脳磁図モノグラフ	 	 	
 飛松省三 1,	
 3)、重藤寛史 2),	 3)、萩原綱一 1),	 3)、緒方勝也 1,	 3)	
 廣永成人 3)	
 	
 九州大学大学院医学研究院	
 脳研臨床神経生理 1)、神経内科 2)、ブレインセンター3)	
 
	
 
	
 
	
 
Version	 1.0	
 	
 2011 年 4 月 1 日	
 
	
 

1	
 

I	
 はじめに	 	  Ⅰ-1	
 脳磁図の定義	 (definition	
 of	
 magnetoencephalography	
 (MEG))	
 	
  Ⅰ-2	
 臨床応用におけるMEGの長所と短所	
 (advantage	
 &	 disadvantage)	
 Ⅱ	
 MEG に必要な生理学的知識	 	  Ⅱ-1	
 容積導体(volume	 conductor)	
 	  Ⅱ-2	
 電流双極子(current	 dipole)	 	  Ⅱ-3	 脳波(electroencephalography,	
 EEG)	 	  Ⅱ-4	 大脳誘発電位	 (cerebral	
 evoked	 potentials)	
 Ⅲ	
 MEG のハードウエアとソフトウエア	 	  Ⅲ-1	
 測定機器のシステム構成（system	 configuration）	
 	
  Ⅲ-2	
 アナログ/デジタル(A/D)変換	
 (A/D	 conversion)	
 	
  Ⅲ-3	
 刺激開始点(trigger	 point)	
 
	
 	
 Ⅲ-4	
 加算平均法	 (averaging)	
 	
  Ⅲ-5	
 信号とノイズ(signal	
 to	
 noise	 ratio,	 S/N)	 	  Ⅲ-6	
 周波数帯域	 (bandpass	 filtering)	
 	
  Ⅲ-7	 アーチファクト及び外部ノイズ	
 (artifacts)	
 Ⅳ	
 検査項目と適応	 	 	  Ⅳ-1	
 自発脳磁場	 (spontaneous	 magnetic	
 fields)	
 	
  Ⅳ-2	
 体性感覚誘発脳磁場	
 (somatosensory	
 evoked	 magnetic	
 fields,	
 SEF)	 	  Ⅳ-3	 聴覚誘発脳磁場(auditory	
 evoked	 magnetic	
 fields,	
 AEF)	 	  Ⅳ-4	
 視覚誘発脳磁場	
 (visual	
 evoked	 magnetic	
 fields,	
 VEF)	 	  Ⅳ-5	
 運動誘発脳磁場	 (movement-related	
 evoked	 magnetic	
 fields,	
 MEF)	 	  Ⅳ-6	
 言語関連脳磁場	 (language-related	
 evoked	 magnetic	
 fields,	
 LEF)	
 Ⅴ	
 記録前の注意事項	
 	  Ⅴ-1	 準備	 (preparation)	
 	
  Ⅴ-2	 検査室	 (examination	
 room)	
 	
  Ⅴ-3	
 測定装置	 (measurement	
 device)	
 	
  Ⅴ-4	
 解剖画像の撮影	
 (anatomical	
 image)	
 Ⅵ	
 記録の実際	 	  Ⅵ-1	
 自発脳磁場活動	 (spontaneous	 	 magnetic	
 activities)	
 	
  Ⅵ-2	
 誘発脳磁場記録の一般事項	
 (general	
 issues	 for	
 recordings)	
 	
  Ⅵ-3	
 体性感覚誘発脳磁場(SEF)	
 	
  Ⅵ-4	 聴覚誘発脳磁場(AEF)	
 	
  Ⅵ-5	
 視覚誘発脳磁場(VEF)	
 	
  Ⅵ-6	
 運動関連脳磁場(MRF)	
 	
  Ⅵ-7	
 言語関連脳磁場(LEF)	
 Ⅶ	
 小児検査の特徴	
 
Ⅷ	
 解析法	
 
	
  Ⅷ-1	
 解析の対象	 (subjects)	
 
	
 	
 Ⅷ-2	
 視察的分析	 (visual	 inspection)	
 
2	
 

	
  Ⅷ-3	
 二次処理	
 	 (off-line	 processing)	
 	 	
  Ⅷ-4	 フィルタの適用	
 (filtering)	
 	
  Ⅷ-5	
 加算平均	 (averaging)	
 	 	
  Ⅷ-6	
 周波数解析	 (frequency	
 domain	
 analysis)	
 Ⅸ	
 電流源解析	 	  Ⅸ-1	
 直流成分	 (DC	
 component)	
 	
  Ⅸ-2	
 等磁場図	 (isofield	
 contour	 map)	 	  Ⅸ-3	
 等価電流双極子	
 (equivalent	
 current	
 dipole,	 ECD)	 	  Ⅸ-4	
 複数双極子推定	
 (multi-dipole	 analysis)	
 	
  Ⅸ-5	
 解剖学的情報の付加	
 (MRI	 overlay)	
 X	
 てんかんの解析	 	 	  Ⅹ-1	
 てんかん棘波	
 (epileptic	
 spikes)	
 	
  Ⅹ-2	
 クラスター解析	
 (cluster	 analysis)	
 XI	
 脳磁図で何がわかるか	
 	
 
	
  XI	
 -1	
 自発脳磁場	 (spontaneous	 magnetic	
 activities)	
 
	
  XI	
 -2	
 誘発脳磁場	 (evoked	
 magnetic	
 activities)	
 XⅡ	
 自発脳磁場及び誘発脳磁場の判読	 XⅢ	 記録の整理保存	 	  XⅢ-1	
 波形についての記載	
 (description)	
 	
  XⅢ-2	
 信号源推定	 (source	
 analysis)	
 	
  XⅢ-3	
 診断や治療に関する助言の記載	 (interpretation)	
 	
 	
 XⅢ-4	
 測定データと報告書の保存	
 (data	 archive)	
 XⅣ	  おわりに	
 
文献	
 

3	
 

	
 
MEGを臨床で使用する場合のフローチャート	 	 １．刺激装置、周辺機器の動作確認(トリガー、アーチファクトなど)(Ⅳ)	
 
	
 	
 	
 	
 	
 	
 
２．検査プロトコルの作成(倫理委員会の承認必要)、MRIの撮影	
 (Ⅳ)	
 
	
 
３．実計測	 (Ⅴ)	 
	 ４．現波形の視察的分析（不良チャンネル、不良試行の確認）(Ⅶ)	
 	
 ５．外部ノイズ遮断フィルタ（エレクタ社	
 MAxFilter）(Ⅲ-7,	
 Ⅶ)	
 
	
 
６．周波数帯域フィルタ、加算平均	
 (Ⅶ)	
 
	
 
７．波形解析	
 (Ⅶ,	
 Ⅹ,	
 XⅠ)	
 
	
 
８．頭部位置合わせ、信号源推定	
 (Ⅸ)	
 
	
 
９．検査報告書作成、データアーカイブ	
 (XⅢ)	 4	 I	
 はじめに	
 人体に発生する脳磁界は、地磁気の 1 億分の 1 以下と微弱であり、測定は困難でした。1960 年
代後半に高感度磁束検出コイルや磁気シールドルームの開発が行われました。1970 年代に入り、超伝導量子干渉素子(superconducting	 quantum	 interference	
 device,	
 SQUID)の開発とともに視覚、聴覚、体性感覚の誘発脳磁界、てんかん棘波の磁界測定を行うことが可能となりました。1980 年
代後半に多チャンネル型の磁場計測装置(脳磁計)が開発されてから、臨床応用が可能となり、1990
年代には全頭型の脳磁計が標準となりました。	
 	
  このように脳磁図(magnetoencephalography、MEG)は、1990年代に入り、研究の段階から臨床応用への道が開けました。しかし、初心者がMEGの原理を理解し、脳磁計を使いこなして、臨床応用
するには相当の時間が必要です。このモノグラフは、そのような時間を節約し、初心者のMEGに対する理解を少しでも助けるために作成しました。MEGに関する解説書は少なからずありますが、実践を心がけた内容にしています。詳しくは、日本臨床神経生理学会・脳磁図ガイドライン作成委員
会の臨床脳磁図検査解析指針1)を参照してください。また、著者らの総説2,	
 3)も参考にしてください。
なお、MEGのカウンターパートである脳波4-7)、誘発電位8-12)の基礎知識もMEGを理解する上で、重要です。図の大半は、著者らのオリジナルですが、紙幅の都合で出典は明記しておりません。	
 Ⅰ-1	
 MEGの定義	 	 	  MEGは、脳内の電気活動に伴って発生する磁場活動を記録しています。つまり、脳波と本質的に同一現象を異なった方法で測定するものです。大脳皮質錐体細胞の尖頂樹状突起のある部分が興奮して脱分極が生じると、細胞外及び細胞内に電流が流れます。この細胞外電流を記録したものが脳波であり、細胞内電流を取り巻くように生じる磁場を記録したものがMEGです(図1)。MEGは脳波と同様に脳から出る反応を記録するわけであり、脳に直接刺激あるいは負荷をかける必要が無いため、極めて安全な検査法です。	
 図 1	
  電流と磁界の関係(模式図)	
 	
  細胞内電流を「ねじ」に見立てるとねじをまわす方向（右回り）に磁界が生じます。したがって、脳磁計はセンサ(頭皮)に対して平行な電流源を検出します。容積導体の影響を受けにくく、基準点を必要としません。一方、脳波は 2 つの記録電極間の電位の差を計測します。また、頭蓋骨や脳脊髄液などの影響を強く受けます。
白矢印：細胞内電流	
  点線：帰還電流	
  黒矢
印：磁束

	
 
	
 
	
 
	
 
Ⅰ-2	
 臨床応用におけるMEGの長所と短所	
 (advantage	
 &	 disadvantage)	
 	
  脳波やMEGは、ポジトロンCT(PET)、機能的MRI(fMRI)などの脳機能イメージングに比べミリ秒(ms)単位の高い時間分解能(時間の精度)を有します。また、脳波と比べた場合のMEGの最も大きな長所
は、高空間分解能(位置の精度)であることです。電流発生源とセンサとの聞には脳、脳脊髄液、頭蓋骨、皮膚という伝導率が大きく異なる4つの層があります(図1)。従って、脳で発生した電場はそ5	
 れらによって大きな影響を受けます。頭皮上に置いた脳波電極から脳の活動部位を正確に推測する
ことは、生体の伝導率を正確に計測することは不可能であり、どのようなアルゴリズムを用いても厳密性に欠きます(おおよそ1	
 cmの精度)。しかしMEGの場合、生体内ではほぼ同じ透磁率を有する
ために磁場のひずみが発生せず､記録条件が良好ならばmm単位の精度で活動部位を推測することができます。これがMEGの最大の長所です。また、脳波は基準点を必要としますが、脳磁界は1点で正しい値が計測できること、PETおよびfMRIと比べた場合、全く非侵襲的検査法であること、局所脳血流の変化ではなく神経細胞の電気的活動による磁場そのものを記録すること、さらに脳波と同様にミリ秒単位の高い時間分解能(時間の精度)を有するなどの利点があります。	
 	
