １０Ａ 制御部
１０Ｂ 電磁波照射室 １１ フィルタ・プレート
１２ 傾斜磁場波形発生器 １３ 電磁波波形発生器
１４ ｆＭＲＩデータ収集部 １５ ＣＰＵ
１６ マグネット・コイル部 １７ 傾斜磁場電力増幅器
１８ 電磁波照射部 １９ 電磁波電力増幅器
２０ システム制御部 ２２ デジタル・シンセサイザ
２４ 送信信号発生部 ２６ 受信部
２８ クロック・デバイダ ３０ 脳波測定装置
３１ 脳波計電極 ３２ 電磁波フィルタ
３３ 前置増幅器 ３４ 脳波データ同期処理部
３５ 増幅器 ３６ Ａ／Ｄ変換器
３７ 脳波データ収集部 ３８ サンプリングパルス発生器
３９ 切換スイッチ ４０ 脳波現象解析・表示装置
４２ データ記録・解析処理部 ４４ 表示部
３０Ａ 脳波測定装置 １００ ｆＭＲＩ装置
２８１ クロックカウンタ ２８２ 遅れ時間カウンタ
２８３ ＲＳフリップフロップ ２８４ ＲＳフリップフロップ
ＯＲ１〜ＯＲ４ ＯＲ回路 Ｓ1 手動リセット信号
Ｓ2 ｆＭＲＩ内部クロック信号 Ｓ3 ｆＭＲＩトリガー信号
Ｓp サンプリングパルス ＥＥＧ１ 脳波測定結果
【特許請求の範囲】
【請求項１】
脳波を測定する脳波測定装置と、磁気共鳴イメージングによって脳機能計測を行うｆＭＲＩ装置とを備え、
ｆＭＲＩ装置の時計機能に基づいて、
ｆＭＲＩ装置におけるｆＭＲＩデータを収集するための傾斜磁場変化における画像アーチファクトの波形が基線上に位置するときに、
脳波測定装置における脳波データを収集するサンプリングタイミングを与えるように、脳波サンプリングパルスを発生するように構成したことを特徴とする脳波とｆＭＲＩとの同時連続測定システム。
【請求項２】
前記脳波サンプリングパルスによって脳波データを収集するサンプリングタイミングにおいて前記画像アーチファクトの波形が基線上に戻るように、前記ｆＭＲＩ装置におけるｆＭＲＩ測定データを収集するための傾斜磁場変化を規定する前記ｆＭＲＩシーケンスを設定したことを特徴とする請求項１記載の脳波とｆＭＲＩとの同時連続測定システム。
【請求項３】
脳波を測定する脳波測定装置と、磁気共鳴イメージングによって脳機能計測を行うｆＭＲＩ装置とを備え、
ｆＭＲＩ装置におけるｆＭＲＩデータを収集するための傾斜磁場変化を発生するタイミングの設定を行うためのクロック信号を発生するデジタル・シンセサイザを設け、
このデジタル・シンセサイザのクロック信号に基づいて脳波測定装置における脳波データを収集する脳波サンプリングパルスを発生するクロック・デバイダを設け、
前記クロック・デバイダにより、ｆＭＲＩデータを収集するための傾斜磁場変化における画像アーチファクトの波形が基線上に位置するときに、脳波データを収集するサンプリングタイミングを与えるように、所定サンプリング周波数からなる脳波サンプリングパルスを発生するように構成した、ことを特徴とする脳波とｆＭＲＩとの同時連続測定システム。
【請求項４】
前記脳波サンプリングパルスを発生するクロック・デバイダにおいて、脳波サンプリングパルスの発生を開始するためｆＭＲＩシーケンスの開始を示すｆＭＲＩトリガー信号を入力するように設定して、前記ｆＭＲＩ装置におけるｆＭＲＩデータを収集するための傾斜磁場変化を行うｆＭＲＩシーケンスの開始と、前記脳波サンプリングを開始するタイミングとを同期させるように構成したことを特徴とする請求項３記載の脳波とｆＭＲＩとの同時連続測定システム。
【請求項５】
前記脳波測定装置と前記ｆＭＲＩ装置とにおいて、それぞれ同時連続測定された脳波データとｆＭＲＩデータとを、それぞれ記録すると共に、これらのデータに基づいて脳波現象解析を行い、ＭＲＩ断層画像上へのマッピング処理および表示を行うように構成したこと、を特徴とする請求項１ないし４のいずれか１項に記載の脳波とｆＭＲＩとの同時連続測定システム。
【請求項６】
傾斜磁場変化を発生させ、磁気共鳴によって被検体のイメージング情報を得るｆＭＲＩ装置と、上記被検体の脳波を上記ｆＭＲＩ装置によるイメージング情報取得時に測定する脳波測定装置とを具備する脳波とｆＭＲＩとの同時連続測定システムに適用されるクロック・デバイダであって、
前記傾斜磁場変化に同期する原クロックと前記ｆＭＲＩ装置による計測シーケンスの開始を示すトリガー信号とを前記ｆＭＲＩ装置から取得し、
これら原クロックとトリガー信号とに基づき、前記傾斜磁場変化に起因する画像アーチファクト波形が基線上に位置するときのそれぞれのタイミングを前記脳波測定装置における脳波測定のサンプリングタイミングとするパルスを生成し、
