誘発電位および誘発脳磁界

2016-01-18T05:21:32Z

Hidehikookamoto:

'''[[脳波]]・誘発電位'''

英： evoked potential or induced potential、　独: Evozierte Potentiale oder Induzierte Potentiale、　仏： Potentiel évoqué ou Potentiel induit

'''同義語・類義語'''：事象関連電位、誘発反応、誘発活動電位

誘発電位とは外部からの物理刺激により惹起された神経活動由来の電位変化である。

'''誘発電位（誘発脳磁界）とは'''

[[ファイル:図1.誘発脳磁界.png|right|300px|thumb|'''図1．誘発脳磁界の一例''']]
[[ファイル:図２.誘発電位(evoked potential)と誘導電位(induced potential).png|right|300px|thumb|'''図2．外部刺激と同期した電位変化(左図：evoked potential)の計測には加算平均が適しているが、時間的な揺らぎがある電位変化(右図：induced potential)は単純な加算平均では計測が難しい。''']]
[[ファイル:図3.チェッカーボード刺激.png|right|300px|thumb|'''図3．左右の格子模様を反転させる際に視覚誘発電位(Visual Evoked Potential: VEP)が惹起される''']]

誘発電位（evoked potential）（または誘発脳磁界(evoked (magnetic) field)）とは、外部からの物理刺激（視覚刺激・聴覚・[[触覚]]刺激など）が受容器に入力されたことにより惹起された神経活動由来の電気信号（または磁場信号）のことである[1, 2]。物理刺激の種類により、視覚誘発電位（視覚誘発脳磁界）、聴覚誘発電位（聴覚誘発脳磁界）、[[体性感覚]]誘発電位（体性感覚誘発脳磁界）などと分類することが出来る。末梢神経においても外部刺激により活動電位を生じるが、誘発電位は主に中枢神経由来のものを指すことが多い。発生部位により、大脳誘発電位、脳幹誘発電位、脊髄誘発電位などと呼ばれることがある。

'''加算平均法'''

[[動物]]実験や、[[ヒト]]においても開頭術を行い[[大脳皮質]]表面に直接電極を装着することができる場合においては、1回の試行でも十分な信号対雑音比（S/N比）を持った反応を記録することが可能である。しかしながら、通常ヒトの場合は非侵襲的に脳の神経活動を計測するため、頭皮上に電極を装着し非侵襲的に脳波を記録するか[[超伝導量子干渉計]] ([[SQUIDs]])を用いた[[脳磁法]]によって脳磁界を記録することが多い。こうして得られた1試行による誘発電位、誘発脳磁界は自律神経活動より微小のため観測は非常に困難である[3]。そこで、非侵襲的にヒト脳から誘発電位・誘発脳磁界を記録する場合は、何回も試行を繰り返し加算平均してS/N比を高めることが多い[4]。図1は音を聞かせた時の誘発脳磁界反応（204チャンネル）を重ね書きしたものである。1試行では誘発脳磁界反応は自律神経活動由来の脳磁界に埋もれてしまい不明確であるが、10試行、100試行と繰り返し刺激し得られた反応を加算平均することで、自律神経活動成分が減少し誘発脳磁界反応は鮮明になる。これは、外部からの物理刺激と同期した誘発電位（誘発脳磁界）は刺激時点を基準に加算平均しても振幅は減少しない（図2左参照）のに対して、外部刺激と同期していない自律神経活動は加算平均によりお互いを[[打ち消し]]合うため振幅が減少するためである。誘発電位（誘発脳磁界）のS/N比は試行回数の平方根に比例して向上する。例えば100回の試行を加算平均するとS/N比は約10倍になる。

'''誘発電位（誘発脳磁界）の波形'''