  短所は、頭表面に対して接線方向の電流源は検出できますが、法線方向のそれは計測不可能なことです(図 1)。また、脳深部の磁界は距離の 2 乗に反比例して減衰するため、脳深部構造の電流源の推定は一般に困難です。さらに、高次脳機能を反映すると考えられる長潜時成分(言語関連脳磁場、随伴陰性変動など)の記録では、低周波環境磁場雑音の遮断が十分でないと、基線が変動しやすく記録しにくい場合があります。さらに MEG の大きさが地磁気に比べて 1 億分の 1 程度と非常に微弱で磁気遮断室を必要とすること、超伝導を利用して計測するため、週単位のヘリウムの充てんを必要とし、また定期的なシステムメンテナンスも要望されることより維持費が高いことです。	
 	 Ⅱ	 MEG に必要な生理学的知識	
 Ⅱ-1	
 容積導体(volume	 conductor)	
 	  脳波、誘発電位を記録するためには、体表面に電極を置いて、生体内部に発生する電気現象を記録することから始まります。脳波、誘発電位はその発生源に直接電極を刺して記録されるのではな
く、発生源を取り囲む伝導性生体組織(脳、脊髄液、筋肉、頭皮、皮膚など)の外から間接的な反応として記録されます。電極と発生源の間にある生体組織は生体電気現象の媒体となるので、電気生理学的に容積導体とよばれます。頭蓋骨は伝導性が非常に低いために絶縁体とみなされ、外側の頭皮、内側の脳組織、脳脊髄液は容積導体と考えられます。容積導体の特性として、内部に電流発生源があると電荷保存の法則により帰還電流が発生し電場が変化します。この電場の電気的特徴は電位発生源の状態のみならず、それを囲む容積導体の伝導率が均質か不均質かによって複雑に変化します。生体は不均質な容積導体なので、その内部の電場は非常に複雑となります。前述の如く、磁場は容積伝導の影響をほとんど受けません。	
 A
尖端樹状突起 + +

+ +

++

B

C

+

+

	
 

図 2	
  大脳皮質ニューロンの電場形成と双極	  子モデル	 	  	  大脳皮質深部にある樹状突起が興奮(脱分極)すると、その表面が陰性となり、皮質表	
  面にある尖頂樹状突起の末梢部から深部へ

	  電流が流れ、電場が形成されます(A)。この状態を単純な双極子モデルにみなせます

細胞体

+
軸索

	
  (B)。多数のニューロンの同期的活動も一個	  の双極子に置き換えることができます(C)。	
 
	
 
	
 

Ⅱ-2	
 電流双極子(current	 dipole)	
 	  容積導体内部の電位発生源は双極子(dipole)の集合とみなされます(図 2)。これは一種の電気的	 単位であり、極性の互いに反対な一対の電荷(陽性と陰性)がある距離を保って存在するときに双極	
 6	 子とよばれます。皮質深部にある大錐体細胞の細胞体からは皮質表面に向かって垂直に、長い尖頂	 樹状突起が伸びています。図 2A は、尖頂樹状突起の深層が興奮性の入力を受けて脱分極を起こした状況を模式的に示します。このような状態では、細胞外では突起の浅層が電流の吹き出し口(source)となり、深部の吸い込み口(sink)に向かって電流が流れ込みます(皮質表面電位は陽性)。
一方、細胞内では逆に吸い込み口から吹き出し口に向かって電流が流れ込みます。この状態は図2B に示すようなプラスとマイナスの極性をもつ単純な電流双極子モデルにみなせます。近接した錐体細胞は垂直に、規則正しく配列しているので、同時に興奮したりあるいは抑制されたりすると、
各ニューロンの細胞外電場が空間的に加重されて大きな電場が発生します(図 2C、図 3)。尖頂樹状突起の浅層が興奮性の入力を受けて脱分極を起こすと、突起の深層が電流の吹き出し口(source)となり、浅層の吸い込み口(sink)に向かって電流が流れ込みます(皮質表面電位は陰性)。このように数千から数十万のニューロンが同期(synchronization)してはじめて頭蓋の外から脳波、誘発電位が記録されます。この内、脳波は細胞外電流を反映したものであり、脳磁場は細胞内電流の結果発生するものと考えられています(図 1)。脳波では電流双極子の方向が記録電極に対して向かっているときは、大きな電位が得られますが(図 3A)、直角方向のときは、頭皮上から記録することが困難なことがあります(図 3B)。逆に MEG は水平方向のダイポールを検出します(図 1,	
 図 3B)	
 
A

B

C

	
 

垂直方向

水平方向

斜め方向

	
 
	
 
	
 

----+
++ ++

+
+
+
+
+
+

----

-- ---- +++
- ++
+

	
 
	
 
	
 

図 3	
 	
 双極子(ダイポール)の方向による頭皮上の電位分布	 	  頭表に対して垂直なダイポールの電場は頭皮上では、陰性に対応する最大電位が 1 カ所のみ形成されます(A)。しかし、頭表に対して水平方向(B)あるいは斜め方向(C)のダ
イポールの電場は、頭皮上では陽性と陰性に対応する最大点が 2 カ所に形成されます。
MEGのセンサが検出するダイポールは B の水平方
向となります(図 1 参照)。

	
 
Ⅱ-3	
 脳波(electroencephalography,	
 EEG)	 	  脳波は時々刻々と変化する脳の自発的電気的活動を頭皮上の電極から記録したもので、ヒトの脳波を初めて記録したのはドイツの Berger(1929)です。脳波は読んで字の如く波から構成され、しばしばリズムを形成します。0.5~1 秒ほど一定の周波数の波が連続すると人間の目には脳波が律動的に見えます。脳の活動状態により脳波の波形、振幅、周波数が変化します。	
 	
  周波数成分は波の速さによって以下のように区分され命名されています。すなわち、α(アルファ)波:	
 8~13Hz、β(ベータ)波:	
 14~30	
 Hz、θ(シータ)波:	
 4~7Hz、δ(デルタ)波:	
 0.5~3Hz、です(図 1)。δ波、θ波は徐波、β波は速波とも呼ばれます。最近、30	
 Hz 以上のγ(ガンマ)帯域の波が注目されています。脳波の振幅は谷から山までの高さをいい、通常は 5~150	
 µV	
 (1	
 µV は
100 万分の 1 ボルト)です。	
 	  CT や MRI の発達により、脳の形態異常を画像として捉えるのは容易になってきました。しかし、画像として捉えられることの少ない機能的神経疾患群とくにてんかんの診断と治療には脳波は欠かせない補助診断法です 4-6)。代謝性脳症、脳死の診断にも有用な検査法です。	
 Ⅱ-4	
 大脳誘発電位	 (cerebral	
 evoked	 potentials)	
 	
  大脳誘発電位は、末梢感覚神経を刺激することにより、感覚経路の少なくとも 1 次感覚受容野のレベルまでの機能をミリ秒単位で検査できます。誘発電位は脳波の振幅に比べて小さいのですが、信号加算平均法(signal	
 averaging)を用いると記録できます。これにより脳波より微弱(数 µV)な
7	
 

誘発電位を頭皮上から記録できます。末梢神経電気刺激による体性感覚誘発電位(somatosensory	 evoked	 potentials)、クリック音刺激による聴覚脳幹誘発電位(brainstem	
 auditory	
 evoked	 potentials)、パターン反転刺激による視覚誘発電位(visual	 evoked	 potentials)が臨床応用されています(図 4)。MEG はこれに対応する磁場反応を記録しますので、誘発電位の原理に習熟する必要があります 8-11)。	
 図 4	
 誘発電位の原理	 	
  感覚刺激の音(クリック)、パターン、電気刺激を被検者に与えて、感覚系から発生する誘発電位を頭皮上の電極から記録する。

	
 
	
 
	
 
	
 
	
 
	
 
	
 
	
 
	
 
	
 
	
 
	
 
Ⅲ	
 MEG のハードウエアとソフトウエア	
 Ⅲ-1	
 測定機器のシステム構成	
 (system	 configuration）	
 	
  磁場計測には SQUID を用いた超高感度磁束計が必要です。磁束検出コイルと SQUID 部はデュワ(dewar)と呼ばれる容器に入れられ、液体へリウムで約-270 C に冷やされて磁気遮断室の中に設置されています。底部の外側は凹みになっており、この部分をヒトの頭部に密着させることにより、脳磁場を測定できます。生体から発生した磁界を磁束検出コイルで検出し、その磁界を SQUID 部に導き、ここで微弱な磁界を電圧に変換してデュワの外に置かれている装置で増幅します。検出コイ
ルの面は、頭表面に対して平行に設置されており、頭表面に対して垂直な磁場の変化を検知するよ
うになっています。	
 	
  1 回巻きのコイル(マグネトメータ,	 magnetometer)では、その中に入ってくる磁場を全て検出してしまうため、外部磁気雑音を完全に消去する高性能シールドルームが必要となります。グラディ
オメータ(gradiometer)は、互いに逆方向に巻いた平行なコイル 2 つを直列につなぎます(図 5)。2つのコイルの差として磁場が検出されるので、コイルから遠くに発生源を持つ磁界は打ち消し合ってゼロとなり、コイルの近くから発生する磁場が検出されます(１次勾配型のグラディオメータ
(gradiometer))。グラディオメータは頭表から浅い部分に信号源を持つ磁場に対して高い感度を持ちますが、頭表から深い部分で発生する磁場にはマグネトメータの方がやや感度が高い傾向があります。またグラディオメータのコイルの形状は縦方向(軸型,	
 axial	 type)と横方向(平面型,	
 planar	 type)の 2 種類があります。この様に、空間的な差分を取ることにより、地磁気の変動あるいは都市雑音などのノイズを軽減し、脳由来の信号だけを検知する工夫がなされています。	
 
8	
 

	
 
	
 
	
 
	
 
	
 
	
 
	
 
	
 
	
 
図 5	
 軸型(Axial,	
 37-ch	 Magnes	 BTi)(左)と平面型(Planar,	 204-ch	
 Neuromag)コイル(右)	
 	
  軸型では遠くにある電流源は 2 つのコイルに同強度の磁界を生じますが、近くの電流源は近い方のコイルに、より強い磁界を生じるために、その差が磁界として捉えられます。平面型では電流源
がセンサチャンネルの直下にある時は、2 つのコイルに逆向きの磁界が生じ、２つのコイル間に大きな電流の差を生み、反応が大きくなります。	
 Ⅲ-2	
 アナログ/デジタル(A/D)変換	
 (A/D	 conversion)	
 	
  脳波や誘発電位と同じく入力波形のアナログ(analogue、A)信号をデジタル	 (digital、D)化してコンピュータで取り込むことです(図 6)。これをサンプリング(sampling)といい、解析時間の時間軸に沿って波形が等間隔に置かれた点の集まりに変換されます。これらの点をサンプリング点(sampling	 point)といい、その間隔はサンプリング間隔とよばれます。入力されたアナログ波形はサンプリング点から構成される不連続なデジタル波形で表されます。サンプリング点が少ないと原波形を忠実に再現できません。自発脳磁場では、最大サンプリング点数は 1024 点、少なくても 512
点は使われています。誘発脳磁場の場合は、少なくとも最大サンプリング点数は 1024 点必要です。
サンプリング間隔の逆数はサンプリングレート(sampling	 rate,	
 解析時間が 100	 ms でサンプリン
グが 512 点の時は、1 秒間では 5120 ポイントサンプリングされ、5.12	
 KHz となる)とよばれ、これが高いと時間分解能が高くなります。	
 
