JP2006136434A

JP2006136434A - 生体磁場計測装置

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Publication number: JP2006136434A
Application number: JP2004327169A
Authority: JP
Inventors: Takeshi Miyashita; 豪宮下; Akihiko Kandori; 明彦神鳥; Kuniomi Ogata; 邦臣緒方
Original assignee: Hitachi Ltd
Current assignee: Hitachi Ltd
Priority date: 2004-11-11
Filing date: 2004-11-11
Publication date: 2006-06-01

Abstract

【課題】個々の被験者の脳の形態画像を撮像することなしに脳磁場計測結果と形態画像との合成画像を得ることができる生体磁場計測装置を提供する
【解決手段】被験者の脳から発生する脳磁場を計測し，平面又は曲面に沿って配置される複数の磁束計と，前記複数の磁束計の出力信号の演算を行う演算装置と，前記演算の結果を表示する表示装置と，前記被験者の頭表もしくは前記頭表の周辺に定められた３箇所以上の複数の基準点と，前記複数の基準点の各点に配置された磁場発生コイルと，前記磁場発生コイルに通電することによって磁場信号を発生させる電源とを有し，前記演算装置は，脳の標準的な大きさと形を表す標準脳モデルの画像データと，標準脳基準点の座標データと，前記複数の磁束計が配列される位置の座標データとを記憶するメモリを有し，前記表示装置に合成画像が表示される．
【選択図】図４

Description

本発明は，生体から発する微弱磁場の検出を行なう磁束計を用いた生体磁場計測装置に関し，特に，人の脳から発する脳磁場を計測し，脳磁場データから得られる脳の機能情報を，脳の形態画像に容易に合成できる生体磁場計測装置に関する。

人の心臓や，脳から発生する微弱な生体磁場を計測する生体磁場計測装置は，心筋細胞や，脳神経細胞の興奮に伴う微弱電流によって生じる磁場を検出し，計測された生体磁場データを用いて，心臓や脳の活動の異常を捉えられることが知られている。生体磁場データから得られる心臓や脳の活動の異常を，心臓や脳の形態的な位置と対応づけることは，心臓病や脳疾患の診断にとって重要な技術であり，生体磁場計測により得られた結果を，同一被験者の例えばＭＲＩ装置やＸ線ＣＴ装置などの撮像装置により得られる形態画像と合成表示する方法が開発されている。（非特許文献１、非特許文献２、特許文献１、特許文献２、特許文献３、特許文献４）
また、心臓から発生する磁場を計測する心臓磁場計測装置においては，さらに，被験者毎の形態画像を撮像する手間を省くために，心臓の形と大きさを模擬した形状モデルを用意し，心臓磁場計測により得られた結果を，心臓モデル上に合成表示する方法が開発されている。（特許文献５、特許文献６）

S。 N。 Erne, et al, "THE POSITIONING PROBLEM IN BIOMAGNETIC MEASUREMENTS: A SOLUTION FOR ARRAYS OF SUPERCONDUCTING SENSORS", IEEE Trans。 Magn。, MAG-23, pp。1319-1322, 1987 S。 Ahlfors, et al, "MAGNETOMETER POSITION INDICATOR FOR MULTI CHANNL MEG", Advances in Biomagnetism, Edited by S。J。Williamson et al, PlenumPress, New York, pp。693-696, 1989 特開平１−５０３６０３号公報特開平４−１３５５３６号公報特開平８−９８８２１号公報特開２００１−１７００１８号公報以下のような手法特開２００１−０３３５３４号公報特開２００３−３３４１７４号公報

乳幼児や小児のようにＭＲＩ装置やＸ線ＣＴ装置などによる撮像が好ましくない場合等，同一被験者の形態画像の入手が困難な場合もある。このような問題を避ける方法として，心臓磁場計測装置においては，個々の被験者の心臓の形態画像を撮像するかわりに，心臓の３次元的な形状を模擬した一定の大きさと形を持つ３次元心臓モデルを用意し，個々の被験者の心臓磁場計測結果にもとづいて，位置合わせを行い，３次元心臓モデル上に心臓磁場計測結果を投影表示する、特許文献６の様な手法が手法が開発されているが、この手法の課題は，固体差や心疾患等による心臓の大きさの変化に対応することが困難であることである。一方，脳磁場計測装置においては，個々の被験者の脳の形態画像を撮像することなしに，脳磁場計測結果を脳の形態的な位置と対応づける手法は提案されていない。

