JP2003230548A - 生物組織部分の病巣の位置検出方法 - Google Patents
生物組織部分の病巣の位置検出方法Info
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- JP2003230548A JP2003230548A JP2003005499A JP2003005499A JP2003230548A JP 2003230548 A JP2003230548 A JP 2003230548A JP 2003005499 A JP2003005499 A JP 2003005499A JP 2003005499 A JP2003005499 A JP 2003005499A JP 2003230548 A JP2003230548 A JP 2003230548A
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Abstract
(57)【要約】
【課題】 病巣の位置検出の精度を高める。
【解決手段】 組織部分（４）をモデル化して決定した
ガイドフィールド（１０４）を変換し（１１８）、位置
検出ステップ（１１０）で周波数に無関係な信号成分を
変換されたガイドフィールドと比較し、た周波数に無関
係な信号成分を最も良く再現する変換されたガイドフィ
ールドの位置（１１２）を病巣（２）の位置として出力
する。
ガイドフィールド（１０４）を変換し（１１８）、位置
検出ステップ（１１０）で周波数に無関係な信号成分を
変換されたガイドフィールドと比較し、た周波数に無関
係な信号成分を最も良く再現する変換されたガイドフィ
ールドの位置（１１２）を病巣（２）の位置として出力
する。
Description
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、生物組織部分中の
少なくとも１つの病巣の位置を検出するための方法に関
する。
少なくとも１つの病巣の位置を検出するための方法に関
する。
【０００２】
【従来の技術】生物組織部分中の少なくとも１つの病巣
の位置を検出するための方法として、病巣が組織部分と
異なる電気的特性を有し、組織部分中の電気的特性は本
質的に一定であり、相異なる周波数を有する一連の電気
的励起信号を組織部分に与えるステップと、組織部分の
表面上の複数の測定位置においてそこに励起信号に基づ
いて生ずる電気的応答信号を測定するステップと、応答
信号中の周波数に無関係な信号成分を決定し、位置検出
ステップの入力値として周波数に無関係な信号成分を爾
後処理するステップと、組織部分をモデル化し、ガイド
フィールドのセットを決定するステップとを有する方法
は公知である（例えば、特許文献１参照）。
の位置を検出するための方法として、病巣が組織部分と
異なる電気的特性を有し、組織部分中の電気的特性は本
質的に一定であり、相異なる周波数を有する一連の電気
的励起信号を組織部分に与えるステップと、組織部分の
表面上の複数の測定位置においてそこに励起信号に基づ
いて生ずる電気的応答信号を測定するステップと、応答
信号中の周波数に無関係な信号成分を決定し、位置検出
ステップの入力値として周波数に無関係な信号成分を爾
後処理するステップと、組織部分をモデル化し、ガイド
フィールドのセットを決定するステップとを有する方法
は公知である（例えば、特許文献１参照）。
【０００３】上述の方法においては、電気的インピーダ
ンス測定による撮像の際には、被検体（患者）に１つま
たは複数の位置において電流が流され、または電圧が与
えられる。検査すべき組織部分と１つまたは複数の位置
において電気的に接触させられるＭ個の電極（Ｍ≧１）
を使用して、流された電流に基づいて生ずる電圧が測定
される。またそれに代えて専らまたは付加的に、与えら
れた電圧に基づいて生ずる電流が測定される。電圧およ
び（または）電流は被検体の電気的な特性（例えば数学
的な意味で複素コンダクタンスにより記述される）によ
り決定される。こうしてＭ個の異なる位置における測定
データが得られる。
ンス測定による撮像の際には、被検体（患者）に１つま
たは複数の位置において電流が流され、または電圧が与
えられる。検査すべき組織部分と１つまたは複数の位置
において電気的に接触させられるＭ個の電極（Ｍ≧１）
を使用して、流された電流に基づいて生ずる電圧が測定
される。またそれに代えて専らまたは付加的に、与えら
れた電圧に基づいて生ずる電流が測定される。電圧およ
び（または）電流は被検体の電気的な特性（例えば数学
的な意味で複素コンダクタンスにより記述される）によ
り決定される。こうしてＭ個の異なる位置における測定
データが得られる。
【０００４】少なくとも１つの時間的に変化する電流の
供給により、かつ（または）少なくとも１つの時間的に
変化する電圧の印加により、種々の周波数での空間的な
データ（電流値および（または）電圧値）が得られる。
こうして電気的コンダクタンスの組織に典型的な周波数
依存性の結果として周波数に関係する空間的な測定デー
タが得られる。Ｎ個の周波数でのＭ個の測定データの場
合にはＭ×Ｎ個のデータが得られる。これらのデータは
たとえばトランススキャン（ＴｒａｎｓＳｃａｎ）社の
ＴＳ２０００装置において行われるように、時間に無関
係なコンダクタンス値に、またキャパシタンス値に、す
なわちアドミッタンス値に変換され、二次元の電極配置
に相応して表示することができる。
供給により、かつ（または）少なくとも１つの時間的に
変化する電圧の印加により、種々の周波数での空間的な
データ（電流値および（または）電圧値）が得られる。
こうして電気的コンダクタンスの組織に典型的な周波数
依存性の結果として周波数に関係する空間的な測定デー
タが得られる。Ｎ個の周波数でのＭ個の測定データの場
合にはＭ×Ｎ個のデータが得られる。これらのデータは
たとえばトランススキャン（ＴｒａｎｓＳｃａｎ）社の
ＴＳ２０００装置において行われるように、時間に無関
係なコンダクタンス値に、またキャパシタンス値に、す
なわちアドミッタンス値に変換され、二次元の電極配置
に相応して表示することができる。
【０００５】
【特許文献１】国際公開第99/48422号パンフレット
【０００６】
【発明が解決しようとする課題】本発明の課題は、冒頭
に記載されている種類の位置検出のための方法におい
て、位置検出の精度を高めることにある。
に記載されている種類の位置検出のための方法におい
て、位置検出の精度を高めることにある。
【０００７】
【課題を解決するための手段】この課題は、ガイドフィ
ールドが変換され、位置検出ステップで周波数に無関係
な信号成分が変換されたガイドフィールドと比較され、
周波数に無関係な信号成分を最も良く再現する変換され
たガイドフィールドの位置が病巣の位置として出力され
ることにより解決される。それに関連して、病巣を有す