0

5

10

15

図 6	
  加算平均法の原理を示す模式図	 	
  刺激開始時点から脳波をコンピュータに取り込み、分析時間内に A/D 変化されたサンプリ
ング点の振幅を●で表示しています(A、B)。誘
発電位は脳波に埋もれていますが(A、B)、A とB を加算平均しますと誘発電位が出現します(C)。サンプリング点を線でつなぐと波形として認識できます(文献 2)図 4 を引用)。	
 

(ms)

(µV)

+5

A

0

-5
+5
B

0

-5
+5
C

0

	
 

-5

	
 
	
 

Ⅲ-3	
 刺激開始点(トリガ点)	
 (trigger	 point)	 	
  刺激装置からのトリガ(trigger)の入力によって、加算平均が開始されます(図 7)。トリガ点か
らデータの取り込み終了までの時間を分析時間(analysis	 time)とよびます。	
 
	
 
	
 
9	
 

図 7	
  誘発電位の波形パラメータ	 	  MEG の誘発脳磁場波形も誘発電位と同様、トリガ
ー開始点からの潜時と頂点振幅が重要です。	
 

頂点潜時

	
 

陰性波頂点

	
 

	
 

	
 
頂点間
振幅

頂点振幅

	
 
	
  基線
	
 

背景雑音

背景雑音

	
 

陽性波頂点
頂点間潜時

	
 
	
 

刺激開始点
(トリガー)

	 Ⅲ-4	
 加算平均法	 (averaging)	
 	
  繰り返し刺激は、試行ごとに刺激後一定の時間間隔(time-locked)で誘発磁場を発生させますが、背景自発磁場は刺激と直接関連がないので、正の波だったり、負の波だったりします(図 6)。したがって、信号の加算平均により背景磁場は平均化され消えてしまいますが、誘発磁場は加算することにより背景活動から目立つようになります(図 6)。	
 Ⅲ-5	
 信号とノイズ(signal	
 to	
 noise	 ratio,	 S/N)	 	
  誘発脳磁場の場合は、SQUID から単に増幅されただけの記録では、背景雑音(自発脳磁場)が大き
く、目的とする信号(誘発磁場)はその中に埋もれて見えません。そのため、加算平均が必要となります。加算平均法により加算回数(number、N)に比例して信号波形(signal、S)は増大しますが、背景雑音(noise、N)は加算回数 N の平方根に反比例して減少します。最終的には記録の S/N 比は加算
回数の平方根倍(√)になります。例えば、100 回加算と 400 回加算では、S/N 比が 2 倍異なります。	
 Ⅲ-6	
 周波数帯域(bandpass	 filtering)	
 	
  加算平均する前の原信号の S/N 比を上げるために、目的とする周波数帯域だけを通過させ、それ以外の雑音周波数帯域を遮断します(bandpass	 filtering)。誘発電位では、アナログフィルタが使われます(図 8 上)。原信号の位相、周波数を変化させるので、信号の波形が歪みます。一方、デジタルフィルタはアナログフィルタと異なり、位相に変化を与えません(図 8 下)。MEG では、デジタ
ルフィルタが使われます。大事な事は検査目的に応じて、適切なフィルタ範囲を設定することです。
	
 
	
 
アナログ

	
 
1.50 µV

5ー3000 Hz+

0.88 µV

150ー3000 Hz+

300ー3000 Hz

0.83 µV

	
 
	
 
	
 
	
 

+

	
 

デジタル
150ー3000 Hz

0.96 µV+

300ー3000 Hz

0.75 µV

+

msec.

5

13

21

29

37

45

	
 
	
 
	
 
	
 
	
 

	
 
10	
 

図 8	
  周波数フィルターの重要性	 	
  右正中神経刺激による体性感覚誘発電位(左肩に基準電極をおき、C3’より導出)の波形で、アナログおよびデジタルフィル
タリングで低遮断周波数域を変えたときの波形の変化を示します。広域フィルタ(5-3000	
 Hz)での N20 波形には、16,	
 18,	
 20	
 
ms	
 (点線)で屈曲点が顕著に認められます。これらの成分はデジタル処理すると振幅が減少しますが、位相のズレ(潜時の変移)はみられません。しかし、アナログ処
理では潜時のズレが軽度ながら認められます。MEG でもフィルタセッティングは重
要です。

Ⅲ-7	
 アーチファクト及び外部ノイズ	
 (artifacts)	
 	
  低周波環境磁場雑音の遮断が十分でないと、外部からのノイズを全て遮断することはできません。
電磁機器、工事、電車、車などの都市雑音から発生するノイズには注意が必要です。また脳計測では眼球運動、瞬き、筋電図、心電図、商用電源などもノイズとして扱わなければなりません。ただし、近年は MEG メーカーより独自のアーチファクト対応のシステムが提供されています。エレクタ
社は Max	 filter というソフトウエアを用いて頭部以外からのノイズを除去する方法を提供しています。これらの機能によりノイズによる問題は緩和されてきています。	
 	 Ⅳ	 検査項目と適応	 	
 Ⅳ-1	
 自発脳磁場	 (spontaneous	 magnetic	
 fields)	
 	
  自発的に出現する脳磁場の計測から、さまざまな疾患の病態を把握できます。MEGの利点は、1)	
 異
常波の局在診断が脳波よりも簡便でかつ局在精度が高いこと、2)	
 複数部位から発生する異常波を脳波より容易に分離できる場合がある、3)	
 脳波では目立たない異常波を観察できる場合がある、などです。異常波の種類としては、てんかん症例における発作間欠期の突発性異常波(図9)や発作時異常波、器質的病変周囲からの異常徐波などが挙げられます。臨床的な自発脳磁場の適応として挙げられるのは、1)薬剤抵抗性てんかん症例において外科治療が考慮される場合、2)異常波の局在をより明確にしたい場合、3)てんかんを疑う症例において脳波異常が得られない場合、4)精神疾患や痴呆などの機能的疾患において脳の局所異常が考えられる場合、などです。ただし、厳密な保険適応があるのは1)のみです	
 
	
 
図 9	
 側頭葉てんかん患者の MEG 所見	 	
  発作間欠期の脳波では右前頭側頭部に頻発する棘徐波を認め、発作時脳波では右半球起始の発作波が認められました。発作間欠期の MEG でも同様に右側頭部のセンサーにおいて棘波が頻回に捕捉されました（A、	 B）。右側頭部に棘波のダイポールが推定され(C)、MRI に重畳すると右側頭葉の中側頭回に集積(クラスター)していました(D）
。	
 

	
 
	
 
	
 
	
 
	
 
	
 
	
 
	
 
	
 
	
 
	
 
	
 

Ⅳ-2	
 体性感覚誘発脳磁場	
 (somatosensory	
 evoked	 magnetic	
 field,	
 SEF)	 	  四肢・体幹・頭部の神経・皮膚・粘膜を電気的または機械的に刺激して得られるSEFは、体性感覚誘発電位と比べていくつかの利点があります。体性感覚誘発電位とは異なり、SEFでは皮質下由来の成分が記録されにくいため、大脳皮質レベルの活動を選択的に観察しやすくなります13)。特に一次体性感覚野に由来する初期成分に着目すると、中心溝の同定はもとより、身体部位別の体性感覚機能局在を高い精度で同定できます(図10)。病態によっては反応潜時の延長や、振幅の減少ある
いは増大を目安にして機能樟害を定量的に評価可能です14)。誘発電位と異なり、頭皮に垂直な電流を無視して水平成分のみに着目できるため、SEFは脳溝の機能評価に優れています。	
 
11	
 

	
  臨床的なSEFの適応として挙げられるのは、1)脳の器質的または機能的疾患において、関頭手術・
血管内治療・放射線治療が考慮される場合、中心溝の同定、身体部位別の体性感覚機能局在の同定、身体部位別の体性感覚機能障害の評価、などが必要とされる症例、2)末梢から中枢にいたる体性感覚系の一部に異常が疑われる症例において、大脳皮質レベルでの機能異常を客観的に評価する必要がある場合などです。	
 図 10 右正中神経電気刺激での早期皮質成分(N20m)	
 赤い等磁線は磁界の湧き出しを示し、青い等磁線は磁界の吸い込みを示しています。
磁界から推定された電流源
は、左半球の上肢一次体性感覚野に推定されます。	
 

	
 
	
 
	
 
	
 
Ⅳ-3	
 聴覚誘発脳磁場(auditory	
 evoked	 magnetic	
 field,	
 AEF)	 	  左右一側もしくは両側耳からの聴覚刺激により誘発される磁場は、同様の刺激で得られる聴覚誘発電位と比べていくつかの利点があります。聴覚誘発電位とは異なり、AEFでは左右の聴覚野の反応を明確に分離して評価することが容易なため15)、大脳皮質聴覚野の一側性の異常や、軽微な左右差の存在を鋭敏に検出することが可能です(図11)。信号源が推定される側頭葉上面後部の聴覚野は後方言語野にも近接しているため、側頭葉疾患の外科治療では機能的な目印として有用です。病態
によっては反応潜時の延長や，振幅の減少を自安にして機能障害容を定量的にも評価可能です。	
 	
  臨床的なAEFの適応として挙げられるのは、1)脳の器質的または機能的疾患において、開頭手術・血管内治療・放射線治療が考慮される場合や、聴覚野の同定や大脳皮質聴覚野の機能障害評価が必要とされる場合、2)末梢から中枢に至る聴覚系の一部に異常が疑われる症例において、大脳皮質レベルでの機能異常を客観的に評価する必要がある場合などです。	
 	
 
図 11	
 聴覚誘発磁界早期皮質成分（N100m）
	 	
  左右各半球に磁界の湧き出しと吸い込みが存在し、N100m は左右の上側頭回に推定されます。これは、聴覚路は刺激耳の対側半球優位に投射しますが、同側にも投射するためです。	
 

	
 
	
 
	
 
	
 
	
 
	
 
	
 
12	
 

Ⅳ-4	
 視覚誘発脳磁場	
 (visual	
 evoked	 magnetic	
 field,	
 VEF)	 	  左右一側もしくは両側眼からの視覚刺激により誘発される磁場は，同様の刺激で得られる視覚誘発電位と比べていくつかの利点があります。視覚誘発電位とは異なり、VEFでは左右の全視野を刺激した場合であっても、左右後頭葉の視覚野の反応を分離して評価することが可能であるため、大脳皮質視覚野の一側性の異常や、軽微な左右差の存在をも鋭敏に検出することが容易です。左右半視野などの部分視野刺激においては信号源の推定精度がさらに高くなります。初期成分の信号源は
後頭葉鳥距溝近傍に推定され、後頭葉疾患の外科治療では機能的な目印として有用です(図12)16)。
病態によっては反応潜持の延長や、振幅の減少を目安にして機能障害を定量的にも評価可能です。
	
 
臨床的なVEFの適応としてあげられるのは、1)脳の器質的または機能的疾患において、開頭手術・血管内治療・放射線治療が考慮される場合や、視覚野の同定や大脳皮質視覚野の機能障害評価が必要とされる場合、2)末梢から中枢に至る視覚系の一部に異常が疑われる症例において、大脳皮質レベルでの機能異常を客観的に評価する必要がある場合などです。	
 	