この生成したパルスを前記脳波測定装置へ与えることを特徴とするクロック・デバイダ。
【請求項７】
傾斜磁場変化を発生させ、磁気共鳴によって被検体のイメージング情報を得るｆＭＲＩ装置と、上記被検体の脳波を上記ｆＭＲＩ装置によるイメージング情報取得時に測定する脳波測定装置とを具備する脳波とｆＭＲＩとの同時連続測定システムに適用されるクロック・デバイダを内蔵した脳波測定装置であって、
前記クロック・デバイダは、
前記傾斜磁場変化に同期する原クロックと前記ｆＭＲＩ装置による計測シーケンスの開始を示すトリガー信号とを前記前記ｆＭＲＩ装置から取得し、
これら原クロックとトリガー信号とに基づき、前記傾斜磁場変化に起因する画像アーチファクト波形が基線上に位置するときのそれぞれのタイミングを前記脳波測定装置における脳波測定のサンプリングタイミングとするパルスを生成し、
このパルスを前記脳波測定に供することを特徴とする脳波測定装置。
【請求項８】
傾斜磁場変化を発生させ、磁気共鳴によって被検体のイメージング情報を得るｆＭＲＩ装置と、上記被検体の脳波を上記ｆＭＲＩ装置によるイメージング情報取得時に測定する脳波測定装置とを具備する脳波とｆＭＲＩとの同時連続測定システムに適用されるクロック・デバイダを内蔵したｆＭＲＩ装置であって、
前記クロック・デバイダは、
前記傾斜磁場変化に同期する原クロックと前記ｆＭＲＩ装置による計測シーケンスの開始を示すトリガー信号とを前記前記ｆＭＲＩ装置から取得し、
これら原クロックとトリガー信号とに基づき、前記傾斜磁場変化に起因する画像アーチファクト波形が基線上に位置するときのそれぞれのタイミングを前記脳波測定装置における脳波測定のサンプリングタイミングとするパルスを生成し、
このパルスを前記脳波測定装置へ与えることを特徴とするｆＭＲＩ装置。
【請求項９】
前記ｆＭＲＩ装置の計測シーケンスにおける傾斜磁場変化波形のピーク部分を平坦に形成し、
前記平坦部分が前記脳波測定のサンプリングタイミングとなるように、計測シーケンスを設定したことを特徴とする請求項８に記載のｆＭＲＩ装置。
【請求項１】
脳波を測定する脳波測定装置と、磁気共鳴イメージングによって脳機能計測を行うｆＭＲＩ装置とを備え、
ｆＭＲＩ装置の時計機能に基づいて、
ｆＭＲＩ装置におけるｆＭＲＩデータを収集するための傾斜磁場変化における画像アーチファクトの波形が基線上に位置するときに、
脳波測定装置における脳波データを収集するサンプリングタイミングを与えるように、脳波サンプリングパルスを発生するように構成したことを特徴とする脳波とｆＭＲＩとの同時連続測定システム。
【請求項２】
前記脳波サンプリングパルスによって脳波データを収集するサンプリングタイミングにおいて前記画像アーチファクトの波形が基線上に戻るように、前記ｆＭＲＩ装置におけるｆＭＲＩ測定データを収集するための傾斜磁場変化を規定する前記ｆＭＲＩシーケンスを設定したことを特徴とする請求項１記載の脳波とｆＭＲＩとの同時連続測定システム。
【請求項３】
脳波を測定する脳波測定装置と、磁気共鳴イメージングによって脳機能計測を行うｆＭＲＩ装置とを備え、
ｆＭＲＩ装置におけるｆＭＲＩデータを収集するための傾斜磁場変化を発生するタイミングの設定を行うためのクロック信号を発生するデジタル・シンセサイザを設け、
このデジタル・シンセサイザのクロック信号に基づいて脳波測定装置における脳波データを収集する脳波サンプリングパルスを発生するクロック・デバイダを設け、
前記クロック・デバイダにより、ｆＭＲＩデータを収集するための傾斜磁場変化における画像アーチファクトの波形が基線上に位置するときに、脳波データを収集するサンプリングタイミングを与えるように、所定サンプリング周波数からなる脳波サンプリングパルスを発生するように構成した、ことを特徴とする脳波とｆＭＲＩとの同時連続測定システム。
【請求項４】
前記脳波サンプリングパルスを発生するクロック・デバイダにおいて、脳波サンプリングパルスの発生を開始するためｆＭＲＩシーケンスの開始を示すｆＭＲＩトリガー信号を入力するように設定して、前記ｆＭＲＩ装置におけるｆＭＲＩデータを収集するための傾斜磁場変化を行うｆＭＲＩシーケンスの開始と、前記脳波サンプリングを開始するタイミングとを同期させるように構成したことを特徴とする請求項３記載の脳波とｆＭＲＩとの同時連続測定システム。
【請求項５】