誘発電位の波形にはいくつかの頂点があり、各頂点の名称（成分）は波形の極性と潜時で表す。例えば、極性が陰性で潜時が30 ms ならN30、極性が陽性で潜時が300msならP300という記載になる。また頂点が出現する順と極性によって記載する場合もあり、この場合は最初の陰性の頂点をN1、3番目の陽性の頂点ならP3と記載する。しかしながら、物理刺激の種類や個体差、年齢など様々な要因により波形は変化するため、誘発電位の名称に関しては不統一のこともあり注意が必要である。誘発脳磁界の場合は誘発電位の名称の最後に”m”をつける。例えば誘発電位のN30は誘発脳磁界ではN30mと記載する。この誘発電位波形の頂点の潜時によって短潜時(short latency)、中潜時(middle latency)、長潜時(long latency)反応と分類されることもある。一般的に、短潜時反応は脳幹や間脳などで発生する電位を反映しており、注意や[[睡眠]]、薬物などの影響を受けにくい。一方、長潜時反応は課題や意識の状態、刺激間時間間隔（inter-stimulus interval）などの影響を受けやすい[5]。デジタル記録する場合は短潜時反応や周期の短い反応を記録したい場合はサンプリング周波数を高く設定することに留意する必要がある。

'''容積導体の影響'''

記録電極が神経活動発生源より遠くに位置する場合であっても、容積導体を介して誘発電位を記録する事ができる。そのため、脳幹や間脳由来の微弱な信号であっても加算回数が十分であれば加算平均法により計測することが出来る。ただヒトの頭蓋は、皮質、[[脳脊髄液]]、頭蓋骨、[[皮膚]]といった導電率の異なる組織から構成されているため、活動発生源の位置を同定するのは容易ではない。その点、脳磁法を用いた誘発脳磁界は容積伝導の影響を受けにくいため、脳幹や間脳由来の信号を検出するには不向きであるが、皮質由来の神経活動発生源の同定には優れている。

'''Evoked vs. Induced'''

通常、脳波計測や脳磁法において加算平均法により得られた反応を誘発電位・誘発脳磁界と呼ぶ。図2左のように外部刺激により惹起された反応が完全に同期している場合加算平均法により振幅は変化しないが、図2右のように神経活動の同期に揺らぎがある場合、誘発電位・誘発脳磁界はお互い打ち消し合って振幅が小さくなってしまう。特に周期の短い（周波数の高い）[[脳神経]]活動の場合、短時間の揺らぎであっても誘発反応の振幅は顕著に小さくなるため注意が必要である。このように時間的な揺らぎがある神経活動を観測したい場合は、単純な加算平均法を行わずに誘導電位(induced potential)1や誘導脳磁界(induced magnetic field)を計測する[6]。誘導電位・誘導脳磁界は、まず試行ごとの波形に実験者が調べたい周波数帯域のバンドパスフィルターを適用し、その後波形の振幅包絡（図２の青線参照）を求めてこの振幅包絡を加算平均することで得られる。ただ本邦においては誘導電位・誘導脳磁界のことも誘発電位・誘発脳磁界と呼ぶことが多いため注意が必要である。

'''体性感覚誘発電位 (somatosensory evoked potential: SEP)'''

体性感覚誘発電位(SEP)は上肢や下肢の皮膚に電気刺激や機械的刺激を与えた際に誘発される電位である。潜時によって短潜時体性感覚誘発電位（< 40 ms）[7]、長潜時体性感覚誘発電位（40 ms ~ 250 ms）[8]と分類することができる。また脳磁法においても似た反応が得られることが知られている[9]。特に短潜時体性感覚誘発電位は、[[多発性硬化症]]など脱髄疾患、脳血管障害、脊髄後索の障害疾患等の診断に有効である[10]。

'''聴覚誘発電位 (auditory evoked potential: AEP)'''