 
図 12	
 視覚誘発磁界の N75m、P100m、N145m成分の発生源	 	 	
  右半側視野刺激をすると、どの成分も左一次視覚野に電流源が推定されます。	
 

	
 
	
 
	
 
	
 
	
 
	
 
	
 
	
 
	
 
	
 
	
 
	
 
Ⅳ-5	
 運動誘発脳磁場	 (movement-related	
 evoked	 magnetic	
 field,	
 MEF)	 	  自発的な運動に先行して運動関連領野からはさまざまな反応が出現します。このうち、運動対側の頭皮に水平な電流成分が主体となるために、脳波よりも脳磁図で明瞭に記録できます。	
 	
  臨床的なMEFの適応として挙げられるのは、1)	
 脳の器質的または機能的疾患において、開頭手術・血管内治療・放射線治療が考慮される場合に、中心溝の同定、身体部位別の運動機能局在の同定、身体部位別の運動機能障害の評価、などが必要とされる症例、2)	
 中枢から末梢にいたる運動
系の一部に異常が疑われる症例において、大脳皮質レベルでの機能異常を客観的に評価する必要がある場合、などです。	
 	
 
	
 
	
 
	
 
13	
 

Ⅳ-6	
 言語関連脳磁場	 (language-related	
 evoked	 magnetic	
 field,	
 LEF)	 	  言語刺激を聴覚や視覚を介して呈示すると、聴覚野や視覚野からの反応に加えて言語領野からの反応も出現します。この反応は、誘発電位として記録するよりも誘発脳磁場として記録する方が局
在情報を得やすいため、言語優位半球の同定に応用することが可能です。	
 	
  臨床的な言語関連磁場の適応として挙げられるのは、脳の器質的または機能的疾患において、1)
開頭手術・血管内治療・放射線治療が考慮される場合、あるいは、2)言語野の他覚的な機能障害評
価が必要とされる場合などです。	
 	
 
	
 
Ⅴ	
 記録前の注意事項	
 
Ⅴ-1	
 準備	
 (preparation)	
 	
 検査の前には被験者と家族に対して脳磁場検査の目的と必要性を十分に説明し、あらかじめ検査の同意を得ておきます。鎮静剤投与などの特殊な処置が必要な場合には、危険性も含めた充分な説
明と同意が必要です。また、被験者が検査に不安や苦痛を感じた場合は、いつでも中断できることも説明します。検査者は、被験者が身に付けている磁性体(ペースメーカ、義歯、アクセサリー、(女性の場合は、下着のワイヤ)、携帯電話その他の電子機器、その他金属製のもの)が、可能な限り取り去られているかを確認します。消磁装置は、必要に応じて用いても構いません。MEGはセクションIで述べたように非侵襲的検査法なので、ほとんどすべての人が被験者と成り得る事が可能です
が、閉所恐怖症や、歯列矯正中の被験者には注意が必要です。	
 
Ⅴ-2	
 検査室	
 (examination	
 room)	
 磁気シールド室は磁気的雑音・電気的雑音の遮蔽に加えて、遮音と遮光も考慮されていることが望まれます。室内には検査作業、介助および万一の救急処置のための充分な広さが必要です。空調
は、安全性と快適性を目的とする他に、発汗が脳波測定に及ぼす影響を最小限とするためにも必要です。室外の検査者が室内の被験者と会話できる装置と、被験者および室内の状態を監視できる映像モニターを備えなければなりません。検査中には，てんかん発作や薬剤などによる呼吸抑制など、予期しない事態が生じる可能性もあります。測定装置から被験者を離して安全を確保する方法に習熟しておく必要があります。また口腔内吸引や酸素投与に必要な機器や備品を配備するなど、緊急時に鍛えておく必要があります。	
 	
 
Ⅴ-3	
 測定装置	 (measurement	
 device)	
 検出コイルは測定対象となる頭部になるべく近づけます。測定中には、対象信号の磁場分布を確認しながら、必要に応じてセンサと頭部の相対位置や角度を修正します。長時間の測定中、同一姿勢をとり続けることによる被検者の苦痛に注意し、できる限り楽な姿勢をとらせます。必要に応じて、休息をはさむなど工夫してください。	
 	 	  MEG の信号源推定には、検出コイルと被験者頭部との相対位置を計測するシステムが必要となります。患者に木製椅子に座ってもらい、位置決め用コイル(head	 position	
 indicator)を装着します。デジタイザで、鼻根部(nasion)と左右の外耳孔前点(left	
 and	
 right	 preauricular	 point、	
 LPA、
RPA)に印をつけます。位置決め用コイルは、前頭部から後頭部にかけての 4 点に装着し SQUID セン
サでカバーされる範囲内で十分な間隔をとった形にします。脳計測時にデュワとの接触によりコイルが動かないことに注意が必要です。また操作の簡易性からスイミングキャップなどを活用しても構いません。その後、頭部の形状をデジタイザでスキャンし多点的に登録します。	
 

14	
 

	
  MEG や同時測定の脳波の波形は、必要なチャンネルを選択しつつリアルタイムでモニターできる
ことが推奨されます。	
 	
 
Ⅴ-4	
 解剖画像の撮影	
 (anatomical	
 image)	
 脳磁図の信号源は、解剖構造と関連づけることにより臨床的な有用性が増すため、MRI解剖画像と座標位置を合わせて統合することが必要です。MRIは最低2mmスライスでギャップなしのT1強調画
像を用います。画像との位置合わせの方法は脳磁計のシステム構成に依存しますが、SEFの短潜時成分など信号源位置が解剖学的に推測できる反応を生理的目印として精度評価に利用できます。	
 	
 
	
 
Ⅵ	
 記録の実際	 Ⅵ-1	
 自発活動	 (spontaneous	 activities)	
 	
  自発脳磁場は、てんかんなど機能的疾患や、虚血・腫瘍などの器質的疾患において、優位律動や突発波の異常の有無と局在を調べる目的で行われます。自発脳磁場の検査法は、臨床脳波検査基準に準じて行うべきであり、ここでは、MEG検査独自の事項を補足します。	
 	 	
  脳波とMEGの情報は相補的であり、できるだけ同時計測をすることが推奨されます。脳波のてんかん棘波を参考にしてMEGの棘波の確からしさを視察的に検討できます。脳波はモンタージュの再構成や波形の二次処理が可能であるよう、共通の基準電極を用いて記録することが望まれます。脳波に用いる電極やリード線は磁気雑音の原因になりにくい素材を用い、電極やコネクタ類は体動の影響で雑音を生じないよう固定します。心電図はMEGに混入する心磁図波形を見分けたり、被験者の一般状態を監視する上でも同時測定が望まれます。	
 	 	  てんかん検査では、測定中に発作に遭遇する可能性があるため、発作症状とMEG所見を対応する目的で、被験者の状態をビデオで記録することもあります。ビデオの画像は全身像と頭部拡大像を記録できることが望ましく、またMEGとは時刻を同期させておく必要があります。	
 	 	
  自発活動の記録時間は目的によって異なりますが、てんかん検査においては明確な異常所見が認められない場合でも、覚醒と睡眠を含めて30分以上の記録時間を目安とします。しかし、実際にはデータ量が莫大になりますので、脳波・MEGをモニターしながら、記録条件の良い3分 3回程度は少なくとも保存します。	
 	
  安静覚醒時の記録は閉眼を基本としますが、開眼と閉眼を10秒程度ずつ繰り返させると、後頭部優位律動の振幅が減少および増大するため、被験者の優位律動を認識しやすくなります。検査の開始直後や終了直前に行うことが推奨されますが、適宜行うことが望まれます。	
 	
  睡眠時は異常波が出現しやすく、特にてんかん診断では睡眠時測定の優先度は高くなります。自然睡眠が望まれますが、決められた検査時間内で睡眠を得るためには、睡眠時間の制限や、安全管理に配慮した上での薬剤による睡眠導入を行っても構いません。睡眠時間の制限は3時間程度を目安としますが、被験者の状態も勘案して適宜判断します。	
 	 	  過呼吸は虚血・腫瘍など器質的疾患における異常波の賦活法として有用な場合があります。深呼吸時の体動によりMEGでは脳波よりも大きな雑音が混入するため、過呼吸後の所見を重視する場合が多くなります。てんかん検査では異常波を賦活するため用いる場合があります。これは診療上、主治医が必要と判断した場合にのみ、主治医の責任と監視下において慎重に行うべき賦活法です。
事前に被験者および被験者家族に対して十分な説明を行い、同意を得たうえで、その旨を診療録へ記載します。	
 	
 

15	
 

	
  視覚・聴覚・体性感覚などが異常波を誘発する場合があります。てんかんでは視覚刺激が用いられることが多く、症例により閃光刺激、図形刺激、閉限などで異常波が誘発されます。感覚刺激では一般に、反復による馴れ現象あるいは促進現象が生じることに注意すべきであり、漫然と長時間の反復刺激は行わないようにしてください。	
 	 	  小児や意識障害を有する被験者、精神遅滞などで検査に協力が得られない被験者では鎮静を必要とします。詳しくは小児の検査法で述べます。鎮静剤使用時は観察者が磁気シールド室内に入り、継続的に観察することが望まれますが、それが困難な場合は監視カメラによる継続的モニターを行うべきです。	
 Ⅵ-2	
 誘発脳磁場記録の一般事項	
 (general	
 issues	 for	
 recordings)	
 	
  MEGによる大脳皮質の機能マッピングには、感覚刺激によって誘発される反応を計測する手法や、運動や精神活動などの課題に関連した反応を計測する方法があります。いずれも信号源を推定して解剖画像上に表示し、機能の局在を診断します。検査手法の多くは、脳波を用いた誘発電位や事象
関連電位で用いる手法と共通点が多くあります。ここでは脳次図検査に特有な手技について重点的に記載します。	
 	 	  測定の際、想定される信号源を検出コイルがカバーするようにセンサを設置します。全頭型脳磁計では頭部をなるべく深く挿入します。	
 	
  刺激装置などの周辺機器は、MEG検査では磁気雑音の原因として問題になります。脳波で使える装置がMEGですぐ使えるとは限りません。また施設によって周辺装置の種類が異なるため、施設ごとの独自の工夫も必要です。誘発反応や事象関連反応の検査では、同一条件での計測を2セット以上繰り返して再現性を確認するのが一般的です。	
 	 	  覚醒度が測定結果に大きな影響を与えるため、検査に先立って被験者が前夜に十分な睡眠を確保したかどうかを把握しておく必要があります。計測時に自発脳磁場をモニターすると後頭部基礎律動の変化などで覚醒と睡眠の状態を確認でき便利です。	
 	 	  通常は加算平均されたデータを保存しますが、試行毎に反応が変化する可能性がある長潜時成分
や、雑音の少ないデータを適宜選択して加算する場合には、加算する前の原波形(生データ)も保存
してください。MEGでは高時間分解能及び近年におけるチャンネル数の増加により、データ量はテラバイト単位に容易になりますので、導入時にはその点をご考慮ください。	
 Ⅵ-3	
 体性感覚誘発脳磁場(SEF)	
 	