本発明の生体磁場計測装置では，被験者の脳から発生する脳磁場を計測し，平面又は曲面に沿って配置される複数の磁束計と，前記複数の磁束計の出力信号の演算を行う演算装置と，前記演算の結果を表示する表示装置と，前記被験者の頭表もしくは前記頭表の周辺に定められた３箇所以上の複数の基準点と，前記複数の基準点の各点に配置された磁場発生コイルと，前記磁場発生コイルに通電することによって磁場信号を発生させる電源とを有し，前記複数の磁束計は，前記脳磁場の計測に先立って，もしくは，前記脳磁場の計測の後に，前記磁場発生コイルに通電して発生する磁場信号を計測し，前記演算装置では，脳の標準的な大きさと形を表す標準脳モデルを３次元的に表示するための標準脳座標系と，前記複数の磁束計の配置される位置，前記磁場発生コイルの位置を３次元的に表示するための脳磁座標系が定義され，前記演算装置は，前記標準脳座標系における前記標準脳モデルの画像データと，前記標準脳における前記複数の基準点に対応する点である複数の標準脳基準点の座標データと，前記脳磁座標系における前記複数の磁束計が配列される位置の座標データとを記憶するメモリを有し，前記演算装置は，（１）前記脳磁場の信号から，前記脳磁座標系における脳の電気活動の分布を表す画像を求める演算，（２）前記磁場発生コイルによる磁場信号から，前期脳磁座標系における前期磁場発生コイルの位置座標を求める演算，（３）前記複数の標準脳基準点の座標と前記磁場発生コイルの座標との位置合わせを，前記標準脳座標系と前記脳磁座標系との間の回転処理，平行移動処理，拡大又は縮小処理の少なくとも一つの処理により行う演算，（４）前記（３）の演算結果に基づいて，前記脳の電気活動の分布を表す画像と前記標準脳モデルの画像との合成画像を求める演算とを行い，前記表示装置に前記合成画像が表示される。

以上説明したように本発明によれば，個々の被験者の脳の形態画像の撮像を必要とせず，また、被験者の脳の大きさに関わらず、脳磁場計測により得られる脳の電気活動の分布を表す画像と形態画像との合成画像を、両者が精度良く対応付けられた上で得ることができる。

本発明の実施の形態を図を参照して詳細に説明する。図１は本発明の実施例の生体磁場計測装置の構成を示す図である。図１に示すように，被験者１−１の頭表または頭表の周辺に３個以上の複数の基準点１−２を定め，複数の基準点１−２の位置のそれぞれに磁場発生コイル１−３が配置され，個々の磁場発生コイル１−３は，磁場発生コイル１−３に通電して磁場を発生させるための電源１−４に接続される。被験者１−１の脳から発生する脳磁場と，磁場発生コイル１−３から発生する磁場信号は，被験者１−１の頭表の近傍に平面状，もしくは曲面状に配置された複数の磁束計１−５により検出され，演算装置１−６で演算され，演算結果が表示装置１−７に表示される。

演算装置１−６では，図２に示す標準脳座標系２−１が定義され，脳の標準的な大きさと形を表す標準脳モデル２−２の形状の座標値を標準脳座標系２−１で記述し，演算装置１−６に記憶しておく。また，図１で定められた基準点１−２の標準脳モデル２−２における対応する点である標準脳基準点２−３の座標値も，標準脳座標系２−１で記述し，演算装置１−６に記憶しておく。図２では，標準脳モデル２−２を簡便に線図で描画しているが，実際には，３次元的に脳の輪郭を形どった多面体である。その場合，脳の特徴的な形状である図示しない中心溝や図示しないシルビウス溝を識別できるものが望ましい。さらには，標準脳モデル２−２は，複数人の３次元ＭＲＩデータを平均したもので，脳内部の図示しない灰白質や白質等の構造も識別できるモデルであってもよい。