聴覚誘発電位は音の提示により誘発されその潜時によって短潜時聴覚誘発電位（< 10 ms）、中潜時聴覚誘発電位（10 ～ 50 ms）、長潜時聴覚誘発電位（50 ms <）と分類することができる[11]。短潜時聴覚誘発電位は聴性脳幹反応(Auditory Brainstem Response: ABR)とも呼ばれており、新生児聴覚スクリーニングや他覚的聴力検査、脳死の判定など幅広く臨床応用されている。ただ聴性脳幹反応はクリック音を用いて計測されるため周波数毎の聴力を計測するには不向きである。各周波数の聴力を客観的に検査したい場合は、振幅変調音を刺激音として用いる聴性定常反応(Auditory steady-state response)が有用である[12, 13]。

'''視覚誘発電位 (visual evoked potential: VEP)'''

視覚誘発電位（VEP）は、視覚刺激の提示により誘発される電位であり、発生源は主に大脳皮質視覚野である。1960年代の黎明期には閃光刺激を用いて誘発されるフラッシュVEPに関する研究が多かったが、フラッシュVEPは波形の再現性が同一個人間でも難があった。フラッシュVEPより誘発電位が安定しており半側視野刺激も容易に行えることから、2015年現在はパターンVEPが用いられることが多い。パターンVEPとは図３のように白黒の格子模様（チェッカーボード）を反転させる際に得られる誘発電位の事である[14]。

'''関連項目：'''

脳波、脳磁法、ニューロイメージング

'''参考文献'''

1. Guideline 9A: Guidelines on evoked potentials. J Clin Neurophysiol, 2006. 23(2): p. 125-37.

2. 誘発電位測定指針案. 脳波と筋電図. 25(3): p. 1-16.

3. Cooper, R., et al., Comparison of Subcortical Cortical and Scalp Activity Using Chronically Indwelling Electrodes in Man. Electroencephalogr Clin Neurophysiol, 1965. 18(3): p. 217-228.

4. Rugg, M.D. and M.G.H. Coles, Electrophysiology of mind : event-related brain potentials and cognition. Oxford psychology series. 1995, Oxford ; New York: Oxford University Press. 1-27.

5. Hillyard, S.A. and M. Kutas, Electrophysiology of cognitive processing. Annu Rev Psychol, 1983. 34: p. 33-61.

6. Tallon-Baudry, C., et al., Stimulus specificity of phase-locked and non-phase-locked 40 Hz visual responses in human. J Neurosci, 1996. 16(13): p. 4240-9.

7. Allison, T., et al., Human Cortical Potentials-Evoked by Stimulation of the Median Nerve .1. Cytoarchitectonic Areas Generating Short-Latency Activity. J Neurophysiol, 1989. 62(3): p. 694-710.

8. Allison, T., et al., Human Cortical Potentials-Evoked by Stimulation of the Median Nerve .2. Cytoarchitectonic Areas Generating Long-Latency Activity. J Neurophysiol, 1989. 62(3): p. 711-722.

9. Kakigi, R., et al., The somatosensory evoked magnetic fields. Prog Neurobiol, 2000. 61(5): p. 495-523.

10. 尾﨑　勇，鈴木千惠子：体性感覚誘発電位（SEP）の臨床応用．臨床神経生理学 36（3）: 145‒160, 2008.

11. Picton, T.W., et al., Human auditory evoked potentials. I: Evaluation of components. Electroencephalogr Clin Neurophysiol, 1974. 36(C): p. 179-190.

12. John, M.S., et al., Multiple auditory steady-state responses (MASTER): Stimulus and recording parameters. Audiology, 1998. 37(2): p. 59-82.

13. Picton, T.W., et al., Human auditory steady-state responses. Int J Audiol, 2003. 42(4): p. 177-219.

14. Michael, W.F. and M. Halliday, Differences between the occipital distribution of upper and lower field pattern-evoked responses in man. Brain Res, 1971. 32(2): p. 311-324.