  末梢神経や皮膚・粘膜の刺激で誘発されるSEFの初期成分は、一次体性感覚野に起源があると考えられており、中心溝の同定や体性感覚野の身体部位別機能局在の診断に用いることができます。
計測手法の多くは体性感覚誘発電位と共通するため、ここではSEFに特有の事項を中心に述べます。
	 	 	  臨床検査でよく用いられる刺激部位は、正中神経、脛骨神経、手指、口唇です。通常は電気刺激、時に機械的刺激が用いられます。刺激頻度と刺激強度は体性感覚誘発電位に準じますが、一次体性感覚野の同定のために短潜時成分を目的とする場合は、毎秒、数回の比較的高頻度での刺激でよく、二次体性感覚野の評価のために潜時の遅い成分を目的とする場合は比較的低頻度での刺激が用いられます(図13)14)。ただし口唇刺激などでは末梢受容器の不応期の影響を低減するために、低頻度刺激を用いる方が短潜時成分を記録しやすくなります。	
 	 	
  電気刺激では、安全性の確保と刺激雑音の低減のために、身体の接地の確保と刺激系のアイソレーションが重要です。刺激パルスの持続時間や、刺激強度の設定も雑音に影響します。安全のため
電気刺激では刺激のパルス幅は	
 O.5	
 ms以下とします。	
 
16	
 

	
  体性感覚刺激では身体や頭部が動くことによって刺激に同期した低周波雑音が混入する場合があります。刺激の強さや頭部・体部の固定を適宜調整することによって問題を解決します。測定時
間・サンプル周波数・フィルタ・加算回数などの計測条件は、体性感覚誘発電位に準じます。	
 図 13	
 右正中神経電気刺激による体性感
覚誘発磁場	 	  左頭頂部に SⅠ、両側側頭部のセンサ
ーに SⅡ（刺激対側を cSⅡ、同側を iSⅡとする）の活動を示す誘発波形が認められます（A）。単一ダイポール法による解析により、SⅠのダイポールは中心後回，cSⅡ・iSⅡはそれぞれ刺激対側・同側の頭頂葉弁蓋部に推定されます（B）
。	
 	
 

	
  	
 
	
 
	
 
	
 
Ⅵ-4	
 聴覚誘発脳磁場(AEF)	
 	
  音刺激で誘発される磁場のうち潜時30~150	
 ms前後の中・長潜時反応は、同じ潜時の聴覚誘発電位に比べてS/N比が高く、また空間分解能も高いことから左右半球由来の信号を識別しやすいと言えます。信号源は側頭葉上面後方部のへシュル回か側頭平面付近と考えられています。AEFは後方言語野を推定する上での機能的目印として重要であるほか、左右半球の識別能をいかして大脳皮質レベルでの聴覚機能異常の評価に適しています。	
 	 	
  刺激音は、一側耳もしくは両側耳に与えます。前者ではクロスヒアリング	
 (cross	
 hearing)の影
響を除外するために対側耳を白色雑音でマスクします15)。刺激音としては、トーンバースト、クリックバースト、クリックなどが用いられます。トーンバーストの周波数は1ないし	
 2	
 kHzが一般的です。刺激装置が発生する磁気雑音を避けるため通常はエアチューブを用います。その場合、伝導時の音圧減衰率は周波数によって異なるため、刺激出口における音圧の実測値を確認しておく必要があります。エアチューブの長さに応じた刺激潜時の遅延も考慮する必要があります。長潜時反応を目的とする場合の刺激頻度は	
 1秒ないし数秒にl回程度です。疑似ランダム間隔で刺激すると一定間隔刺激より大きな反応を得やすくなります。	
 	 	  センサ配置が限られている場合や全頭頭型脳磁計のサイズが被験者の頭部サイズに比べて極端に大きい場合には、一側耳刺激に際しては振幅の大きい対側半球反応の測定を優先させます。測定
時間・サンプル周波数・フィイルタ・加算回数などの計測条件は聴覚誘発電位に準じます。	
 Ⅵ-5	
 視覚誘発脳磁場(VEF)	
 	
  パターン反転刺激によるVEFにおいて、潜時	
 200	
 ms未満の反応は一次視覚野に発生源があると考えられています。視覚誘発電位に比べてVEFは左右両側に起源をもつ反応を識別する能力に優れる
ため、機能異常の評価にも適しています。	
 	 	  視覚刺激装置は磁気雑音を出さないよう工夫する必要があります。非磁牲の刺激装置を用いる方
法、シールド室外から鏡などを利用した画像呈示方法、室外の液晶プロジェクタから室内スクリー

17	
 ンへの投射による方法などがあります。刺激の輝度、コントラスト、チェックサイズ、視野は結果に影響を与える場合があるので、あらかじめ計測しておく必要があります。	
 	 	
  視覚刺激の種類や呈示方法は基本的に視覚誘発電位に準じます。単眼視で刺激する方法と両眼視で刺激する方法があり必要に応じて選択します。近視などがある場合、あらかじめ非磁性眼鏡で視力を補正する必要があります。左右半球の視覚野を区別して解析する上では，半側視野もしくは	
 1/4視野などの部分視野刺激が適しています16)。その場合，固視の必要牲を被験者に十分に理解してもらわなければなりません。	
 	  センサ配置が限られている装置の場合は後頭部を中心に測定します。測定時間・サンプル周波数・フィルタ・加算回数などの計測条件は視覚誘発電位に準じます。	
 	
 
Ⅵ-6	
 運動関連脳磁場(MRF)	
 	
  自発運動に関連して認められるMRFのうち、運動に先行する準備脳磁場は一次運動野に起源をもつものの関与が大きく、運動部位に対応した体性部位局在の診断に有用です。自発運動を行わせる部位としては、示指の伸展がもっとも多く用いられていますが、四肢の各部位や舌の運動を用いることも可能です17)。四肢の各部位の場合、被験者のペースに任せて、2、3秒に	 1回の割合で、一側の素早い運動を用いるのが通常です。等尺性持続運動や、反復運動を用いることもあります。	
 	 	  運動に同期した磁気雑音を出さないよう工夫する必要があります。素早い運動に同期した体幹や頭部の移動が起こりにくいような固定が必要となります。運動終了時に支持台へ体の一部が戻る際の台の振動を防止するため、クッションなどを適宜利用するのも有用です。運動に同期した眼球運動を防ぐためには、前方においた固視点を注視してもらうのが一つの方法です。瞬目が加算時間帯の中に入らないようにするのが望まれます。	
 	 	  加算同期点としては、運動の開始時点を用いるのが一般的であり、筋電図信号を用いる方法と、スイッチや加速器のように運動を検知する方法があります。運動障害のために各運動の立ち上がりが一定でない場合は、連続記録データを用いて、筋電図の立ち上がりを目視的(自動検地ソフトとの併用も可)に決定してオフライン処理をする方がより大きな信号を得ることができます。測定時
間・サンプル周波数・フィルタ・加算回数などの計測条件は運動関連脳電位に準じます。同様の手法を用いて、不随意運動を標的とした記録をすることも可能です18)。この際は、加算平均後の信号と、本来の背景脳活動との比較を行なうために、十分な加算時間帯を設定することが重要です。	
 	
 
Ⅵ-7	
 言語関連脳磁場	
 (LEF)	
 	
  言語刺激で誘発される脳磁場のうち、潜時	
 200	
 ms以降の長潜時反応は、聴覚や視覚などの刺激方法に依存せずに、言語に特有な領域に由来する反応を含んでいます。通常この反応は、被験者が刺激に対し注意を向けるような課題を与えた時に増強されます。信号源の主体は後方言語野と考えられています。	
 	 	 	  言語刺激の提示装置は、AEFやVEFに準じます。どのような言語刺激を用いるかについては、施設毎に工夫することができますが、言語刺激のみならず非言語刺激と組み合わせて比較することによって、言語優位半球の同定がより確実となります。被験者の注意を高めるためには、刺激に対する記憶や判断の作業を要求するなどの工夫が必要となります。	
 	 	  測定の際、信号源が想定される側頭部付近を中心に検出コイルを設置します。全頭型脳磁計では頭部を深く装置内に挿入します。半球間の差を評価するためには、頭部とセンサとの距離がほぼ対称的になるように注意します。	
 	
 

18	
 

	
  測定時間は通常の感覚刺激誘発脳磁場よりも十分長く設定すべきです。一般に、言語に関連する
脳活動の周波数帯域はきわめて広いため、解析対象として着目する周波数にあわせたフィルタ条件
やサンプル周波数を設定すべきです。	
 	 Ⅶ	
 小児検査の特徴	
 	 	
  概ね9歳以上の正常発達小児は、成人と変わりなく検査が施行できますが、それ以下の年齢児や成人においても精神発達遅滞などを理由に検査に対する協力が得られない被験者では、鎮静処置が必要な場合が多くなります。	
 	 	  成人用の全頭型脳磁計を小児に用いると、頭部サイズが小さいために、計測時の位置確認に困難を来たしたり、信号源推定精度が低下する場合があり、良好な記録を行うためには頭部の固定などに工夫が必要となります。特に3歳以下の小児に関してこの傾向がみられます。	
 	 	  デュワーと頭部の隙間が大きく開く場合、中間の空間を埋める詰め物(タオル、スポンジなど)をするなど可能な取り頭部の固定に努めます。頭部が全頭型計測装置に対し小さく正中位置での測定が不可能である場合は、いずれかの側面に寄せると信号を得やすくなります。この場合、頭部の位置と向きを何回か変更してなるべく頭部全体を計測するよう心がけます。記録の際、どの部位の記録であるのか解析の際に留意します。被験者と検査台は、転落防止のためにバンドや保護柵など
で安全を確保します。	
 	
 	  各磁気センサと頭部との距離が均一であることが理想ですが、そうでない計測を行った場合は、結果の解釈に注意します。	
 	
 
	
 
Ⅷ	
 解析法	
 
Ⅷ-1	
 解析の対象	 (subjects)	
 	
  記録終了時に得られている時系列データ(自発脳磁場と誘発脳磁場)の判読およびそれらをもとに行う電流源解析が、MEG解析の主となります。より高精度の電流源解析を行うことなどを目的として、時系列データに対して二次処理が行われることがあります。	
 	
 
Ⅷ-2	
 視察的分析	 (visual	 inspection)	
 	  MEGの初期導入時には記録した全データの視察的分析を行うことを勧めます。MEGの各チャンネルは不安定になる場合があり、これらは不良チャンネルとして解析前にマークする必要があります。
また極端な外部ノイズや計測中の頭の動きがある場合は、計測単位または試行単位で破棄してくだ
さい。	
 
Ⅷ-3	
 二次処理	 (off-line	 processing)	
 	
  二次処理では、フィルタの適用や加算平均法などがよく用いられます。まず、時系列データとなっている対象とするMEGの波形記録データもしくは加算平均データを検討することが重要です。全チャンネルの波形を観察することにより、アーチファクトの混入や	
 S/N比の良否の判定が容易となります。中でも、加算平均法や、周波数解析など時系列情報の変化を伴うものに関しては、特に最初の段階での波形の検討が重要です。	
 	
