脳磁図
脳磁図の電流源のモデリング手法として広く受け入れられているものに、神経活動の位置を限局したものと仮定する等価電流双極子 (Equivalent Current Dipole : ECD) を計算するものがある。この双極子による推定手法は未知の双極子のパラメーターが脳磁図の計測データ数より少ないため、過剰決定で、非線形である。MUSIC (Multiple Signal Classification) や MSST (Multistart spatial and temporal) のような、自動的な複数双極子モデルのアルゴリズム脳磁図データの解析に利用されることもある。双極子モデリングの限界は3つの主要な欠点によって特徴付けられる。(1) 広がりを持った電流源を双極子で近似することは困難な点。(2) 解析の前に双極子の総数を正確に推定することは不可能な点。(3) 特に脳の深部において、双極子の位置推定の精度が低い点。
脳磁図がはじめて計測に利用されたのは1968年にデービッド・コーエン (David Cohen) によってである。超伝導量子干渉計(SQUID)が利用される以前は、検出器として銅製の誘起コイル (インダクションコイル) が用いられた。背景磁場ノイズを減らすために、計測は磁場がシールドされた部屋で行われる。しかし、検出器の感受性の低さにより、脳磁図により得られた信号は乏しく、ノイズの多いもので、実用に難いものであった。彼が MIT にいた後半に、より良く磁場がシールドされた部屋を建設し、最初期の SQUID 検出器 (当時ちょうどツィンマーマン (Zimmerman)によって開発されたもの) を用いて、再度脳磁図による計測を行った。この時得られた信号は脳波計 (EEG) に匹敵するほどクリアなものであり、当時超伝導量子干渉計の使用法を模索していた物理学者の興味を惹きつけた。そのようにして、脳磁図が使用されるに到り、様々な種類の自発脳磁場、及び誘起脳磁場が計測されるようになった。
初期には、被験者の頭部の様々な位置における磁場を計測するために、SQUID 検出器による1センサー計測を繰り返し行っていた。しかし、それではあまりに煩雑なので、1980年代に脳磁図の製造者によって頭部を取り囲むデュワーを大きくし、内部のセンサーの数が増やされ測定精度が向上した。現在の脳磁図のデュワーはヘルメット形になり、内部には300ものセンサーが存在し、頭部のほぼ全域をカバーしている。このような方法により、被験者、または患者の脳磁場は素早く、効果的に得られるようになった。
推定された磁場源の位置は核磁気共鳴画像法 (MRI) による画像と結合され、磁場源の画像 (magnetic source image : MSI) が作り出される。 。2組のデータは、MRI 上では脂質マーカー、MEG上では帯電性のコイルでそれぞれ標識された基準点の位置を計測することで結合される。それぞれのデータにおける基準点の位置は共通の座標系を定義するのために用いられ、脳機能に関する MEG のデータと脳構造に関する MRI のデータが重ね合わせ (coregistration) られる。
このような手法の臨床面への応用には、MRI 画像上に明確な境界線で色分けされた領域が描かれる事に関して批判がある。十分な訓練を受けていない者は、MEG の空間分解能が比較的低いために、この色分けが生理的な確実性ではなく統計処理により計算される確率の集合であるということを理解できない。磁場源の画像が他のデータを裏付ける場合は、臨床面での有用性があるだろう。