ファイル:図3.チェッカーボード刺激.png

2016-01-18T05:14:36Z

Hidehikookamoto: 左右の格子模様を反転させる際に視覚誘発電位(Visual Evoked Potential: VEP)が惹起される。

左右の格子模様を反転させる際に視覚誘発電位(Visual Evoked Potential: VEP)が惹起される。

2015-09-03T07:58:03Z

Hidehikookamoto:

脳磁法

2015-09-02T07:25:30Z

Hidehikookamoto:

英：magnetoencephalography　独： Magnetoenzephalographie 仏：Magnétoencéphalographie　　[[ファイル:環境磁場および生体磁場の強度.jpg|right|400px|thumb|図１：環境磁場と生体磁場の強度]]
同義語・類義語：脳磁図、脳磁計

'''脳磁法とは'''

脳磁法（magnetoencephalography, MEG）とは、脳の神経活動に伴って発生する磁場（磁界）を頭皮上から完全非侵襲的に計測する技術である。通常脳の神経活動に伴う磁界変化は非常に微弱であるため、SQUIDs（超伝導量子干渉計）を利用した高感度磁気センサーを用いる。記録の対象であるヒト脳磁場信号の大きさが10-14 T（テスラ）から10-12 T程度であるのに対して、例えば地磁気は10-5 Tの大きさを有しているため外部環境磁場ノイズを軽減することが重要である（図１）。そのため、脳磁計は透磁率の大きい合金（パーマロイ）等で出来た磁気シールドルーム内に設置される。1972年に超伝導量子干渉計を用いてヒトの脳から生じる磁場信号の検出に成功[1]した当時は単チャンネルであったが、その後多チャンネル化が急速に進み現在では100チャンネル以上のセンサーを有する多チャンネル全頭型装置（図２）[[ファイル:全頭型脳磁計.jpg|right|300px|thumb|図２：多チャンネル全頭型脳磁計の一例]]が一般的になり、基礎研究及び臨床研究に用いられている。超伝導量子干渉計は常に液体ヘリウムで冷却する必要があるため、高性能の断熱容器（デュワー）内に格納されている。脳磁場を検出コイルにはその形状から大きく分けてマグネトメーターとグラジオメーターがある（図３）[[ファイル:検出コイル.jpg|right|500px|thumb|図３：脳磁場を検出する各種コイルの形状]]。マグネトメーターは1個のコイルで磁束を補足する。形状が単純であり遠方の信号源からの磁場も比較的良く計測できるという長所があるが、その反面外部からの環境磁場の影響を受けやすい。グラジオメーターに関しては軸方向型と平面方向型に大別できる。軸方向型グラジオメーターは脳表に近い検出コイルと遠い補償コイルを逆向きに接続することで、両者の差分信号を計測する。近傍から発生する磁場は空間勾配が大きいため、脳から発生する磁場に関しては検出コイルのほうが補償コイルより大きい入力を受ける。それに対して遠隔に信号源を有する環境磁場に関しては、検出コイルと補償コイルにほぼ同様の影響を与える。その結果、軸方向型グラジオメーターは環境磁場の影響を軽減しながら脳からの磁場信号を計測することが出来る。それに対し、平面方向型グラジオメーターは頭皮の接線方向の磁場差分を計測しているため、環境磁場の影響を打ち消しながら近傍の信号源からの磁場に対しては高い感度を持つという特徴を持つ。反面、平面方向型グラジオメーターの計測磁場振幅は信号源から遠いと大きく減衰するため、脳深部からの磁場計測には適さない。またマグネトメーターと軸方向型グラジオメーターの計測磁場分布は似たようなパターンを示すのに対して、平面方向型グラジオメーターの計測磁場分布は大きく異なることにも注意が必要である。例えば、信号源の直上における計測磁場密度はマグネトメーターや軸方向型グラジオメーターでは0に近い値を示すのに対して、平面方向型グラジオメーターでは極大または極小となる。

'''磁場の起源'''