演算装置１−６では，さらに，図３に示す，脳磁座標系３−１が定義される。脳磁座標系３−１は，図示しない複数の磁束計の位置座標を記述するためのもので，脳磁座標系３−１で記述された複数の磁束計の位置座標データもまた，演算装置１−６に記憶されている。図３では，図示しない複数の磁束計が平面に配列されている場合（図３a）と，曲面に配列されている場合（図３ｂ）についての，図示しない磁束計が配列される面である脳磁計側面（平面）３−２と脳磁計側面（曲面）３−３の概念図を示す。脳磁計側面３−２および３−３は，図示しない磁束計の座標点を頂点にもつ面をつなぎ合わせることによって構成できる。

図４に，本発明の実施例に於ける合成画像を得る処理の流れを示す。まず，処理４−１で処理の流れを開始し，処理４−２で磁束計を用いて脳から発生する脳磁場の計測を行い，処理４−６で，計測された脳磁場データから，脳の電気活動の分布を表す画像を作成する。また，処理４−３では，磁束計を用いて，磁場発生コイルに通電して発生する磁場を計測し，処理４−４で，計測された磁場データから磁場発生コイルの座標を求める。処理４−６，および処理４−７の結果は，脳磁座標系４−４で記述される。一方，標準脳座標系４−５で記述された標準脳基準点座標データ４−８と標準脳モデルの画像データ４−９が記憶されている。処理４−１０では，処理４−７で求めた磁場発生コイルの座標と，処理４−８で記憶されている標準脳基準点の座標データとの位置合わせを行い，標準脳座標系と脳磁座標系との間の座標変換パラメータを求める。その後，処理４−１０の結果を，処理４−９で記憶されている標準脳モデルの画像データに適用して，処理４−１１に於いて標準脳モデルの画像を脳磁座標系へ変換し，処理４−１１の結果と処理４−６で作成された脳の電気活動の分布を表す画像を用いて，処理４−１２で合成画像の作成・表示をおこなう。あるいは，処理４−１０の結果を，処理４−６の結果に適用して処理４−１４に於いて脳の電気活動の分布を表す画像を標準脳座標系へ変換し，処理４−１４の結果と処理４−９で記憶されている標準脳モデルの画像データを用いて，処理４−１２で合成画像の作成・表示をおこなう。最後に，処理４−１３で，処理の流れを終了する。ここで，処理４−１０の標準脳座標系と脳磁座標系との間の座標変換をもとめる処理は，標準脳座標系４−５で記述された標準脳基準点の座標データ４−８と脳磁座標系４−４で記述された磁場発生コイルの座標４−７との位置あわせを，標準脳座標系と脳磁座標系との間の平行移動処理，回転処理，拡大又は縮小処理の少なくとも一つの処理により行う。図５で位置合わせ処理の概略を説明する。

図５に，本発明の実施例における位置合わせ処理の概略を示す。図５では，複数の標準脳基準点の組５−１を，簡便に実線で結んだ４個の黒丸で示し，複数の磁場発生コイルの座標点の組５−２を，簡便に実線で結んだ４個の白丸で示す。また，図５では簡便のために，平行移動処理５−３，回転処理５−４，拡大又は縮小処理５−５を，別々にこの順番で行う場合の流れで示し，図５（a）は初期状態，図５（ｂ）は平行移動処理の結果５−６，図５（ｃ）は回転処理の結果５−７，図５（ｄ）は拡大又は縮小処理の結果５−８を示し，図５（ｄ）において位置合わせ処理が完了したものとして示してある。複数の標準脳基準点の組５−１は，図示しない標準脳座標系で記述され，複数の磁場発生コイルの座標点の組５−２は，図示しない脳磁座標系で記述されているため，複数の標準脳基準点の組５−１と複数の磁場発生コイルの座標点の組５−２との間の平行移動処理５−３，回転処理５−４，拡大又は縮小処理５−５は，図示しない標準の座標系と図示しない脳磁座標系との間の平行移動処理，回転処理，拡大又は縮小処理で実現される。以下に本発明の実施例に於ける位置合わせ処理の詳細について説明する。