 
Ⅶ-4	
 フィルタの適用	
 (filtering)	
 	  記録した波形には、通常、システム雑音、環境雑音の他に、解析対象以外の生体信号が含まれていますので、対象とする波形や目的に応じて、フィルタを適用しても構いません。フィルタとしては、一般的に用いられる低域遮断フィルタ(high	 pass)、高域遮断フィルタ(low	
 pass)、帯域通過19	
 フィルタ(bandpass)のような周波数フィルタの他に、システム特有のフィルタ(Ⅲ-7)があります。
いずれのフィルタを用いる場合も、除去する成分を雑音と認定することの妥当性について検討を行い、適用法にも慎重な配慮が必要です。波形判読を容易にするために高域遮断フィルタを使用しても構いません。商用交流電源による50	
 Hz(東日本)又は	
 60	
 Hz(西日本)に関連したノイズを記録中に除くことができなかった場合は、連続記録データに対して、帯域通過フィルタを使用しても良いです。低域遮断フィルタの適応にあたっては、目的の遮断周波数に適合した十分な時間のデータが必要です。オフラインで加算平均処理を行う場合には、加算の前にフィルタを適応するのが望まれます。周波数フィルタの通過帯域、阻止帯域、ならびにその遮断特性は対象とする波形や目的により変更するのが望まれます。	
 	
  使用するフィルタには直流成分の除去(オフセットフィルタ)も含まれますが、解析上、重大な意
味を持つのは振幅値をもとに電流源推定を行う場合です。	
 	 	  加算平均回数が少ない場合は心電図などの特別な特性をもつ雑音の排除に主成分分析、独立成分分析などの解析的雑音除去手法を用いることも可能ですが、その場合は除去する成分の妥当性について慎重に検討すべきです。	
 Ⅷ-5	
 加算平均	 (averaging)	
 	
  磁場信号が小さい場合には	
 S/N比を改善する目的で、連続記録データを対象としてオフラインで加算平均処理を行うことができます。外部刺激の開始や終了時点などを加算基準時点とするオフラ
イン加算平均の場合は、オンライン中の加算平均法により高度な処理が可能となります。加算基準
信号(トリガ信号)の加算平均も行い、想定通りの波形になっていることを確認することが重要です。
脳波、MEGの棘波や筋電図などの生体信号や、反応信号などを用いてオフラインで新たな加算基準
時点を定め、加算基準時点前後を含めて加算平均処理をすることができます。この場合は、加算平均の対象となる複数区間において、脳内事象が同一と推定できる時点を加算基準時点として選択する必要があります。脳波もしくは脳磁図の波形から1時点を選択する時は、対象波形におけるピー
クまたは立ち上がりを用いることを推奨します。筋電図では一般的に立ち上がりが用いられます。
加算平均して得られた波形は、原波形と同様に波形評価、等磁場図、電流源解析などに用いることができます。	
 Ⅷ-6	
 周波数解析	 (frequency	
 domain	
 analysis)	
 	  近年、脳波や MEG を用いて、ある一定の周波数帯域の律動(α、β、γなど)のパワー値の変動を解析することにより、ある現象に伴う脳活動を捉えようとする方法が発展してきています。ある現象または課題に伴って一定の周波数律動のパワー値が減少する場合を事象関連脱同期(event-related	
 desynchronization,	
 ERD)、逆に増加する場合を事象関連同期(event-related	
 synchronization,	
 ERS)とよびます。この場合、ERD はその部位の皮質活動が増強している状態を反映し、ERS はむしろ減弱するかあるいは元に戻った状態を表していると考えられています。これは、閉眼状態の脳波では後頭部にα波が出現するが、開眼するとα波が減衰し速波が出現することに対応しています。つまり、開眼時には覚醒度の上昇に伴い、皮質活動が増強した結果、α波の減弱(ERD)が起こります。パワー値の算出にはフーリエ解析やウエーブレット解析がよく用いられています(図 14)14)。種々の高次脳機能課題遂行中の ERD、ERS が検討されていますが、どの周波数帯域を解析するかによって結果が異なることがあり、結果をどのように解釈するかは異論のあるとこ
ろです。	
 
	
 	
 
20	
 

	
 

図 14	
 右正中神経電気刺激による体性感
覚誘発磁場の時間周波数解析	 	
  感覚刺激に誘導されるγ帯域(30~70	 Hz)振動が左 SⅠ、左 SⅡ、右 SⅡに認められます。	
 1 試行毎の生データをウエーブレット解析したあと、加算し、その平均を表示しています。

	
 
	
 
	
 
	
 
	
 
	
 
	
 
	
 
	
 
	
 
	
 
Ⅸ	
 電流源解析	 	 	
  測定した脳磁場をもとに脳内の電気生理学的活動を推定することを電流源解析といいます。自発
脳磁場においては背景脳磁場、誘発脳磁場においては刺激前の基線活動を基準とし、それらよりも顕著な信号変化を示した時点での推定が中心となります。	
 Ⅸ-1	
 直流成分	 (DC	
 component)	
 	
  直流成分を除去する場合には、解析対象信号の影響のないと推定される時点であれば、対象信号の前もしくは後の一定区間を設定し、その区間の平均値を直流成分として扱うことができます。	
 	 	
  自発脳磁場などのように、解析対象信号の持続時間に比べて十分に長い時間の記録がある場合は、
記録全区間を直流成分除去の計算に用いることができます。加算平均波形の場合は、通常、加算平
均時間帯の中の一部(刺激時刻前のベースライン)をもって直流成分決定の時間帯とすることが多いようです。	
 Ⅸ-2	
 等磁場図	 (isofield	
 contour	 map)	 	  任意の時点での等磁場図の評価は、推定可能な電流源の数と平面的な分布の概略を知るのに簡便で有用な方法です(図8~10)。等磁場図は推定結果の電流源よりは原データに近いという長所があります。等磁場図は対象時間の信号の大きさをもとに作成されますが、振幅決定にあたっては、直流成分や解析対象外の周波数成分の除去が必要となります。非全頭型または全頭型でも小児などのように部分的な記録しかできない場合には、記録時に等磁場図を作成し、最良の記録が可能となる
ように、被検者の頭部とデュワとの位置関係を調整します。	
 	 	  マグネトメータまたは軸型グラディオメータの場合は磁場の湧きだしと吸い込みの個数と位置関係を確認します。平面型グラディオメータの場合は、極大点の数と各極大点での磁場ベクトルの方向を確認します。	
 	
 
Ⅸ-3	
 等価電流双極子	
 (equivalent	
 current	
 dipole,	 ECD)	 	  仮想的に正負等価の1対の電荷が1カ所に存在するものを単一ECDと称し、それが脳内にある場合にみられる等磁場図の理論的分布を双極子パ夕一ン(dipolar	 pattern)とします(図8~10)。ある時
点における等磁場図が、双極子パターンに近似していると判断された場合は、単一ECDを推定することができます。	
 	 	
  電流源が複数あるとみなされる場合でも、相互の距離が離れている場合には、各々の電流源に関連の高いチャンネルのみを選択することで局所における単一ECD推定を行うことが可能です。推定21	 計算には、対象となる時点での信号振幅を用いる場合が多いので、直流成分の除去、解析対象外の周波数成分の除去などについて、十分に留意します。	
 	
  結果の解釈にあたっては、単一ECDモデルで近似できる電流源であっても、実際は有限の面積をもった電流源であること、また、分解能以下に近接する複数の電流源が一つの電流源として計算されている可能性を常に念頭に置かなければなりません。単一ECDモデルで解析可能な分解能以上離れている電流源の場合、推定に利用するチャンネルの選択が不適切な場合は、誤った推定になることに留意します。単一ECDモデルを用いて電流源を推定するには、脳を球に見立てる球モデルと実際の脳形状を用いる実脳形状モデルのいずれかを用いますが、臨床検査で用いる場合には球モデルの仮定を用いて構いません。球モデルには、何らかの方法で得られた頭部形状をもとに、大脳の関
心領域の大部分を含み、球形に適合した場合の適合誤差が最小となるような球を設定します。	
 	
 	  電流源の大きさと広がりは時間とともに変化するので、波形のどの時点を計算したかは、解析を行う上で重要です。S/N比の観点から、振幅の大きい時点を解析として選ぶのが一般的です。各成分の頂点のみでなく、その前後の複数時点の解析を行うこともあります。この場合、電流源の推定として1時点を選ぶ場合、単一ECD仮定では、適合度(goodness	 of	
 fit,	
 GOF)、total	 error、相関係数	
 (correlation	 coefficient)、信頼容積	 (confidence	
 volume)などの近似の良さを示す指標を用いて選択します。しかし、単一ECD推定ではいかなる評価指標を用いても、信頼度が低い場合の指標とはなり得ますが、数値上での近似性がモデルの信頼性の保証とはなっていないことに注意してください。これらの信頼性指標については施設ごとに目的に応じて基準を定めてください。	
 	
 	
 
	
  推定された電流源の向きは大脳皮質錐体細胞の尖頂樹状突起の解剖学的な向きを示す情報であり、診断的価値を有します。電流源の向きが診断的価値を有するためには、対象成分において、常に一定の基準に従い解析点が選択されている必要があります。誘発脳磁場の場合は、誘発電位の成分との対比、もしくは潜時より該当成分を同定し、その頂点潜時で評価します。てんかん棘波の場
合は頂点潜時で評価するのを原則とします。	
 Ⅸ-4	
 複数双極子推定	
 (multi-dipole	 analysis)	
 	  等磁場図において複数の双極子パターンを認める場合には	
 2-dipole法などの複数双極子推定に
より複数の電流源を推定することが可能です。仮定する双極子数が増えると、推定値が極小点	
 (local	 minimum)に収束する危険度が増すので、複数双極子推定においては、単一双極子推定と同等以上の慎重さが求められます。本方法は各種パラメータが用意されており、またRAP-MUSICなどの高度な手法も提供されています。しかしながら、多少の訓練を要するため、各施設の責任範囲で行ってください。近接した部位及び近接した時間の条件において複数双極子推定を適応するのは一般に困難であり、推定誤差も大きくなるので慎重を要します。	
 	
 	  電流源推定には、空間フィルタ(beamformer)、最小ノルム法(L1ノルム、L2ノルム)などの開発中の解析方法を使用することも認められます(図15)18)。双極子モデル以外の電流源推定法は、手法として一般化されていないため、信頼性については各施設で検証を行わなければなりません。双極子
推定以外の電流源推定法を臨床検査として使用する場合には、現時点においては従来の双極子モデ
ルによる解析結果と併記されるべきです。	
 	
 
Ⅸ-5	
  解剖学的情報の付加	
 (MRI	 overlay)	
 	  推定された電流源は、各種脳解剖画像上に重畳することにより、有意義な臨床情報を得られる可能性があります。重畳に利用する脳解剖画像は	
 MRIを基本としますが、他の画像により有用な情報

22	
 がある場合は、この限りではありません。脳解剖画像との重畳手技には制限はなく、精度の高い重畳が可能であればどのような方法を使用しても構いません。	
 	
 
図 15	
 最小ノルム法で解析した棘波の
電流分布	
 
	
  単一ダイポール法による電流源推定(a)では、左側頭葉外側の広い範囲に集積し、クラスター化が不明瞭です。最小ノルム法による電流源推定(b)では、
側頭葉円蓋部に広く分布します。硬膜下電極で捉えられたてんかん性活動の分布(c)では、●にてんかん性活動が分布しています。○は硬膜下電極の位置を示します。	
 

	
 
	
 
	
 
Ⅹ	
 てんかんの解析	 	 Ⅹ-1	
 てんかん棘波	
 (epileptic	
 spikes)	
 	