る組織部分に対して、その重要な特性が測定データに適
合されているモデルが使用される。こうして位置検出精
度が改善される。
ールドが変換され、位置検出ステップで周波数に無関係
な信号成分が変換されたガイドフィールドと比較され、
周波数に無関係な信号成分を最も良く再現する変換され
たガイドフィールドの位置が病巣の位置として出力され
ることにより解決される。それに関連して、病巣を有す
る組織部分に対して、その重要な特性が測定データに適
合されているモデルが使用される。こうして位置検出精
度が改善される。
【０００８】本発明の有利な構成は、ガイドフィールド
が第１の変換で正規化されることを特徴とする。それに
より種々のガイドフィールド成分の大きさが無次元かつ
深さに無関係にされる。
が第１の変換で正規化されることを特徴とする。それに
より種々のガイドフィールド成分の大きさが無次元かつ
深さに無関係にされる。
【０００９】別の有利な構成では、ガイドフィールドが
第２の変換で直交ガイドフィールドに変換される。それ
により位置検出がより確実にまたより誤りを生じにくく
なり、例えばごく小さな部分がより明らかになる。位置
検出のために必要とされるガイドフィールドがこうし
て、検査すべき組織部分および病巣の物理的特性に一層
良く適合される。
第２の変換で直交ガイドフィールドに変換される。それ
により位置検出がより確実にまたより誤りを生じにくく
なり、例えばごく小さな部分がより明らかになる。位置
検出のために必要とされるガイドフィールドがこうし
て、検査すべき組織部分および病巣の物理的特性に一層
良く適合される。
【００１０】本発明の別の有利な構成は、直交ガイドフ
ィールドが特異値分解によりガイドフィールドから決定
されることを特徴とする。特異値分解のための方法は広
く普及して応用されている。さまざまな入力値組み合わ
せの際のその挙動は良く知られている。
ィールドが特異値分解によりガイドフィールドから決定
されることを特徴とする。特異値分解のための方法は広
く普及して応用されている。さまざまな入力値組み合わ
せの際のその挙動は良く知られている。
【００１１】本発明の別の特に有利な構成は、電気的な
イミタンスデータが応答信号から表面上の位置に関係し
て決定され、イミタンスデータの少なくとも１つの極大
およびそれに付属の表面上の位置が決定され、相応の極
大の位置の下側の相応の病巣の少なくとも１つの深さ位
置が極大の位置に関係して決定されることを特徴とす
る。それにより病巣の位置検出のための費用が顕著に低
減される。
イミタンスデータが応答信号から表面上の位置に関係し
て決定され、イミタンスデータの少なくとも１つの極大
およびそれに付属の表面上の位置が決定され、相応の極
大の位置の下側の相応の病巣の少なくとも１つの深さ位
置が極大の位置に関係して決定されることを特徴とす
る。それにより病巣の位置検出のための費用が顕著に低
減される。
【００１２】最後に本発明の別の特に有利な構成は、応
答信号から生物学的な信号源の周波数依存性が決定さ
れ、病巣が周波数依存性に関係して分類されることを特
徴とする。周波数依存性の形式は病巣の組織の形式によ
り決定される。
答信号から生物学的な信号源の周波数依存性が決定さ
れ、病巣が周波数依存性に関係して分類されることを特
徴とする。周波数依存性の形式は病巣の組織の形式によ
り決定される。
【００１３】
【発明の実施の形態】本発明の実施例を以下に図面によ
り説明する。
り説明する。
【００１４】図１は、生物学的な組織部分４の限られた
空間領域２の信号アクティビティを位置的に検出し、識
別し得る測定および評価装置を示す。その際に、空間領
域２はその他の組織部分４と異なる電気的コンダクタン
スを有し、その他の組織部分４はほぼ空間的に一定の電
気的コンダクタンスを有することが仮定されている。こ
れらの仮定は、生物学的な組織部分４が婦人の胸であ
り、限られた空間領域２が腫瘍であるときには、十分に
良く満たされている。
空間領域２の信号アクティビティを位置的に検出し、識
別し得る測定および評価装置を示す。その際に、空間領
域２はその他の組織部分４と異なる電気的コンダクタン
スを有し、その他の組織部分４はほぼ空間的に一定の電
気的コンダクタンスを有することが仮定されている。こ
れらの仮定は、生物学的な組織部分４が婦人の胸であ
り、限られた空間領域２が腫瘍であるときには、十分に
良く満たされている。
【００１５】測定装置にはアプリケータ６が属してお
り、このアプリケータ６は、空間的に分布して配置され
組織部分４の表面と接触させられる多数の電極８を有す
る。図１には、図面を見やすくするため、５つの電極８
のみが示されている。しかし、十分に正確な位置検出の
ためには、たとえば９×９ｃｍ2 の面上にＭ＝２５６個
の電極８が配置されていなければならないであろう。
り、このアプリケータ６は、空間的に分布して配置され
組織部分４の表面と接触させられる多数の電極８を有す
る。図１には、図面を見やすくするため、５つの電極８
のみが示されている。しかし、十分に正確な位置検出の
ためには、たとえば９×９ｃｍ2 の面上にＭ＝２５６個
の電極８が配置されていなければならないであろう。
【００１６】電極８は一方では電気的接続導線１０を経
て電気的エネルギー源（電流源または電圧源）１２と、
また他方では電気的接続導線１４を経て測定値前処理回
路１６と接続されている。組織部分４のアプリケータ６
と反対の側に対向電極１８が配置されており、この対向
電極は同じく電位測定の場合には電流源１２と、または
電圧測定の場合には電圧源１２と、また測定値前処理回
路１６と接続されている。アプリケータ６の一部分を対
向電極として構成することもできる。
て電気的エネルギー源（電流源または電圧源）１２と、
また他方では電気的接続導線１４を経て測定値前処理回
路１６と接続されている。組織部分４のアプリケータ６
と反対の側に対向電極１８が配置されており、この対向
電極は同じく電位測定の場合には電流源１２と、または
電圧測定の場合には電圧源１２と、また測定値前処理回
路１６と接続されている。アプリケータ６の一部分を対
向電極として構成することもできる。
【００１７】電気的エネルギー源１２を使用して生物学
的組織部分４に複数Ｋの電極８（ここで１≦Ｋ≦Ｍ）を
介して電位測定の場合には交流電流が、また電流測定の
場合には交流電圧が、そこに空間的な電流分布を発生さ
せるために、供給される。外部から供給される電流また
は印加される電圧により、周りの組織４とは異なる電気
的コンダクタンスを有する限られた空間領域２が、いま
分極される空間領域２が近似的に病巣の生物電気的な信
号源としてみなされ得るような仕方で、電気的に分極さ
れる。各信号の強さは考察される空間領域２の大きさお
よび周波数に無関係な複素コンダクタンスに関係してい
る。
的組織部分４に複数Ｋの電極８（ここで１≦Ｋ≦Ｍ）を
介して電位測定の場合には交流電流が、また電流測定の