被験体の頭表もしくは頭表の周辺に定められたN個の基準点に対して，標準脳座標系Ｘにおける上記基準点に対応するＮ個の標準脳基準点の座標を，

（数１）
ｘ_ｉ＝（ｘ_ｉ，ｙ_ｉ，ｚ_ｉ，１），（ｉ＝１，２，・・・，Ｎ）
とし，脳磁座標系Ｘ’において，上記基準点に配置されたＮ個の磁場発生コイルの座標を

（数２）
ｘ’_ｉ＝（ｘ’_ｉ，ｙ’_ｉ，ｚ’_ｉ，１），（ｉ＝１，２，・・・，Ｎ）
とする。このとき，対応する夫々の標準脳基準点の座標と磁場発生コイルの座標との位置合わせを，標準脳座標系Ｘと脳磁座標系Ｘ’の間の平行移動と，回転と，拡大又は縮小とで行う。このために，座標変換行列Ａを用いて，座標変換

（数３）
ｘ’_ｉ ^ｔ＝Ａｘ_ｉ ^ｔ，（ｉ＝１，２，・・・，Ｎ）
ただし，

（数４）
Ａ（１，１）＝ｃ［ｃｏｓ（γ）ｃｏｓ（β）ｃｏｓ（α）−ｓｉｎ（γ）ｓｉｎ（α）］
Ａ（１，２）＝ｃ［ｃｏｓ（γ）ｃｏｓ（β）ｓｉｎ（α）＋ｓｉｎ（γ）ｃｏｓ（α）］
Ａ（１，３）＝ｃ［−ｃｏｓ（γ）ｓｉｎ（β）］
Ａ（１，４）＝ｂ_１
Ａ（２，１）＝ｃ［−ｓｉｎ（γ）ｃｏｓ（β）ｃｏｓ(α)−ｃｏｓ（γ）ｓｉｎ（α）］
Ａ（２，２）＝ｃ［−ｓｉｎ（γ）ｃｏｓ（β）ｓｉｎ(α)＋ｃｏｓ（γ）ｃｏｓ（α）］
Ａ（２，３）＝ｃ［ｓｉｎ（γ）ｓｉｎ（β）］
Ａ（２，４）＝ｂ_２
Ａ（３，１）＝ｃ［ｓｉｎ（β）ｃｏｓ（α）］
Ａ（３，２）＝ｃ［ｓｉｎ（β）ｓｉｎ（α）］
Ａ（３，３）＝ｃ［ｃｏｓ（β）］
Ａ（３，４）＝ｂ_３
Ａ（４，１）＝０
Ａ（４，２）＝０
Ａ（４，３）＝０
Ａ（４，４）＝１
を定義し，（数３）を満たす７個の座標変換パラメータの組Ｐ＝（α，β，γ，ｂ_１，ｂ_２，ｂ_３，ｃ）を求める。ここでα，β，γは回転，ｂ_１，ｂ_２，ｂ_３は平行移動，ｃは拡大又は縮小を表す座標変換パラメータであり，（数３）の右肩のｔは行列の転置を表す。上記座標変換パラメータＰは，評価関数

（数５）
Ｆ（Ｐ）＝Σ_ｉ＝１ ^Ｎ（ｘ’_ｉ ^ｔ−Ａ（Ｐ）ｘ_ｉ ^ｔ）^２
を定義して，評価関数Ｆ（Ｐ）を最小とする座標変換パラメータの組Ｐを探索する最適化手法を用いて求めることができる。以下に座標変換パラメータ探索の流れを説明する。