  個々のてんかん棘波での推定を1時点でのみ行う場合、「ある区聞を選択して解析した中で、相関係数、GOFなどの評価指標をもとに解析点を選ぶ」もしくは「棘波の最大振幅時点」を選ぶことを推奨します。	
 てんかん原性焦点を探索する目的の場合、棘波の解析を推奨します。	
 やむを得ず棘波以外の鋭波や異常徐波を対象として、てんかん原性焦点の電流源解析を行なう場合は、報告に注意書きを付記することを原則とします。	
 	 	  複数の解析点で経時的にてんかん原性焦点の電流源の変化を検討する場合は、評価指標の最良値や振幅最大点にこだわらずに解析することができますが、各時点での推定結果の信頼性を評価し、不適切な値は除外することが必要です。	
 	 	  てんかん棘波では推定した単一ECDの電流モーメントを妥当性の評価の一つとして用いることができます。てんかん棘波で500	
 nAmを超える電流モーメントが推定された場合は、広大な電流源か
推定の誤りのいずれかであり、結果を破棄するか、解釈を慎重にするかのいずれかの対応を行わなければなりません。てんかん棘波で50	
 nAm以下の電流モーメントが推定された場合は、推定の誤りである可能性が高いため、原則として破棄します。	
 Ⅹ-2	
 クラスター解析	
 (cluster	 analysis)	
 	  てんかん棘波では双極子推定の再現性が低いため、最低でも 10 個以上の棘波について信頼性の高い推定結果を得ることが望まれます。推定された双極子が複数の場所に分かれる場合や分布が広い場合には、信頼性を確保するために、さらに推定個数を増加する必要があります。少数の棘波の電流源しか推定出来ない場合には、可能であれば追加の検査を行い、不可能であれば報告に信頼性に関する記載を行います。	
 	
  てんかん棘波の推定電流源の分布が限局して集中する場合にクラスターありと判断します。局在性の目安は脳回	
 1~2個程度としますが、対象脳に存在する異常によりこれを超えても構いません。
クラスターは解析したてんかん棘波の電流源を示すものであり、必ずしもてんかん原性焦点の位置を示すものではないことを、解釈にあたって留意します。推定電流源が広汎に分布し、クラスター

23	
 しない場合には電流源が広いと解釈せず、電流源の特定は出来ないと判断します。主推定電流源の方向が一定方向を示す場合は、診断上有用な情報となり得ます。	
 	
 
	
 
XⅠ	
 脳磁図で何がわかるか	
 XⅠ-1	
 自発脳磁場	 (spontaneous	 magnetic	
 activities)	
 	  MEG の信号源は大脳皮質ニューロンの細胞内電流です。脳波と同様に、自発的に脳が発する活動を記録して病態を診断でき、主にてんかんの病態診断・局在診断で臨床応用が盛んです。てんかんの病態は、ニューロンが発作的に異常な放電を起こすことによります。多くは薬剤によってこの異常な活動を抑制できますが、そうでない場合には外科治療を考慮しなければなりません。てんかん
手術における最大の問題は、「どこを切除すれば発作が消失するのか」、「どこを切除すると重大な障害が生じる危険性があるか」の 2 点です。CT、MRI による画像検査は必須ですが、この 2 つを診断するには機能的な診断法が不可欠です。しかし、頭皮上脳波のみでは、十分な局在情報は得られません。そこで、頭蓋内に電極を留置したり、手術中に皮質脳波を測定する方法が用いられていますが、侵襲性の問題やどこに電極を置くべきかという問題は根本的に解決されていません。MEG は
侵襲性がなく、かつ空間分解能が高いため、外科手術前の評価に使われています 19,	 20)。	
 	
  新皮質てんかんの診断においては、その信号源が浅いため脳磁図の高い精度が活かされます(図16)。棘波の信号が病変部位に対応する場合には、てんかんの焦点診断としての可能性が高まります。大脳辺縁系てんかんでは信号源が比較的深部にありますが、側頭葉てんかんの診断に関しても
MEG は重要な情報を提供できます。頭皮上脳波の意味がないというわけではなく、脳波と MEG を併用することにより、棘波の検出感度を高められます 20)。	
 図 16	
 脳磁図の皮質上電位検出能力	 	
  慢性硬膜下電極に 100	
 µV,	
 3	
 cm2	
 
以上の電位が生じた時に、同時記録
した脳磁図で磁界が検出できます。	
 

	
 
	
 
	
 
	
 
	
 
	
 
	
 
XⅠ-2	
 誘発脳磁場	 (evoked	
 magnetic	
 activities)	
 	
  誘発電位と同様の視覚・聴覚・体性感覚刺激を用いれば、一次感覚野の同定や言語などの脳機能マッピングも行えます。左右の視野への刺激はそれぞれ対側の後頭葉に投射されます。	
 	
  一次体性感覚野では、中心溝の下部に顔面・口の体性感覚野がありますが、足は中心溝の最上部、大脳半球間裂に近い場所に存在します。SEF では、手首で正中神経を刺激し N20m(SEP の N20 に相当)が、足関節部で後脛骨神経を刺激すれば P37m(SEP の P37 に相当)が記録され、中心溝内の手や足の場所を推定できます(体部位局在,	
 somatotopy)13)。表 1 に基準値を示します。	
 
	
 
24	
 

表 1	
 正中神経電気刺激による SEF の基準値 14)	 (n=23,	
 年齢	
 37.3 10.6 歳)	
 
	
 	
 

	
 	
 	
 	
 	
 	
 	
 	
 	
 	
 潜時(ms)	
 

	
  	
  	
  モーメント(nAm)	
 

	
 右刺激	
 

	
 左刺激	
 

	
 右刺激	
 

	
 左刺激	
 

	
 cSⅠ	
 N20m	 

	
 21.5 1.1	 

	
 21.4 1.0	 

	
 23.9 9.4	 

	
 30.4 19.3	
 

	
 	
 	
 	
 	
 	
 P35m	 	
 31.6 4.7	 

	
 32.5 5.4	 

	
 40.1 20.5	
 	
 47.1 28.8	
 

	
 	
 	
 	
 	
 	
 P60m	 	
 53.1 8.3	 

	
 54.5 6.9	 

	
 49.5 15.4	
 	
 49.4 14.9	
 

	
 cSⅡ	
 

	
 87.8 14.5	
 	
 94.7 16.7	
 	
 60.3 33.0	
 	
 56.7 44.6	
 

	
 iSⅡ	
 

102.3 18.8	
 105.8 21.1	
 	
 26.6 16.3	
 	
 31.1 16.4	
 cSⅠ:	
 刺激対側 SⅠ、cSⅡ:	
 刺激対側 SⅡ、iSⅡ:	
 刺激同側 SⅡ	 条件:	 正中神経手根部電気刺激(0.2	 ms	
 矩形波)、運動閾値上(弱収縮)、2.5~3.5 秒に 1 回刺激、	
 周波数帯域	
 0.3~150	
 Hz、サンプリング周波数 5	
 kHz、100~120 回加算平均、Planar 型コイル	
 	 	
  一次聴覚野は側頭葉上面のやや後方にあり、聴覚誘発電位の場合は刺激側によらず頭頂部付近にP50 や N100 が最大となります。これは、両側の側頭葉が反応するので、電位のベクトルが頭頂部に向いて合成されるためです。ところが、AEF では、P50m や N100m の信号源は一次聴覚野から側頭平面の境界付近に推定されます。この位置は言語野(ウエルニッケ野)の前端付近に相当するため、言語野の位置推定にも役立ちます。P50m は刺激の対側で主に記録されますが、N100m は両側性に記録されます。しかし、刺激と対側の反応が同側より潜時が速く、振幅も大きくなります。さらに音の周波数を変えて記録すると、音の周波数に対応した部位が活動します(音部位局在,	
 tonotopy)15)	
 (図 17)。表 2 に P50m、表 3 に N100m の基準値を示します。	
 図 17	
 聴覚誘発脳磁場(N100m)による tonotopy	 	  純音刺激により N100m を記録して、そのダイ
ポールを左右の聴覚野にプロットしたところ、250	
 Hz、1000	
 Hz、4000	
 Hz の順に外側から内側に並ぶ配列(tonotopy)が認められます。	
 	
 

	
 
	
 
	
 
	
 
	
 
	
 
	
 
表 2	
 単耳クリック音刺激による P50m(対側)の基準値 15)	 (n=18,	
 年齢	
 30.6 6.2 歳)	
 
	
 	
 

	
 	
 	
 	
 	
 	
 	
 	
 	
 	
 潜時(ms)	
 

	
  	
  	
  モーメント(nAm)	
 	
 右耳刺激	 

	
 46.7 2.0	
 

	
 

	
 15.3 20.9	
 

	
 

	
 左耳刺激	 	 

	
 42.6 1.5	
 

	
 

	
 16.3 1.9	 条件:	 単耳クリック音刺激(3	 ms)、聴力閾値より 30dB 上(6	
 m のプラスチックチューブ)、8~12 秒に 1 回刺激、150 回加算平均、周波数帯域	
 5~55	 Hz、サンプリング周波数 1	
 kHz、Planar 型コイル	
 

	
 
	
 
25	
 

表 3	
 単耳トーンバースト刺激による N100m の基準値 15)	 (n=16,	
 年齢	
 30.8 6.4 歳)	
 
	
 	
 

	
 	
 	
 	
 	
 	
 	
 	
 	
 	
 潜時(ms)	
 

	
  	
  	
  モーメント(nAm)	
 	
 左聴覚野	 

	
 右聴覚野	 	
 左聴覚野	 

	
 右聴覚野	
 右耳 250	 Hz	  115.0 11.7	
 127.4 8.4	 

	
 42.6 14.5	
 	
 31.2 12.4	
 左耳 250	 Hz	  131.4 9.1	 125.3 7.9	 

	
 30.1 13.5	
 	
 42.3 14.2	
 右耳 1000	
 Hz	  	
 96.6 5.9	 107.3 9.4	 

	
 59.5 19.0	
 	
 35.1 6.0	 左耳 1000	
 Hz	
  106.1 7.0	 

	
 96.1 7.7	 

	
 44.4 20.5	
 	
 50.7 19.2	
 右耳 4000	
 Hz	
  101.5 11.5	
 121.2 14.0	
 	
 42.5 20.9	
 	
 23.1 9.6	 左耳 4000	
 Hz	
  118 8.1	 103.0 6.0	 

	
 30.2 18.2	
 	
 41.3 17.5	
 条件:	
 単耳トーンバースト	 (立ち上がり 10	 ms、持続 300	 ms、立ち下がり 20	
 ms)	
 刺激、聴力閾値より 30dB
上(6	
 m のプラスチックチューブ)、2.5~3.5 秒に 1 回刺激、100 回加算平均、周波数帯域	
 1~20	 Hz、サンプ
リング周波数 1	
 kHz、Planar 型コイル	 	
 	  半側視野刺激を行い、VEF の P100m(視覚誘発電位の P100 に対応)を記録すれば、対側後頭葉内側面付近に一次視覚野の信号源が推定されます(網膜部位局在、retinotopy)(図 18)16)。てんかんや脳腫瘍の外科治療においては、機能障害を最小限にくい止めながらも広い範囲の切除が要求されることが少なくありません。誘発脳磁場計測により術前脳機能マッピングを行うことにより、機能予後をも念頭に入れた切除計画が可能となります。表 4 に P100m の基準値を示します。	
 図 18 視覚誘発脳磁場による retinotopy	 	
  1/4 上下視野刺激に対する P100m のダイポー
ルをプロットすると、上視野刺激(□)では、鳥距溝(黒実線)より下に、下視野刺激(○)では、
鳥距溝より上に電流源が推定されます。	
 