場合には交流電圧が、そこに空間的な電流分布を発生さ
せるために、供給される。外部から供給される電流また
は印加される電圧により、周りの組織４とは異なる電気
的コンダクタンスを有する限られた空間領域２が、いま
分極される空間領域２が近似的に病巣の生物電気的な信
号源としてみなされ得るような仕方で、電気的に分極さ
れる。各信号の強さは考察される空間領域２の大きさお
よび周波数に無関係な複素コンダクタンスに関係してい
る。
【００１８】空間的に限られた領域２の位置検出および
識別は、供給された電流により組織部分４の表面上に発
生される電位がＭ個の電極位置において、または印加さ
れた電圧により組織部分４のなかに発生される電流がＭ
個の電極位置において測定され、評価回路に導かれるこ
とによって、このような生物電気的な信号源の発見およ
び決定に帰せられる。限られた空間領域２のなかの電気
的コンダクタンスの周波数依存性は相応の組織の特徴付
け（分類）および識別のための重要な量であるので、電
流源１２からたとえば１００Ｈｚ〜５００Ｈｚの範囲内
のＮ個の異なる周波数を有する電流が、または電圧源１
２からたとえば１００Ｈｚ〜５００Ｈｚの範囲内のＮ個
の異なる周波数を有する電圧が発生され、組織部分４に
供給され得る。
識別は、供給された電流により組織部分４の表面上に発
生される電位がＭ個の電極位置において、または印加さ
れた電圧により組織部分４のなかに発生される電流がＭ
個の電極位置において測定され、評価回路に導かれるこ
とによって、このような生物電気的な信号源の発見およ
び決定に帰せられる。限られた空間領域２のなかの電気
的コンダクタンスの周波数依存性は相応の組織の特徴付
け（分類）および識別のための重要な量であるので、電
流源１２からたとえば１００Ｈｚ〜５００Ｈｚの範囲内
のＮ個の異なる周波数を有する電流が、または電圧源１
２からたとえば１００Ｈｚ〜５００Ｈｚの範囲内のＮ個
の異なる周波数を有する電圧が発生され、組織部分４に
供給され得る。
【００１９】測定値前処理回路１６はたとえば測定増幅
器、フィルタおよびアナログ‐ディジタル変換器を含ん
でいる。測定値前処理回路１６は電子計算機２０の１つ
または複数のデータ入力端と接続されている。測定値と
ならんで計算機には組織部分４のモデル２２が与えら
れ、その助けをかりて後でまた説明するように上述の生
物電気的な信号源の位置検出および識別が行われる。そ
の結果の表示は、たとえば信号源、従って空間領域２、
の位置が標識されている組織部分の解剖学的構造のグラ
フィックな表示としてモニター２４を介して行われる。
さらにそこには、電流周波数または電圧周波数に関係し
ている信号アクティビティを特徴付ける量が表示されて
いる。モデル２２はなかんずく組織部分４のなかの発生
される電流パターンおよび供給位置により決定されてい
るので、上位の入力および制御装置２６が設けられてお
り、それによって電流供給電極８または電圧印加電極８
の数および位置、電流周波数または電圧周波数の値およ
びモデルが予め与えられ得る。
器、フィルタおよびアナログ‐ディジタル変換器を含ん
でいる。測定値前処理回路１６は電子計算機２０の１つ
または複数のデータ入力端と接続されている。測定値と
ならんで計算機には組織部分４のモデル２２が与えら
れ、その助けをかりて後でまた説明するように上述の生
物電気的な信号源の位置検出および識別が行われる。そ
の結果の表示は、たとえば信号源、従って空間領域２、
の位置が標識されている組織部分の解剖学的構造のグラ
フィックな表示としてモニター２４を介して行われる。
さらにそこには、電流周波数または電圧周波数に関係し
ている信号アクティビティを特徴付ける量が表示されて
いる。モデル２２はなかんずく組織部分４のなかの発生
される電流パターンおよび供給位置により決定されてい
るので、上位の入力および制御装置２６が設けられてお
り、それによって電流供給電極８または電圧印加電極８
の数および位置、電流周波数または電圧周波数の値およ
びモデルが予め与えられ得る。
【００２０】位置検出方法は例として図２により説明さ
れる。先ずその入力量、すなわち測定データおよびモデ
ルデータが、次いで方法ステップが説明される。
れる。先ずその入力量、すなわち測定データおよびモデ
ルデータが、次いで方法ステップが説明される。
【００２１】位置検出方法のための入力量は、
ａ）Ｍ個の電極位置ベクトルｒm (以下ｒmと略しベクト
ルを現すものとする)(ｍ＝１、…、Ｍ）およびＮ個の電
流周波数または電圧周波数υn（ｎ＝１、…、Ｎ）に関
係する測定値を有するＭ×ＮデータマトリックスＤ（参
照符号１０２）、 ｂ） −検査領域４のボリュウムコンダクタモデル、 −位置ベクトルｒi(以下ｒiと略しベクトルを現すもの
とする) における生物電気的な信号源としてのコンダク
タンス不均等性のモデル化、 −測定の形式（電位測定および（または）電流測定）お
よび −測定電極８、その位置ｒm 、その法線ベクトルｎm(以
下ｒmと略しベクトルを現すものとする) により記述さ
れる面方位およびその幾何学的な広がりに関係する、図
２中に参照符号１０４を付されているＫ個のガイドフィ
ールドまたはリードフィールドのＬk （ｒi、ｒm、
ｎm）、（ｋ＝１、…、Ｋ）、たとえば多極ガイドフィ
ールド、のセットである。
ルを現すものとする)(ｍ＝１、…、Ｍ）およびＮ個の電
流周波数または電圧周波数υn（ｎ＝１、…、Ｎ）に関
係する測定値を有するＭ×ＮデータマトリックスＤ（参
照符号１０２）、 ｂ） −検査領域４のボリュウムコンダクタモデル、 −位置ベクトルｒi(以下ｒiと略しベクトルを現すもの
とする) における生物電気的な信号源としてのコンダク
タンス不均等性のモデル化、 −測定の形式（電位測定および（または）電流測定）お
よび −測定電極８、その位置ｒm 、その法線ベクトルｎm(以
下ｒmと略しベクトルを現すものとする) により記述さ
れる面方位およびその幾何学的な広がりに関係する、図
２中に参照符号１０４を付されているＫ個のガイドフィ
ールドまたはリードフィールドのＬk （ｒi、ｒm、
ｎm）、（ｋ＝１、…、Ｋ）、たとえば多極ガイドフィ
ールド、のセットである。
【００２２】データＤは参照信号に関して固定の時点で
測定された電流値および（または）電圧値であってよ
く、または参照信号に関して複数の時点で取得された電
流値および（または）電圧値の線形組み合わせであって
もよい。線形組み合わせの形成の際に利用される係数の
結果として、データはコンダクタンス値および（また
は）キャパシタンス値に変換され得る。以下の考察は測
定時点に無関係である。従って測定時点は式中には独立
変数としてあげられない。以下の説明中で測定データセ
ットＤが引き合いに出されるときには、このことは例と
してアドミッタンスデータに変換された電流データに基
づいて行われる。アドミッタンスデータは純粋に実の量