図６に本発明の実施例に於ける位置合わせ処理での座標変換パラメータ探索の流れを示す。図６では，座標変換パラメータＰの探索を，拡大又は縮小を表す座標変換パラメータｃを１に固定した１次推定６−１３と，全ての座標変換パラメータを探索する２次推定６−１４の２段で行い，２次推定の結果Ｐ^２ｎｄを探索結果とする流れで実行する。まず，処理６−１で流れを開始し，処理６−２で１次推定の初期パラメータ値Ｐ^０＝（α^０，β^０，γ^０，ｂ_１ ^０，ｂ_２ ^０，ｂ_３ ^０）を設定し，１次推定の繰り返し回数ｊを０とする。回転を表す座標変換パラメータの初期値α^０，β^０，γ^０は，０でない小さい値でよく，平行移動を表す座標変換パラメータの初期値ｂ_１ ^０，ｂ_２ ^０，ｂ_３ ^０は，Ｎ個の磁場発生コイルの座標値の平均値と，Ｎ個の標準脳基準点の座標値の平均値の間の差分とすればよい。処理６−３では，１次推定の繰り返し回数ｊ番目のパラメータＰ^ｊについて評価関数Ｆ（Ｐ^ｊ）＝Σ_ｉ＝１ ^Ｎ（ｘ’_ｉ ^ｔ−Ａ（Ｐ^ｊ）ｘ_ｉ ^ｔ）^２を計算し，処理６−４で，評価関数Ｆ（Ｐ^ｊ）が最小であるかどうかの判定を行う。評価関数Ｆ（Ｐ^ｊ）が判定条件を満たさない場合は，処理６−５で１次推定パラメータを更新し，１次推定の繰り返し回数ｊをｊ＋１として処理６−３にもどる。処理６−５における１次推定パラメータ更新のためのΔＰは，例えば，最適化手法の１つであるシンプレックス法を用いて求めることができる。処理６−４で，Ｆ（Ｐ^ｊ）が判定条件を満たした場合，そのときの１次推定の繰り返し回数ｊをＪとおいて，１次推定パラメータＰ^Ｊ＝（α^Ｊ，β^Ｊ，γ^Ｊ，ｂ_１ ^Ｊ，ｂ_２ ^Ｊ，ｂ_３ ^Ｊ）を１次推定の推定結果Ｐ^１ｓｔに決定する。

次に，処理６−７で，２次推定の初期パラメータ値Ｐ’^０＝（α^Ｊ，β^Ｊ，γ^Ｊ，ｂ_１ ^Ｊ，ｂ_２ ^Ｊ，ｂ_３ ^Ｊ，ｃ^０）を設定し，２次推定の繰り返し回数ｋを０とする。拡大又は縮小を表す座標変換パラメータｃの初期値ｃ^０は１でよい。処理６−８では，２次推定の繰り返し回数ｋ番目のパラメータＰ’^ｋについて評価関数Ｆ（Ｐ’^ｋ）＝Σ_ｉ＝１ ^Ｎ（ｘ’_ｉ ^ｔ−Ａ（Ｐ’^ｋ）ｘ_ｉ ^ｔ）^２を計算し，処理６−９で評価関数Ｆ（Ｐ’^ｋ）が最小であるかどうかの判定を行う。評価関数Ｆ（Ｐ’^ｋ）が判定条件を満たさない場合は，処理６−１０で２次推定パラメータを更新し，２次推定の繰り返し回数ｋをｋ＋１として処理６−８にもどる。処理６−１０における１次推定パラメータ更新のためのΔＰ’は，処理６−５と同様に，最適化手法の１つであるシンプレックス法を用いて求めることができる。処理６−９で，Ｆ（Ｐ’^ｋ）が判定条件を満たした場合，そのときの２次推定の繰り返し回数ｋをＫとおいて，２次推定パラメータＰ’^Ｋ＝（α^Ｋ，β^Ｋ，γ^Ｋ，ｂ_１ ^Ｋ，ｂ_２ ^Ｋ，ｂ_３ ^Ｋ，ｃ^Ｋ）を２次推定の推定結果Ｐ^２ｎｄに決定し，処理６−１２で処理の流れを終了する。以下に本発明の実施の形態を，具体例を用いて説明する。