神経細胞の興奮に伴う磁場変化は非常に微弱であるため、検出可能な信号を生み出すためには隣接する数万の細胞が同期して、なおかつ同じ向きの電流を発生させる必要がある[2]。この条件を満たす信号源として、脳表面（もしくは皮質６層構造）に対して垂直に配列する錐体細胞樹状突起における細胞内シナプス後電流（excitatory postsynaptic current）がある。また錐体細胞の配列も重要である。脳磁計で計測できる信号は主に頭蓋表面に平行に流れる電流により生じる磁場であって、頭蓋表面に対して垂直方向の電流に関してはうまく記録できない。また、脳活動より生じた磁界の強さは距離の２乗に反比例して減衰するため脳深部の神経活動の記録は困難である。

'''脳波との比較'''

ヒトの脳機能を非侵襲的に計測する他の方法として、頭皮上に装着された頭皮上電極から記録される「脳波（electroencephalography: EEG）」がある。脳波は脳磁法と同じように非常に高い時間分解能で脳活動を計測することができるが、神経活動を導電率の異なる脳・脊髄液・骨・皮膚などを通して観察することになる。この信号源と記録電極の間にある[http://www.scholarpedia.org/article/Volume_conduction 容積導体](volume conduction）は不均一であり、脳波の空間分解能には限界がある。しかしながら、脳磁場信号は神経細胞内電流を直接的に反映し、容積導体の影響をほとんど受けないため、脳波に比べて高い空間分解能を有しておりmm単位の正確度で信号源を推測することも可能である[3]。すなわち頭蓋骨や表皮、脳脊髄液など電気伝導率が大きく異なる組成の影響を脳波のように受けないことが脳磁法の大きなメリットである[4]。また脳波では、何らかの基準点（耳朶電位基準や平均電位基準など）が必要となるが、脳磁法では基準点が必要ないこともメリットとなる。また脳波では記録電極と頭皮との接触が良くないと信号にノイズが混入してしまう。
脳磁法の短所としては、経済的な観点から見ると、計測装置が大型で高価であること、またSQUIDsを絶えず液体ヘリウムで冷却する必要が有るため維持費が高額になる点が挙げられる。神経活動計測に関しては、磁気センサーに対して垂直方向の電流を計測することが困難なこと、脳深部の神経活動計測が難しい点が挙げられる。また、計測中は頭の位値を固定しておく必要があるため、歩行中の脳活動や覚醒下の乳児を計測することは困難である。

'''脳磁法を用いた研究'''

脳磁法は高い時間分解能で完全に非侵襲的に神経活動を計測することが出来るため、ヒトの基礎研究・臨床研究に利用されている。特に、一次聴覚野、一次体性感覚野、一次運動野など刺激に同期して活動し限局している信号源に対しては、刺激を繰り返し与え得られた波形を加算平均し、等価電流双極子モデル等を使うことによってかなり正確に特定することが可能である。しかしながら、複雑な認知行動課題などの場合は惹起された神経活動が分散しており外部刺激に正確に同期していない事が多いため信号源推定には注意を要する。
現在、脳磁図の臨床利用として主となるのは、てんかん患者におけるてんかん原性焦点や言語中枢等の重要な機能を担っている脳部位の同定である。脳磁法は脳波よりも空間分解能に優れており、脳磁法を使用することで脳波では捉えられなかったてんかん性脳活動を測定できることも報告されている[5]。できるだけ重要な機能を担う脳部位を温存して術後の後遺症を減らし、正確にてんかん源性脳部位を切除するために手術前に脳磁法により脳機能計測を行うことは有効だと考えられている[6]。
神経科学分野における脳磁法の利用としては、その高い時間・空間分解能を活かして視覚・聴覚・体性感覚・痛覚などにより惹起された誘発脳磁場反応による脳機能マッピング[7-10]や、顔認知や言語処理といったヒト脳における認知機能の解明[11-13]、安静時における脳部位間の機能的結合に関する研究[14]などが行われている。

'''その他のNeuroimaging法との比較'''