（電気的なコンダクタンス値としてのみ存在している）
であってよく、または純粋に虚の量（サセプタンス値と
してのみ存在している）であってよく、または複素量
（コンダクタンス値としてもサセプタンス値としても存
在している）であってもよい。
測定された電流値および（または）電圧値であってよ
く、または参照信号に関して複数の時点で取得された電
流値および（または）電圧値の線形組み合わせであって
もよい。線形組み合わせの形成の際に利用される係数の
結果として、データはコンダクタンス値および（また
は）キャパシタンス値に変換され得る。以下の考察は測
定時点に無関係である。従って測定時点は式中には独立
変数としてあげられない。以下の説明中で測定データセ
ットＤが引き合いに出されるときには、このことは例と
してアドミッタンスデータに変換された電流データに基
づいて行われる。アドミッタンスデータは純粋に実の量
（電気的なコンダクタンス値としてのみ存在している）
であってよく、または純粋に虚の量（サセプタンス値と
してのみ存在している）であってよく、または複素量
（コンダクタンス値としてもサセプタンス値としても存
在している）であってもよい。
【００２３】データマトリックスＤは少なくとも２つの
データセットの線形組み合わせからも生じ得る。たとえ
ば病巣信号を有するデータセットと病巣信号無しの空間
的に隣接するデータセットとの差が考察され得る。刺激
する電気的フィールドの寄与は差データのなかで、完全
に消去されないとしても、明らかに減ぜられる。
データセットの線形組み合わせからも生じ得る。たとえ
ば病巣信号を有するデータセットと病巣信号無しの空間
的に隣接するデータセットとの差が考察され得る。刺激
する電気的フィールドの寄与は差データのなかで、完全
に消去されないとしても、明らかに減ぜられる。
【００２４】後処理された測定データを位置検出ステッ
プに導くことが必要であり得る。たとえば縁データの切
断により縁アーチファクトが消去される。それらは存在
していない周波数依存性を装い得よう。
プに導くことが必要であり得る。たとえば縁データの切
断により縁アーチファクトが消去される。それらは存在
していない周波数依存性を装い得よう。
【００２５】ボリュウムコンダクタの最も簡単な例は伝
導性の無限の空間である。ここで“伝導する”は考察さ
れる媒体のコンダクタンスが複素量であることを含んで
いる。このことは、オーム特性としても誘電特性として
も記述されていることを意味する。ボリュウムコンダク
タの別の例は伝導性の無限の半空間である。両モデルは
患者に無関係である。
導性の無限の空間である。ここで“伝導する”は考察さ
れる媒体のコンダクタンスが複素量であることを含んで
いる。このことは、オーム特性としても誘電特性として
も記述されていることを意味する。ボリュウムコンダク
タの別の例は伝導性の無限の半空間である。両モデルは
患者に無関係である。
【００２６】電流測定または電位測定のための電気的な
ガイドフィールドは位置ベクトルｒ k(以下ｒkと略しベ
クトルを現すものとする) における強さ１の点源から発
生される、位置ｒm における第ｍの測定電極に関する法
線ベクトルｎm(以下ｎmと略しベクトルを現すものとす
る） により定められている所与の測定装置により測定
可能である電気的なフィールド成分または電位である。
ガイドフィールドは位置ベクトルｒ k(以下ｒkと略しベ
クトルを現すものとする) における強さ１の点源から発
生される、位置ｒm における第ｍの測定電極に関する法
線ベクトルｎm(以下ｎmと略しベクトルを現すものとす
る） により定められている所与の測定装置により測定
可能である電気的なフィールド成分または電位である。
【００２７】その後のステップのために、Ｍ個の測定位
置における第ｋのガイドフィールドの値Ｌk （ｋ＝１、
…、Ｋ）の値をデータ空間（Ｌの下の下線により記号で
表される）のＭ次元のベクトルにまとめることは助けに
なる。 （１） Ｌk （ｒ）・（Ｌk （ｒ,ｒ1 ），…，Ｌk
（ｒ，ｒm ））T ここでｋ＝１、…、Ｋ この際ｒは病巣の重心位置である。
置における第ｋのガイドフィールドの値Ｌk （ｋ＝１、
…、Ｋ）の値をデータ空間（Ｌの下の下線により記号で
表される）のＭ次元のベクトルにまとめることは助けに
なる。 （１） Ｌk （ｒ）・（Ｌk （ｒ,ｒ1 ），…，Ｌk
（ｒ，ｒm ））T ここでｋ＝１、…、Ｋ この際ｒは病巣の重心位置である。
【００２８】本方法の信号処理は
１．データマトリックスの特異値分解（図２中の参照符
号１０６） ２．特異値分解の解析（図２中の参照符号１０８） ３．本来の位置検出（図２中の参照符号１１０） から成っている。
号１０６） ２．特異値分解の解析（図２中の参照符号１０８） ３．本来の位置検出（図２中の参照符号１１０） から成っている。
【００２９】特異値分解１０６は上の一般的に複素量の
データマトリックスに対して （２） Ｄ＝ＵＳＶH で表される。この際に −Ｕは電極位置のインデックスにのみ関係する統一的な
Ｍ×Ｍマトリックス −Ｓは対角線のなかにｍｉｎ（Ｍ，Ｎ）の実の特異値を
有し、その他では消滅する要素を有するＭ×Ｎの特異値
マトリックス −Ｖは周波数インデックスにのみ関係する統一的なＮ×
Ｎマトリックス −Ｈは閉じられた論理積 である。
データマトリックスに対して （２） Ｄ＝ＵＳＶH で表される。この際に −Ｕは電極位置のインデックスにのみ関係する統一的な
Ｍ×Ｍマトリックス −Ｓは対角線のなかにｍｉｎ（Ｍ，Ｎ）の実の特異値を
有し、その他では消滅する要素を有するＭ×Ｎの特異値
マトリックス −Ｖは周波数インデックスにのみ関係する統一的なＮ×
Ｎマトリックス −Ｈは閉じられた論理積 である。
【００３０】特異値はそれらの減少する数値的な大きさ
に相応して並べられている、すなわち、 （３） ｓ1 ≧ｓ2 ≧…≧ｓmin(M,N)
に相応して並べられている、すなわち、 （３） ｓ1 ≧ｓ2 ≧…≧ｓmin(M,N)
【００３１】
【数１】
によりマトリックスＵおよびＶの第ｑの列ベクトルを表
すと、代替的なテンソル記述（式の右辺中の後から２番
目の符号はテンソル積を表す）
すと、代替的なテンソル記述（式の右辺中の後から２番
目の符号はテンソル積を表す）
【数２】
は明らかに、第ｑの特異値が専らＵおよびＶの第ｑの列
ベクトルと結び付けられていることを示す。ｕおよびｖ
における１重及び二重の下線は、それがＭ次元のまたは
Ｎ次元のベクトルであることを示す。
ベクトルと結び付けられていることを示す。ｕおよびｖ
における１重及び二重の下線は、それがＭ次元のまたは
Ｎ次元のベクトルであることを示す。
【００３２】列ベクトルｕ qのＭインデックスは正方形
に配置されている測定電極の通し番号を付けられたイン
デックスに相当する。従ってこれらの列ベクトルはＭ
1/2×Ｍ1/2次元のマトリックスに変換され、また実数／
虚数部分は二次元の測定値分布のように表され得る。こ