図７は，本発明の実施例に於ける基準点の具体例を示す図である。あらかじめ４個の基準点７−３を配置した基準点設定用めがね７−２を被験者７−１が装着することにより，被験者７−１の顔面付近に４箇所の基準点を自動的に配置することができる。基準点設定用めがね７−２のめがね部分が，被験者７−１の目のまわりのくぼみにフィットして装着されるため，基準点設定用めがね７−２配置した基準点７−３は，被験者７−１に対して再現よく配置されることになる。図７に示す実施例では，さらに，被験者７−１の耳前部にも基準点７−４を配置している。この基準点７−４は，基準点設定用めがね７−２に配置した基準点７−３がほぼ一直線に並ぶことによる該直線を軸とする回転方向の位置合わせ精度の劣化を防ぐ効果と，頭部の大きさを反映させる効果がある。基準点設定用めがね７−２は，頭部のサイズに応じて，あるいは，乳幼児，小児，成人等の年齢差に応じて数種類のサイズを用意することが望ましい。それにより，標準脳モデルを頭部のサイズや年齢層に応じて用意する必要はなくなり，一個の標準脳モデルを全ての被験者に適用することができる。図７では，耳前部の基準点７−４は，被験者７−１の右耳の耳前部のみ表示されているが，図示されない左耳の耳前部にも基準点が配置されている。右側頭部あるいは左側頭部の脳磁場を別々に計測する場合は，計測する側の耳前部の基準点を用いればよく，全頭部の脳磁場を一括して計測する場合は，両耳の耳前部の基準点を用いるのが望ましい。本実施例の具体例では，以降，右耳の耳前部に配置された基準点７−４と基準点設定用めがねに配置された４個の基準点７−３のみを用いる場合について説明する。

図８は，本発明の実施例に於ける標準脳座標系８−１，標準脳モデル８−２，標準脳基準点８−３の具体例を示す図である。図８では，標準脳モデル８−２を線画で表示しているが，実際は，脳の平均的な形と大きさの輪郭を多面体で構成したものであり，標準脳座標系８−１で記述されている。標準脳基準点８−３は，図７で定義された基準点７−３および７−４の標準脳モデル８−２に対応する点であり，標準脳基準点８−３の座標値ｓ_１，ｓ_２，ｓ_３，ｓ_４，ｓ_５もまた，標準脳座標系８−１で記述されている。標準脳モデル８−２および標準脳基準点８−３は，あらかじめ図７で示した基準点設定用めがね７−２の基準点７−３の位置および耳前部の基準点７−４の位置に，ＭＲＩ撮像装置に撮像される例えばビタミン剤等のマーカを装着して脳のＭＲＩ画像を撮像することを複数の被験者で行い，上記複数の被験者のＭＲＩ画像およびマーカを平均することによって作成することができる。あるいは，核医学の分野で計測画像の標準化に用いられているＳＰＭ（Statistical Parametric Mapping）法における標準脳を用いることもできる（渡辺浩司，「マルチモダリティの画像位置合わせと重ね合わせ」，臨床技術講座，日本放射線技術学会雑誌，第５９巻，第１号，60-65,2003）。

核医学の分野では，例えばＰＥＴ（Positron Emission computed Tomography）装置で撮像された画像の同一被験者の位置ずれや，個体差による形状の違いを補正して統計処理等を行うための画像の標準化を目的としてＳＰＭ法における標準脳を用いる。本発明の実施例では，標準脳モデルおよび標準脳基準点を作成するためにＳＰＭ法の標準脳を用い，作成された標準脳モデルを，標準脳基準点と個々の被験者で計測された磁場発生コイルの座標点との位置合わせにもとづいて，個々の被験者の頭部サイズに合わせこみ，脳磁場計測により得られた画像との合成画像を作成する流れとなる。ＳＰＭ法を用いて，標準脳モデルおよび標準脳基準点を作成する場合も，あらかじめ図７で示した基準点設定用めがね７−２の基準点７−３の位置および耳前部の基準点７−４の位置に，ＭＲＩ撮像装置に撮像される例えばビタミン剤等のマーカを装着して脳のＭＲＩ画像を撮像することを複数の被験者で行い，前記複数の被験者ごとのマーカも含めた脳のＭＲＩ画像をＳＰＭ法を用いて標準化し，標準化されたマーカの座標値の前記複数の被験者における平均値を標準脳基準点，前記複数の被験者のいずれかひとりの標準化された脳のＭＲＩ画像を標準脳モデルとすることができる。作成された標準脳モデルおよび標準脳基準点は，演算装置１−６（図１）にあらかじめ記憶させておく。