脳磁法の長所としては、positron emission tomography (PET), Single Photon Emission Computed Tomography (SPECT), functional Magnetic Resonance Imaging (fMRI), Near Infra-Red Spectroscopy (NIRS)が血流や代謝などを指標に脳神経活動を間接的に計測しているのに対して、神経電気活動を非常に高い時間分解能で直接計測している点があげられる。また、脳磁法は生体への干渉を行わず観察するのみなので、他のNeuroimaging法とくらべても全くの非侵襲的計測法であるといえる。
短所としては脳磁法で神経活動の信号源を知るためには逆問題を解く必要があるが解が唯一ではない非適切な問題であるため、脳活動に関する前提的な知識を含んだモデルを用いて制限することで解を導き出す必要がある。PET、SPECT、fMRI,NIRSでは逆問題を解く必要はない。また脳磁法、NIRSは脳の深部の活動をうまく計測できないがPET, SPECT, fMRI　では可能である。

'''参考文献'''

1. Cohen, D., Magnetoencephalography - Detection of brains electrical-activity with a superconducting magnetometer. Science, 1972. 175(4022): p. 664-666.

2. Murakami, S. and Y. Okada, Contributions of principal neocortical neurons to magnetoencephalography and electroencephalography signals. Journal of Physiology-London, 2006. 575(3): p. 925-936.

3. Cohen, D. and B.N. Cuffin, Demonstration of useful differences between magnetoencephalogram and electroencephalogram. Electroencephalography and clinical neurophysiology, 1983. 56(1): p. 38-51.

4. Van Den Broek, S.P., et al., Volume conduction effects in EEG and MEG. Electroencephalography and clinical neurophysiology, 1998. 106(6): p. 522-534.

5. Iwasaki, M., et al., Detection of epileptiform activity by human interpreters: Blinded comparison between electroencephalography and magnetoencephalography. Epilepsia, 2005. 46(1): p. 59-68.

6. Ito, T., et al., Advantageous information provided by magnetoencephalography for patients with neocortical epilepsy. Brain and Development, 2015. 37(2): p. 237-242.

7. Nakamura, A., et al., Somatosensory homunculus as drawn by MEG. Neuroimage, 1998. 7(4): p. 377-386.

8. Pantev, C., et al., Tonotopic organization of the auditory cortex: pitch versus frequency representation. Science, 1989. 246(4929): p. 486-8.

9. Ahlfors, S.P., R.J. Ilmoniemi, and M.S. Hämäläinen, Estimates of visually evoked cortical currents. Electroencephalography and clinical neurophysiology, 1992. 82(3): p. 225-236.

10. Kakigi, R., H. Shibasaki, and A. Ikeda, Pain-related somatosensory evoked potentials following CO2 laser stimulation in man. Electroencephalography and Clinical Neurophysiology/ Evoked Potentials, 1989. 74(2): p. 139-146.

11. Liu, J., A. Harris, and N. Kanwisher, Stages of processing in face perception: An MEG study. Nature neuroscience, 2002. 5(9): p. 910-916.

12. Watanabe, S., R. Kakigi, and A. Puce, The spatiotemporal dynamics of the face inversion effect: A magneto- and electro-encephalographic study. Neuroscience, 2003. 116(3): p. 879-895.

13. Luo, H. and D. Poeppel, Phase Patterns of Neuronal Responses Reliably Discriminate Speech in Human Auditory Cortex. Neuron, 2007. 54(6): p. 1001-1010.

14. Brookes, M.J., et al., Investigating the electrophysiological basis of resting state networks using magnetoencephalography. Proceedings of the National Academy of Sciences of the United States of America, 2011. 108(40): p. 16783-16788.

（執筆者：岡本秀彦、担当編集委員：定藤規弘）

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2015-09-02T06:01:20Z

Hidehikookamoto: 脳磁場検出コイルの形状の例

脳磁場検出コイルの形状の例

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2015-09-02T05:58:37Z

Hidehikookamoto: 多チャンネル全頭型脳磁計

多チャンネル全頭型脳磁計