れらの列ベクトルはＭ‐次元のデータ空間のなかの周波
数に関係する直交正規化されたベースベクトルであり、
またここでは固有マップと呼ばれる。なぜならば、それ
らは再び電極配置にわたる測定値分布として表され得る
からである。１６×１６データマトリックスＤの場合に
はｕ qベクトルは２５６次元である。従ってそれは一般
に複素１６×１６測定値分布として表され得る。
に配置されている測定電極の通し番号を付けられたイン
デックスに相当する。従ってこれらの列ベクトルはＭ
1/2×Ｍ1/2次元のマトリックスに変換され、また実数／
虚数部分は二次元の測定値分布のように表され得る。こ
れらの列ベクトルはＭ‐次元のデータ空間のなかの周波
数に関係する直交正規化されたベースベクトルであり、
またここでは固有マップと呼ばれる。なぜならば、それ
らは再び電極配置にわたる測定値分布として表され得る
からである。１６×１６データマトリックスＤの場合に
はｕ qベクトルは２５６次元である。従ってそれは一般
に複素１６×１６測定値分布として表され得る。
【００３３】特異値解析１０８は有意義な特異値の数Ｑ
dom 、従ってまた独立した信号源の数を示す。
dom 、従ってまた独立した信号源の数を示す。
【００３４】さもなければ均等なボリュウムコンダクタ
のなかの球不均等性は、両方のコンダクタンス成分（周
囲および球）が相異なる周波数特性を有するならば、た
とえば２つの有意義な特異値（Ｑdom ＝２）を有する特
異値スペクトルを生ずる。
のなかの球不均等性は、両方のコンダクタンス成分（周
囲および球）が相異なる周波数特性を有するならば、た
とえば２つの有意義な特異値（Ｑdom ＝２）を有する特
異値スペクトルを生ずる。
【００３５】付属の列ベクトルｕq はＭ次元のデータ空
間のなかの周波数に無関係なＱdom次元の信号空間のベ
ースベクトルとみなされる。残りのＭ‐Ｑdom 列ベクト
ルは直交信号空間のベースベクトルである。この空間は
以前の文献中でノイズ空間と呼ばれる。
間のなかの周波数に無関係なＱdom次元の信号空間のベ
ースベクトルとみなされる。残りのＭ‐Ｑdom 列ベクト
ルは直交信号空間のベースベクトルである。この空間は
以前の文献中でノイズ空間と呼ばれる。
【００３６】病巣のコンダクタンス不均等性の探索は誘
導される信号源の位置／重心位置の探索に相当する。コ
ンピュータによるこの探索は、検査すべき身体領域４を
数学的にシミュレートすべき撮像されたモデルボリュウ
ムコンダクタの離散化を必要とする。
導される信号源の位置／重心位置の探索に相当する。コ
ンピュータによるこの探索は、検査すべき身体領域４を
数学的にシミュレートすべき撮像されたモデルボリュウ
ムコンダクタの離散化を必要とする。
【００３７】病巣は深さ、大きさおよび向きに関係して
二次元の測定値分布のなかに信号上昇（“ピーク”）を
発生するので、探索領域は信号上昇の下側の領域に制限
され得る。望ましい探索は際立ったピークの下側の深さ
方向の線に沿っての探索である。
二次元の測定値分布のなかに信号上昇（“ピーク”）を
発生するので、探索領域は信号上昇の下側の領域に制限
され得る。望ましい探索は際立ったピークの下側の深さ
方向の線に沿っての探索である。
【００３８】探索ストラテジーの数学は、変換されたガ
イドフィールドにより各々のラスター位置においてモデ
ルデータを発生し、これらを測定データから得られた周
波数に無関係な信号空間と比較することにある。信号空
間とモデルデータ空間との間の間隔尺度がローカルな極
小をとる位置が実際の信号源及び従って病巣２の位置と
して理解される。
イドフィールドにより各々のラスター位置においてモデ
ルデータを発生し、これらを測定データから得られた周
波数に無関係な信号空間と比較することにある。信号空
間とモデルデータ空間との間の間隔尺度がローカルな極
小をとる位置が実際の信号源及び従って病巣２の位置と
して理解される。
【００３９】モデルデータはガイドフィールドの変換か
ら生ずる。有利な変換は先ず、（１）からのＫのガイド
フィールドＬ k（ｋ＝１、…、Ｋ）を正規化することに
ある（処理ステップ１１６）。その際にそれぞれ個々の
ガイドフィールドが、正規化されたガイドフィールドＬ
k (n) が下記の式：
ら生ずる。有利な変換は先ず、（１）からのＫのガイド
フィールドＬ k（ｋ＝１、…、Ｋ）を正規化することに
ある（処理ステップ１１６）。その際にそれぞれ個々の
ガイドフィールドが、正規化されたガイドフィールドＬ
k (n) が下記の式：
【数３】
のように生ずるように正規化される。
【００４０】たとえばＭ×Ｋのガイドフィールド‐マト
リックスＬ(n)の特異値分解１１８により次いで直交化
されたガイドフィールドが得られる。正規化はインデッ
クス（ｎ）により示されている。
リックスＬ(n)の特異値分解１１８により次いで直交化
されたガイドフィールドが得られる。正規化はインデッ
クス（ｎ）により示されている。
【数４】
【００４１】分かりやすくするためガイドフィールドの
独立変数、源位置の位置ベクトル、は省略された。マト
リックスＵLの最初のＫの列ベクトルＵ(ｒ)L,K、(以下
Ｕ(ｒ)L,Kと略しベクトルを現すものとする）(ｋ＝１、
…Ｋ)は探索される源位置に関係する直交正規化された
ガイドフィールドである。
独立変数、源位置の位置ベクトル、は省略された。マト
リックスＵLの最初のＫの列ベクトルＵ(ｒ)L,K、(以下
Ｕ(ｒ)L,Kと略しベクトルを現すものとする）(ｋ＝１、
…Ｋ)は探索される源位置に関係する直交正規化された
ガイドフィールドである。
【００４２】位置検出１１０のために、離散化されたボ
リュウムコンダクタの各々の位置ｒにおいて、変換され
たガイドフィールドＵ(ｒ)L,Kと信号空間との間の間隔
がどのように大きいかが検査される。適切な尺度は関数
リュウムコンダクタの各々の位置ｒにおいて、変換され
たガイドフィールドＵ(ｒ)L,Kと信号空間との間の間隔
がどのように大きいかが検査される。適切な尺度は関数
【数５】
である。
【００４３】この関数は直交信号空間への変換されたガ
イドフィールドの投影値に相当する。なぜならば、
イドフィールドの投影値に相当する。なぜならば、
【数６】
は直交信号空間への投影マトリックスを表すので、
（８） Ｆk(ｒ)＝｜Ｕ(ｒ)L,K｜2
であるからである。
【００４４】０を導き出すための出力式は
【数７】
で表される。
【００４５】係数ｃiに対する解が評価尺度
【数８】
のなかに使用されると、ベクトルＦk(ｒ)に対する０で
の表現が続く。
の表現が続く。
【００４６】実際の位置検出関数Ｆは間隔Ｆkの最小値
である。それは
である。それは
【数９】
により定義されている。
【００４７】位置検出関数のローカルな極小はそれらの
数値に相応して単調に増大するように並べられる。最初
のＱdom−１のローカルな極小に対応付けるべき位置は