	
 	
 

	
 
	
 
	
 
	
 
	
 
	
 
	
 
	
 
	
 
	
 
	
 
	
 
	
 
	
 
	
 
	
 
	
 
26	
 

表 4	
 チェッカーボードパターン刺激による P100m の基準値	
 (n=20,	
 年齢	
 31.7 6.0 歳)	
 
	
 	
 

	
 	
 	
 	
 	
 	
 	
 	
 	
 	
 潜時(ms)	
 

	
  	
  	
  モーメント(nAm)	
 

	
 右視野	
 

106.0 4.8	 	
 20.3 3.6	
 

	
 

	
 左視野	
 

	
 

106.5 5.5	 	
 21.5 4.3	
 条件:	
 単眼半側視野刺激(半径 7.5	 度)、チェックサイズ 50	
 分、1	
 Hz 刺激、平均輝度 30	
 cd/m2、コントラス
ト 97	
 %、100 回加算平均、周波数帯域	
 0.1~1000	
 Hz、サンプリング周波数 1	
 kHz、Planar 型コイル	
 

	
 
XⅡ	
 自発脳磁場及び誘発脳磁場の判読	 	 	
  全記録波形について視察的に確認する事が推奨されます。自発脳磁場においては、脳波判読と同様、後頭部優位律動を含めた背景脳磁場の異常の有無、磁気棘波・鋭波・徐波などの突発波の異常の有無を確認します。突発波が認められる際は、脳波の棘波と磁気棘波の対応の有無、波形の形状、潜時などについて検討します。	
 	 	
  誘発脳磁場の判読は誘発電位の方法に準じますが、2セット以上の記録を繰り返し、反応の再現性を確認することが重要です。2セット以上の記録において波形の再現性がある場合は、複数セットの総加算平均波形を電流源解析に用いることができます。スポンジやbite-barなどを用いて頭部位置を固定しない場合は、検出コイルと頭部の相対位置の変化が許容範囲内にあることを検証するのも1つの方法です。また、各セットの波形の	
 S/N比が十分な場合は、それぞれの電流源解析の結果をもって、再現性の確認とすることもできます。誘発脳磁場と同時に誘発電位を記録している場
合は、電位分布と磁場分布が両者で矛盾がないかどうかを検討します。	
 	
 
	
 
XⅢ	
 記録の整理保存	 	 	
  検査結果の報告にあたっては、依頼事項があればそれに対応した所見の有無を明瞭に記載します。
報告書は専門家以外も見る可能性を考慮して、できるだけ平易な表現を心がけてください。MEGが、脳波の補助ではなく、高度に補完するものであることを認識し、所見の記載にあたっては、当該施設における各種解析方法に準じたものを明瞭に記載します。記載は必要な項目を簡潔に、かつ主観を交えず述べるように努力します。したがって、以下に挙げる各項目は、必須ではなく、参考のために挙げ
ます。	
 
XⅢ-1	
 波形についての記載	
 (description)	
 	 1)	
 優位な律動および背景に関する記述	
 	
 
	
 2)	
 主要な異常所見の種類、量、出現様式	
 	
 
	
 3)	
 同時測定脳波との関連	
 	 4)	
 検査中に認められた臨床症状の変化と脳磁場との関係	
 	
 
XⅢ-2	
 信号源推定	 (source	
 analysis)	
 	
  解析結果の記載にあたっては、オフラインフィルタなどの適用条件も併記することが望まれます。
信号源は各被験者における頭部MRIに重畳して表示することが望まれます。推定された信号源に付随した解析パラメータ値	
 (GOF、誤差値、モーメントなど)も記載します。	
 	
 
XⅢ-3	
 診断や治療に関する助言の記載	 (interpretation)	
 	
  信号源推定などにおいて、数値や画像のみでは誤解を招きそうな点について、補足的な記載を行います。また、検査の依頼時に得た検討事項などに対して可能であれば回答を行ないます。	
 	
 
	
 
27	
 

XⅢ-4	
 測定データと報告書の保存	
 (data	 archive)	
 	  測定したデータは、解析前の全量の電子媒体による保存を原則とし、5年以上保存することが望まれます。やむを得ない場合は、異常所見の判定に関連した重要部分や信号源推定を行った部分のみの保存を行います。報告書と解析結果も原データと同様に保存し、できればデータベース化してください。データ保存の安全性を高めるため、デジタルデータについては二重保存を行うことを推奨します。	 	
 XⅣ	
 おわりに	 	  MEGの概要についてまとめました。あくまでも、初心者が実際に脳磁計を動かして脳磁場を計測するための手助けのためのモノグラフです。参考になれば幸いです。	
 
	
 
謝辞	
 
	
  編集に協力していただいた後藤純信(国際医療福祉大学)、菊池良和(臨床神経生理)、堀江	
 静(臨床神経生理)先生に深謝します。	
 
	
 
文献	
 
1. 日本臨床神経生理学会	
 脳磁図ガイドライン作成委員会.	
 臨床脳磁図検査解析指針.	
 臨床神経
生理学,	
 33:	
 69-86,	
 2005.	
 2. 飛松省三:	
 認知神経科学と神経学.	
 呉	
 景龍,	
 津本周作	
 (編),	
 神経医工学,	
 オーム社(株),	
 pp.	
 211-258,	
 2009.	
 3. 萩原綱一,	
 飛松省三:	
 脳磁図の基礎と臨床応用.	
 福岡医誌,	
 101:	
 135-141,	
 2010.	
 4. 飛松省三:	
 脳波を楽しく読むためのミニガイド(1).	
 臨床脳波	
 46:	
 665-673,	
 2004.	
 	 5. 飛松省三:	
 脳波を楽しく読むためのミニガイド(2).	
 臨床脳波	
 46:	
 731-742,	
 2004.	
 	 6. 飛松省三:	
 脳波を楽しく読むためのミニガイド(3).	
 臨床脳波	
 46:	
 807-820,	
 2004.	
 7. 飛松省三:	
 脳波検査報告書の書き方.	
 神経内科	 特別増刊号	
 臨床神経生理学的検査マニュアル	
 2.	
 脳波検査,	
 第 65 巻:	 106-114,	
 2006.	
 8. 飛松省三:	
 早わかり誘発電位(1)	
 ー誘発電位の基礎ー	
 臨床脳波	
 47:	
 573-583,	
 2005.	
 9. 飛松省三:	
 早わかり誘発電位(2)	
 ー視覚誘発電位と聴覚脳幹誘発電位ー	
 臨床脳波,	
 47:	
 638-648,	
 2005.	
 	 10. 飛松省三:	
 早わかり誘発電位(3)	
 ー体性感覚誘発電位と運動誘発電位ー	
 臨床脳波,	
 47:	
 717-726,	
 2005.	
 	 11. 前川敏彦,	
 飛松省三:	
 早わかり誘発電位(4)	
 ー事象関連電位とミスマッチ陰性電位ー	
 臨床脳波,	
 47:775-787,	
 2005.	
 	 12. 飛松省三:	
 誘発電位検査報告書の書き方.	
 神経内科	 特別増刊号	
 臨床神経生理学的検査マニュアル	
 7.誘発電位検査,	
 第 65 巻:	 342-350,	
 2006.	
 13. Ishibashi	  H,	  Tobimatsu	
  S,	
  Shigeto	  H,	  Morioka	
  T,	  Yamamoto	  T,	  Fukui	  M:	  Differential	 interaction	  of	  somatosensory	  inputs	  in	
  the	
  human	  primary	  sensory	  cortex:	  A	
 magnetoencephalographic	
 study.	
 Clin	 Neurophysiol,	 111:	
 1095-1102,	
 2000.	
 14. Hagiwara	
 K,	
 Okamoto	
 T,	
 Shigeto	
 H,	
 Ogata	 K,	
 Somehara	
 Y,	
 Matsushita	
 T,	
 Kira	 JI,	 Tobimatsu	
 S:	
 Oscillatory	
 gamma	 synchronization	
 binds	 the	 primary	
 and	
 secondary	 somatosensory	
 areas	
 
28	
 

in	
 humans.	
 NeuroImage,	
 51:	
 412-420,	
 2010.	
 15. Kikuchi	
 Y,	
 Ogata	 K,	
 Umesaki	
 T,	
 Yoshiura	
 T,	
 Kenjo	 M,	
 Hirano	 Y,	
 Okamoto	
 T,	
 Komune	 S,	
 Tobimatsu	
 S:	
 Spatiotemporal	
 signatures	
 of	
 an	
 abnormal	
 auditory	
 system	
 in	
 stuttering.	
 NeuroImage,	
 in	
 press.	
 16. Shigeto	
 H,	
 Tobimatsu	
 S,	
 Yamamoto	 T,	
 Kobayashi	
 T,	
 Kato	
 M:	 Visual	 evoked	
 cortical	
 magnetic	
 responses	
 to	
 checkerboard	
 pattern	 reversal	
 stimulation:	
 A	
 study	 on	 the	
 neural	 generators	
 of	
 N75,	 P100	 and	
 N145.	
 J	
 Neurol	
 Sci,	
 156:	
 186-194,	
 1998.	
 17. Shigeto	
 H,	
 Tobimatsu	
 S,	
 Morioka	 T,	
 Yamamoto	 T,	
 Kobayashi	
 T,	
 Kato	
 M:	
 Jerk-locked	
 back	
 averaging	 and	
 dipole	 source	 localization	
 of	
 magnetoencephalographic	
 transients	
 in	
 a	
 
patient	
 with	 epilepsia	
 partialis	 continua.	
 Electroenceph	 clin	 Neurophysiol,	 103:	
 440-444,	
 1997.	
 	 18. 重藤寛史,	
 飛松省三:てんかんに対するルーチン検査としての脳磁図の有用性と限界.	
 臨床脳
波,	
 51:	
 626-631,	
 2009.	
 19. Morioka	
 T,	
 Yamamoto	 T,	
 Mizushima	
 A,	
 Tobimatsu	
 S,	
 Shigeto	
 H,	
 Hasuo	 K,	
 Nishio	
 S,	
 Fujii	 K,	  Fukui	  M:	  Comparison	  of	  magnetoencephalography,	  functional	  MRI,	
  and	
  motor	  evoked	
 potentials	
 in	
 the	
 localization	
 of	
 the	
 sensory-motor	
 cortex.	
 Neurol	
 Res,	
 17:	
 361-367,	
 1995.	
 20. Shigeto	
 H,	
 Morioka	
 T,	
 Hisada	 K,	
 Nishio	
 S,	
 Ishibashi	
 H,	
 Kira	 J,	 Tobimatsu	
 S,	
 Kato	
 M:	 Feasibility	
 and	
 limitations	
 of	 magnetoencephalography	
 in	
 detecting	 epileptic	
 discharges:	 Simultaneous	 recording	 of	 magnetic	
 fields	
 and	
 electrocorticography.	
 Neurol	
 Res,	
 24:	
 531-536,	
 2002.	
 	
 29