前記脳波測定装置と前記ｆＭＲＩ装置とにおいて、それぞれ同時連続測定された脳波データとｆＭＲＩデータとを、それぞれ記録すると共に、これらのデータに基づいて脳波現象解析を行い、ＭＲＩ断層画像上へのマッピング処理および表示を行うように構成したこと、を特徴とする請求項１ないし４のいずれか１項に記載の脳波とｆＭＲＩとの同時連続測定システム。
【請求項６】
傾斜磁場変化を発生させ、磁気共鳴によって被検体のイメージング情報を得るｆＭＲＩ装置と、上記被検体の脳波を上記ｆＭＲＩ装置によるイメージング情報取得時に測定する脳波測定装置とを具備する脳波とｆＭＲＩとの同時連続測定システムに適用されるクロック・デバイダであって、
前記傾斜磁場変化に同期する原クロックと前記ｆＭＲＩ装置による計測シーケンスの開始を示すトリガー信号とを前記ｆＭＲＩ装置から取得し、
これら原クロックとトリガー信号とに基づき、前記傾斜磁場変化に起因する画像アーチファクト波形が基線上に位置するときのそれぞれのタイミングを前記脳波測定装置における脳波測定のサンプリングタイミングとするパルスを生成し、
この生成したパルスを前記脳波測定装置へ与えることを特徴とするクロック・デバイダ。
【請求項７】
傾斜磁場変化を発生させ、磁気共鳴によって被検体のイメージング情報を得るｆＭＲＩ装置と、上記被検体の脳波を上記ｆＭＲＩ装置によるイメージング情報取得時に測定する脳波測定装置とを具備する脳波とｆＭＲＩとの同時連続測定システムに適用されるクロック・デバイダを内蔵した脳波測定装置であって、
前記クロック・デバイダは、
前記傾斜磁場変化に同期する原クロックと前記ｆＭＲＩ装置による計測シーケンスの開始を示すトリガー信号とを前記前記ｆＭＲＩ装置から取得し、
これら原クロックとトリガー信号とに基づき、前記傾斜磁場変化に起因する画像アーチファクト波形が基線上に位置するときのそれぞれのタイミングを前記脳波測定装置における脳波測定のサンプリングタイミングとするパルスを生成し、
このパルスを前記脳波測定に供することを特徴とする脳波測定装置。
【請求項８】
傾斜磁場変化を発生させ、磁気共鳴によって被検体のイメージング情報を得るｆＭＲＩ装置と、上記被検体の脳波を上記ｆＭＲＩ装置によるイメージング情報取得時に測定する脳波測定装置とを具備する脳波とｆＭＲＩとの同時連続測定システムに適用されるクロック・デバイダを内蔵したｆＭＲＩ装置であって、
前記クロック・デバイダは、
前記傾斜磁場変化に同期する原クロックと前記ｆＭＲＩ装置による計測シーケンスの開始を示すトリガー信号とを前記前記ｆＭＲＩ装置から取得し、
これら原クロックとトリガー信号とに基づき、前記傾斜磁場変化に起因する画像アーチファクト波形が基線上に位置するときのそれぞれのタイミングを前記脳波測定装置における脳波測定のサンプリングタイミングとするパルスを生成し、
このパルスを前記脳波測定装置へ与えることを特徴とするｆＭＲＩ装置。
【請求項９】
前記ｆＭＲＩ装置の計測シーケンスにおける傾斜磁場変化波形のピーク部分を平坦に形成し、
前記平坦部分が前記脳波測定のサンプリングタイミングとなるように、計測シーケンスを設定したことを特徴とする請求項８に記載のｆＭＲＩ装置。
【図１】
【図２】
【図３】
【図４】
【図５】
【図６】
【図７】
【図８】
【図９】
【図１０】
【図１１】
【図１２】
【図１３】
【図１４】
【図１５】
【図１６】
【図１７】
【図１８】
【図１９】
【図２０】
【図２１】
【図２２】
【図２】
【図３】
【図４】
【図５】
【図６】
【図７】
【図８】
【図９】
【図１０】
【図１１】
【図１２】
【図１３】
【図１４】
【図１５】
【図１６】
【図１７】
【図１８】
【図１９】
【図２０】
【図２１】
【図２２】
【公開番号】特開２００６−１６６９２９（Ｐ２００６−１６６９２９Ａ）
【公開日】平成１８年６月２９日（２００６．６．２９）
【国際特許分類】
【出願番号】特願２００３−１８１０２（Ｐ２００３−１８１０２）
【出願日】平成１５年１月２７日（２００３．１．２７）
【出願人】（５０２１９３１１８）
【出願人】（５０２１９３１２９）株式会社フィジオテック (1)
【Ｆターム（参考）】
【公開日】平成１８年６月２９日（２００６．６．２９）
【国際特許分類】
【出願日】平成１５年１月２７日（２００３．１．２７）
【出願人】（５０２１９３１１８）
【出願人】（５０２１９３１２９）株式会社フィジオテック (1)
【Ｆターム（参考）】
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