信号源の位置とみなされる。１だけの減少は、１つの有
意義な特異値が信号源を囲む組織により惹起されること
を考慮に入れる。しかしながら考察にあたっては、この
ようなローカルな極小は、ノイズしきいの下側に位置し
ている信号位置として排除される。
数値に相応して単調に増大するように並べられる。最初
のＱdom−１のローカルな極小に対応付けるべき位置は
信号源の位置とみなされる。１だけの減少は、１つの有
意義な特異値が信号源を囲む組織により惹起されること
を考慮に入れる。しかしながら考察にあたっては、この
ようなローカルな極小は、ノイズしきいの下側に位置し
ている信号位置として排除される。
【００４８】外部から励起される電気的フィールドの寄
与を消去する差データの場合には、１だけの減少は省略
される。
与を消去する差データの場合には、１だけの減少は省略
される。
【００４９】分類１１４のためには、発見された病巣位
置において、周波数に関係し、病巣を特徴付ける、数学
的な意味で複素量の電気的なパラメータが種々の周波数
のアドミッタンスデータから計算される。これらのパラ
メータは病巣および周囲の組織のコンダクタンスの１つ
の関数である。病巣ボリュウム内の誘導されたダイポー
ル分布に関する多極展開による病巣の記述の場合には、
これらの電気的なパラメータは多極モーメントである。
以下では分類が例として電気的な多極モーメントの決定
により説明される。
置において、周波数に関係し、病巣を特徴付ける、数学
的な意味で複素量の電気的なパラメータが種々の周波数
のアドミッタンスデータから計算される。これらのパラ
メータは病巣および周囲の組織のコンダクタンスの１つ
の関数である。病巣ボリュウム内の誘導されたダイポー
ル分布に関する多極展開による病巣の記述の場合には、
これらの電気的なパラメータは多極モーメントである。
以下では分類が例として電気的な多極モーメントの決定
により説明される。
【００５０】分類または組織決定のための出力データ
は、 １．Ｎ個の電圧周波数ｆn（ｎ＝１、…、Ｎ）へのＮ個
のアドミッタンスデータセットＹn、および ２．所与の位置における第ｋの多極モーメントの結果と
しての測定値生成を記述するＫ個の多極リードフィール
ドＬk（ｋ＝１、…、Ｋ） である。
は、 １．Ｎ個の電圧周波数ｆn（ｎ＝１、…、Ｎ）へのＮ個
のアドミッタンスデータセットＹn、および ２．所与の位置における第ｋの多極モーメントの結果と
しての測定値生成を記述するＫ個の多極リードフィール
ドＬk（ｋ＝１、…、Ｋ） である。
【００５１】周波数ｆnでＭの位置において測定された
アドミッタンス値Ｙn(ｒm)（ｍ＝１、…、Ｍ）はＭ次元
のデータベクトルＹ nにまとめられる。それは （１２） Ｙ n＝（Ｙn(ｒ1),…,Ｙn(ｒM)）T ここでＹn(ｒm)＝Ｇn(ｒm)＋ｉ２πｆnＣn(ｒm) この際にＧおよびＣは周波数ｆnにおいて測定位置ｒmに
対応付けられているコンダクタンス値およびキャパシタ
ンスである。 −個々の多極リードフィールドＬk(ｒm,ｎm,ｒ)（ｋ＝
１、…Ｋ）は位置ベクトルｒにおける第ｋの点状の単位
多極のモデル測定値である。それらは、 −ボリュウムコンダクタモデル、 −測定の形式（電位測定および（または）電流測定、こ
こでは電流測定）、 −測定電極に関する測定位置ｒmおよび法線ベクトル
ｎm、および −位置検出される病巣の重心位置として解釈される点状
の多極の位置 に関係する。
アドミッタンス値Ｙn(ｒm)（ｍ＝１、…、Ｍ）はＭ次元
のデータベクトルＹ nにまとめられる。それは （１２） Ｙ n＝（Ｙn(ｒ1),…,Ｙn(ｒM)）T ここでＹn(ｒm)＝Ｇn(ｒm)＋ｉ２πｆnＣn(ｒm) この際にＧおよびＣは周波数ｆnにおいて測定位置ｒmに
対応付けられているコンダクタンス値およびキャパシタ
ンスである。 −個々の多極リードフィールドＬk(ｒm,ｎm,ｒ)（ｋ＝
１、…Ｋ）は位置ベクトルｒにおける第ｋの点状の単位
多極のモデル測定値である。それらは、 −ボリュウムコンダクタモデル、 −測定の形式（電位測定および（または）電流測定、こ
こでは電流測定）、 −測定電極に関する測定位置ｒmおよび法線ベクトル
ｎm、および −位置検出される病巣の重心位置として解釈される点状
の多極の位置 に関係する。
【００５２】ここには電流測定の場合に例として、どの
ようにアドミッタンス値データが外部から励起される電
気的な背景フィールドおよび位置検出された病巣の誘導
された多極モーメントと関連するかが示される。先ず位
置ｒmにおいて測定されたアドミッタンス値が電流密度
ｊ、測定位置における電極面上の法線ベクトルｎm、電
極面の値ＡElektrおよび印加される交流電圧の振幅Ｕ0
により与えられている。
ようにアドミッタンス値データが外部から励起される電
気的な背景フィールドおよび位置検出された病巣の誘導
された多極モーメントと関連するかが示される。先ず位
置ｒmにおいて測定されたアドミッタンス値が電流密度
ｊ、測定位置における電極面上の法線ベクトルｎm、電
極面の値ＡElektrおよび印加される交流電圧の振幅Ｕ0
により与えられている。
【数１０】
インデックスｎおよび大きさｆnは第ｎの測定周波数を
示す。
示す。
【００５３】例としての多極モデルの仮定のもとに電流
密度は電気的な背景フィールドベクトルＥbgrd(以下Ｅ
bgrdと略しベクトルを現すものとする）、測定表面にお
けるコンダクタンスκsurおよび位置ｒl(ｌ＝１、…Ｎ
loci)において位置検出されたＮloci病巣のＫのリード
フィールドに対応付けられている多極モーメントｐk(ｒ
l,ｆn)(式中ｒlはベクトル)により表され得る。
密度は電気的な背景フィールドベクトルＥbgrd(以下Ｅ
bgrdと略しベクトルを現すものとする）、測定表面にお
けるコンダクタンスκsurおよび位置ｒl(ｌ＝１、…Ｎ
loci)において位置検出されたＮloci病巣のＫのリード
フィールドに対応付けられている多極モーメントｐk(ｒ
l,ｆn)(式中ｒlはベクトル)により表され得る。
【数１１】
【００５４】ベクトル記述およびマトリックス記述を使
用して、前記の式はよりコンパクトに記述することがで
きる。周波数ｆの電流密度の上に導入された法線成分の
ベクトルは （１５） ｊ（ｆ）・（ｊ1（ｆ），…，ｊM（ｆ））T ここで ｊm(ｆ)≡ｎm・ｊ(ｒm,ｆ)
用して、前記の式はよりコンパクトに記述することがで
きる。周波数ｆの電流密度の上に導入された法線成分の
ベクトルは （１５） ｊ（ｆ）・（ｊ1（ｆ），…，ｊM（ｆ））T ここで ｊm(ｆ)≡ｎm・ｊ(ｒm,ｆ)
【００５５】相応の仕方で電気的な背景フィールドの法
線成分のベクトルが定義されている。 （１６） Ｅ bgrd(ｆ) ≡（Ｅbgrd,1(ｆ),…, Ｅbgrd,M(ｆ)）T ここで Ｅbgrd,m(ｆ) ≡ｎm・Ｅbgrd(ｒm,ｆ)
線成分のベクトルが定義されている。 （１６） Ｅ bgrd(ｆ) ≡（Ｅbgrd,1(ｆ),…, Ｅbgrd,M(ｆ)）T ここで Ｅbgrd,m(ｆ) ≡ｎm・Ｅbgrd(ｒm,ｆ)
【００５６】位置ｒlに対応付けられている多極モーメ
ントは１つのベクトルにまとめられる。 （１７） ｐ1(ｒl,ｆ)＝（ｐ1(ｒl,ｆ),…,ｐk(ｒl,ｆ)）T
ントは１つのベクトルにまとめられる。 （１７） ｐ1(ｒl,ｆ)＝（ｐ1(ｒl,ｆ),…,ｐk(ｒl,ｆ)）T
【００５７】位置ｒlにおける点状の多極のリードフィ
ールドのＭ×Ｋマトリックスは
ールドのＭ×Ｋマトリックスは
【数１２】
により表される。
【００５８】この際に第２のマトリックス中の下線は１
つのＭ次元の列ベクトルへの個々のガイドフィールドの
まとめを意味する。
つのＭ次元の列ベクトルへの個々のガイドフィールドの
まとめを意味する。
【００５９】式（１４）はいま
【数１３】
により記述される。
【００６０】すぐ次のステップで全多極ベクトルおよび
全リードフィールドマトリックスが定義される。全リー
ドフィールドマトリックスΛはすべての源位置のリード
フィールドを含んでおり、またその結果としてＭ×Ｎ
loci・Ｋマトリックスである。それは
全リードフィールドマトリックスが定義される。全リー
ドフィールドマトリックスΛはすべての源位置のリード
フィールドを含んでおり、またその結果としてＭ×Ｎ
loci・Ｋマトリックスである。それは
【数１４】
により表される。
【００６１】考察すべきリードフィールドの数は源位置
から源位置へと変化し得る。個別マトリックスＬ
（ｒl），（ｌ＝１、…Ｎloci）はその場合にＭ×Ｋl次
元であり、また全マトリックスは
から源位置へと変化し得る。個別マトリックスＬ
（ｒl），（ｌ＝１、…Ｎloci）はその場合にＭ×Ｋl次
元であり、また全マトリックスは
【数１５】
次元である。
【００６２】全多極ベクトルは、上にあげた一般的な場
合には、
合には、
【数１６】
次元の列ベクトルである。
【数１７】
【００６３】式（１４）および（１９）は電気的背景フ
ィールドから発生される電流密度ｊ sur(ｆn)＝κsur(ｆ
n)Ｅ bgrd(ｆn)を含んでいる。それは解くべき線形の式
システムのなかで２つの仕方で取り扱われ得る。
ィールドから発生される電流密度ｊ sur(ｆn)＝κsur(ｆ
n)Ｅ bgrd(ｆn)を含んでいる。それは解くべき線形の式
システムのなかで２つの仕方で取り扱われ得る。
【００６４】可能性１
測定表面における背景フィールドＥ bgrdは知られてお
り、またコンダクタンスｋsur は知られていない。式
（１３）ないし（２１）からアドミッタンスと決定すべ
き量：コンダクタンスｋsurおよび多極モーメント、と
の間の下記の関連が生ずる。
り、またコンダクタンスｋsur は知られていない。式
（１３）ないし（２１）からアドミッタンスと決定すべ
き量：コンダクタンスｋsurおよび多極モーメント、と
の間の下記の関連が生ずる。
【数１８】
【００６５】マトリックスΛ1はＭ×Ｓマトリックス、
Ｓ＝Ｎloci・Ｋ＋１または
Ｓ＝Ｎloci・Ｋ＋１または
【数１９】
である。ベクトルｐ1はＳ次元である。
【００６６】可能性２
背景フィールドＥ bgrdおよびコンダクタンスκsurが知
られていない。背景フィールドが測定面の下側で一定で
あることが仮定され得るならば、付加的な未知量は測定
位置に無関係な背景電流密度である。 （２３） Ｅ bgrd＝Ｅbgrd１m×1およびｊsur(ｆn)≡κ
(ｆn) Ｅbgrd(ｆn) ここで１M×1はＭ次元の列ベクトルであり、
られていない。背景フィールドが測定面の下側で一定で
あることが仮定され得るならば、付加的な未知量は測定
位置に無関係な背景電流密度である。 （２３） Ｅ bgrd＝Ｅbgrd１m×1およびｊsur(ｆn)≡κ
(ｆn) Ｅbgrd(ｆn) ここで１M×1はＭ次元の列ベクトルであり、
【数２０】
が生ずる。
【００６７】Λ2 およびｐ2 のマトリックス次元および
ベクトル次元はＭ×ＳおよびＳであり、その際にＳ＝Ｎ
loci・Ｋ＋１または
ベクトル次元はＭ×ＳおよびＳであり、その際にＳ＝Ｎ
loci・Ｋ＋１または
【数２１】
である。
【００６８】可能性３
背景フィールドＥ bgrdおよびコンダクタンスκsurが知
られていない。さらに背景電流密度が測定位置に関係す
ることが仮定される。
られていない。さらに背景電流密度が測定位置に関係す
ることが仮定される。
【数２２】
ここで１M×MはＭ×Ｍの単位マトリックスである。マト
リックス次元およびベクトル次元はＭ×ＳおよびＳであ
り、その際にＳ＝Ｎloci・Ｋ＋Ｍまたは
リックス次元およびベクトル次元はＭ×ＳおよびＳであ
り、その際にＳ＝Ｎloci・Ｋ＋Ｍまたは
【数２３】
である。
【００６９】線形の式システム(22)、(24)および(25)
は、Ｍ＞Ｓの場合には、不足既知であり、またそれら
は、Ｍ＜Ｓの場合には、過剰既知である。解はマトリッ
クスΛi（ｉ＝１，２，３）の一般化された反転により
与えられている。
は、Ｍ＞Ｓの場合には、不足既知であり、またそれら
は、Ｍ＜Ｓの場合には、過剰既知である。解はマトリッ
クスΛi（ｉ＝１，２，３）の一般化された反転により
与えられている。
【００７０】周波数ｆn（ｎ＝１，…，Ｎ）に関する解
は （２６） ｐi(ｆn)＝Λi + Ｙ n，ｉ＝１，２，３ ここでΛi + は一般化された逆マトリックスを表すによ
り表される。
は （２６） ｐi(ｆn)＝Λi + Ｙ n，ｉ＝１，２，３ ここでΛi + は一般化された逆マトリックスを表すによ
り表される。
【００７１】種々の周波数に関する解ベクトルｐiは、
式(22)、(24)および(25)に見られるように、病巣の前も
って位置検出された重心位置における多極モーメントｐ
(ｆn)（ｎ＝１，…，Ｎ）の探索される周波数特性を含
んでいる。上述のように多極モーメントは数学的に複素
量である。
式(22)、(24)および(25)に見られるように、病巣の前も
って位置検出された重心位置における多極モーメントｐ
(ｆn)（ｎ＝１，…，Ｎ）の探索される周波数特性を含
んでいる。上述のように多極モーメントは数学的に複素
量である。
【００７２】図３Ａないし３Ｄはアプリケータの面に関
して悪性の胸部病巣の臨床的なコンダクタンス値データ
を示す。図３Ａは１００Ｈｚの周波数の際の、図３Ｂは
２００Ｈｚの周波数の際の、図３Ｃは１０００Ｈｚの周
波数の際の、また図３Ｄは２０００Ｈｚの周波数の際の
コンダクタンス値データを示す。それに属する多極周波
数特性の１つのグラフィックな表示を図４Ａないし４Ｆ
が含んでいる。しかしこの例では、実効的な多極モーメ
ントの実部のみが計算されるように、コンダクタンス値
データのみが使用された。図４Ａないし４Ｆは周波数を
横軸にとって電流密度の経過（図４Ａ）、ダイポールモ
ーメント（図４Ｂ）、クワドルポールモーメント（図４
Ｃ）およびオクツポールモーメント（図４Ｄないし４
Ｆ）を示す。それらの寄与がノイズレベルの上に位置し
ている構成要素のみが示されている。測定周波数は１０
０、２００、１０００および２０００Ｈｚであった。
して悪性の胸部病巣の臨床的なコンダクタンス値データ
を示す。図３Ａは１００Ｈｚの周波数の際の、図３Ｂは
２００Ｈｚの周波数の際の、図３Ｃは１０００Ｈｚの周
波数の際の、また図３Ｄは２０００Ｈｚの周波数の際の
コンダクタンス値データを示す。それに属する多極周波
数特性の１つのグラフィックな表示を図４Ａないし４Ｆ
が含んでいる。しかしこの例では、実効的な多極モーメ
ントの実部のみが計算されるように、コンダクタンス値
データのみが使用された。図４Ａないし４Ｆは周波数を
横軸にとって電流密度の経過（図４Ａ）、ダイポールモ
ーメント（図４Ｂ）、クワドルポールモーメント（図４
Ｃ）およびオクツポールモーメント（図４Ｄないし４
Ｆ）を示す。それらの寄与がノイズレベルの上に位置し
ている構成要素のみが示されている。測定周波数は１０
０、２００、１０００および２０００Ｈｚであった。
【００７３】電気的な背景フィールドの測定データ寄与
は、病巣信号有りおよび病巣信号無しのデータセットの
差が考察されるならば、減ぜられ、または完全に消去さ
れ得る。その際に病巣信号無しのデータセットは病巣信
号が見出された面のすぐ隣で取得されているべきであろ
う。
は、病巣信号有りおよび病巣信号無しのデータセットの
差が考察されるならば、減ぜられ、または完全に消去さ
れ得る。その際に病巣信号無しのデータセットは病巣信
号が見出された面のすぐ隣で取得されているべきであろ
う。
【００７４】病巣信号有りおよび病巣信号無しのデータ
セットの差形成の後に周波数ｆn（ｎ＝１、…、Ｎ）の
差データＹ diff,nに対して下記の反転すべき式が生ず
る。 （２７） Ｙ diff,n＝Λｐ（ｆn）
セットの差形成の後に周波数ｆn（ｎ＝１、…、Ｎ）の
差データＹ diff,nに対して下記の反転すべき式が生ず
る。 （２７） Ｙ diff,n＝Λｐ（ｆn）
【００７５】この際に背景フィールドの寄与は消去され
ていると仮定されている。マトリックスΛおよび多極モ
ーメントベクトルｐは先に定義されている、式(20)およ
び(21)を見られたい。
ていると仮定されている。マトリックスΛおよび多極モ
ーメントベクトルｐは先に定義されている、式(20)およ
び(21)を見られたい。
【００７６】多極モーメントはその場合に
（２８） ｐ（ｆn）＝Λ+ Ｙ diff(ｆn)
ここでΛ+はΛの一般化された逆マトリックスであるで
ある。
ある。
【００７７】図５は種々の組織形式に対してコンダクタ
ンスの実部を、また図６はそれに付属の虚部を周波数に
関係して示す。これらの値は文献から知られている。分
類のために、測定値から計算された周波数に関係する値
が既知の値と比較される。
ンスの実部を、また図６はそれに付属の虚部を周波数に
関係して示す。これらの値は文献から知られている。分
類のために、測定値から計算された周波数に関係する値
が既知の値と比較される。
【図１】生物学的組織部分の少なくとも１つの病巣の位
置を検出するための装置の主な構成要素の概要図。
置を検出するための装置の主な構成要素の概要図。
【図２】病巣を位置検出するための主な方法ステップの
流れ図。
流れ図。
【図３】悪性の胸部病巣の臨床的なコンダクタンス値デ
ータの位置との関係の表示図。
ータの位置との関係の表示図。
【図４】病巣の多極モーメントの実部の表示図。
【図５】種々の組織形式のコンダクタンスの周波数に関
係する実部の表示図。
係する実部の表示図。
【図６】種々の組織形式のコンダクタンスの周波数に関
係する虚部の表示図。
係する虚部の表示図。
２ 制限された空間領域
４ 生物学的な組織部分
６ アプリケータ
８ 電極
１０ 接続導線
１２ 電気的エネルギー源
１４ 接続導線
１６ 測定値前処理回路
１８ 対向電極
２０ 電子計算機
２２ モデル
２４ モニター
１０２ 測定データ
１０４ ガイドフィールド
１０６ 特異値分解
１０８ 特異値分解の解析
１１０ 位置検出ステップ
１１２ 位置
１１４ 分類
１１６ 正規化
１１８ 特異値分解
Claims (8)
- 【請求項１】 生物組織部分（４）の少なくとも１つの
病巣（２）の位置を検出するための方法であって、病巣
（２）が組織部分（４）と異なる電気的特性を有し、組
織部分（４）の電気的特性は本質的に一定であり、 −異なる周波数を有する一連の電気的励起信号を組織部
分（４）に与えるステップと、 −組織部分（４）の表面上の複数の測定位置においてそ
こに励起信号に基づいて生ずる電気的応答信号（１０
２）を測定するステップと、 −応答信号中の周波数に無関係な信号成分を決定し、位
置検出ステップ（１１０）の入力値として周波数に無関
係な信号成分を後処理（１０６、１０８）するステップ
と、 −組織部分（４）をモデル化し、ガイドフィールド（１
０４、１０４Ａ）のセットを決定するステップとを有す
る方法において、ガイドフィールド（１０４）が変換さ
れ（１１８）、位置検出ステップ（１１０）で周波数に
無関係な信号成分が変換されたガイドフィールドと比較
され、周波数に無関係な信号成分を最も良く再現する変
換されたガイドフィールドの位置（１１２）が病巣
（２）の位置として出力されることを特徴とする生物組
織部分の病巣の位置検出方法。 - 【請求項２】 ガイドフィールドが第１の変換で正規化
される（１１６）ことを特徴とする請求項１記載の方
法。 - 【請求項３】 ガイドフィールドが第２の変換で直交ガ
イドフィールドに変換されることを特徴とする請求項２
記載の方法。 - 【請求項４】 直交ガイドフィールドが特異値分解（１
１８）によりガイドフィールド（１１４）から決定され
ることを特徴とする請求項３記載の方法。 - 【請求項５】 組織部分（４）が電気的なボリュウムコ
ンダクタによりモデル化されることを特徴とする請求項
１ないし４のいずれか１つに記載の方法。 - 【請求項６】 電気的なイミタンスデータが応答信号か
ら表面上の位置に関係して決定され、イミタンスデータ
の少なくとも１つの極大およびそれに付属の表面上の位
置が決定され、相応の極大の位置の下側の相応の病巣の
少なくとも１つの深さ位置が極大の位置に関係して決定
されることを特徴とする請求項１ないし５のいずれか１
つに記載の方法。 - 【請求項７】 応答信号から生物学的な信号源の周波数
依存性が決定され、病巣が周波数依存性に関係して分類
されることを特徴とする請求項１ないし６のいずれか１
つに記載の方法。 - 【請求項８】 生物学的な信号源がマルチポールディベ
ロップメントにより表されることを特徴とする請求項１
ないし７のいずれか１つに記載の方法。
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