図９は，本発明の実施例に於ける複数の磁束計が平面状に配列されている脳磁場計測装置による脳磁場計測および磁場発生コイルによる磁場の計測の右側頭部を計測する場合の具体例を示す図である。被験者９−１は，基準点設定用めがね９−２を装着して複数の磁束計が格納されたセンサ部９−５に右側頭部を接近させて配置される。基準点設定用めがね９−２の基準点の位置および被験者９−１の右耳前部の基準点の位置には，磁場発生コイル９−３が配置され，電源９−４からの磁場発生コイル９−３に通電することよって，磁場を生じる。複数の磁束計が格納されたセンサ部９−５は被験者９−１の脳から発生する脳磁場と，磁場発生コイル９−３から発生する磁場の両方を計測する。脳磁場計測と磁場発生コイルによる磁場の計測とは，別々に行うことが望ましい。脳磁場計測により得られた計測データは，演算装置１−６（図１）で処理されて脳の電気活動の分布を表す画像が作成される（図１０）。脳の電気活動の分布を表す画像１０−３は，図示しない複数の磁束計の配列される面である脳磁計測面１０−１上に描画され，脳の電気活動を２次元のベクトル分布とベクトルの大きさの等高線図で表現される。

脳磁計測面１０−１の座標値および脳の電気活動の分布を表す画像１０−３の座標値およびベクトルの値は，脳磁計側面１０−１上に定義された脳磁座標系１０−２で記述される。図９の磁場発生コイル９−３による磁場の計測データは，同じく演算装置１−６（図１）により処理されて磁場発生コイルの位置座標が求められる（図１１）。磁場発生コイルの位置座標１１−２の座標値ｓ’_１，ｓ’_２，ｓ’_３，ｓ’_４，ｓ’_５もまた，脳磁計側面１１−３上に定義された脳磁座標系１１−４で記述される。図１１における脳磁座標系１１−４で記述される磁場発生コイルの位置座標１１−２の座標値ｓ’_１，ｓ’_２，ｓ’_３，ｓ’_４，ｓ’_５と，図８における標準脳座標系８−１で記述される標準脳基準点８−３の座標値ｓ_１，ｓ_２，ｓ_３，ｓ_４，ｓ_５との位置合わせを図６の処理の流れにそって実行した結果を図１２に示す。標準脳座標系１２−１で記述される標準脳基準点１２−２（黒丸で示す）と脳磁座標系１２−３で記述される磁場発生コイルの座標点１２−４（＋印で示す）との位置あわせにより，標準脳座標系１２−１と脳磁座標系１２−３との位置関係が定まる。この位置関係にもとづいて，脳磁座標系で記述される脳の電気活動を表す画像と標準脳座標系で記述される標準脳モデルとの位置関係が定まり，図１３に示すように，脳の電気活動を表す画像１３−１に標準脳モデル１３−２を重ね合わせた合成画像を得ることができる。

図１４は，本発明の別の実施例に於ける複数の磁束計が被験者の頭部を覆うような曲面状に配列されている脳磁場計測装置による脳磁場計測および磁場発生コイルによる磁場の計測の具体例を示す図である。被験者１４−１は，基準点設定用めがね１４−２を装着して複数の磁束計が格納されたセンサ部１４−５に接近させて配置される。基準点設定用めがね１４−２の基準点の位置および被験者１４−１の右耳前部の基準点の位置には，磁場発生コイル１４−３が配置され，電源１４−４からの磁場発生コイル１４−３に通電することよって，磁場を生じる。複数の磁束計が格納されたセンサ部１４−５は被験者１４−１の脳から発生する脳磁場と，磁場発生コイル１４−３から発生する磁場の両方を計測する。脳磁場計測と磁場発生コイルによる磁場の計測とは，別々に行うことが望ましい。脳磁場計測により得られた計測データは，演算装置１−６（図１）で処理されて脳の電気活動の分布を表す画像が作成される（図１５）。脳の電気活動の分布を表す画像１５−３は，図示しない複数の磁束計の配列される面である脳磁計測面１５−１上に描画され，脳の電気活動を２次元のベクトル分布とベクトルの大きさの等高線図で表現される。

脳磁計測面１５−１の座標値および脳の電気活動の分布を表す画像１５−３の座標値およびベクトルの値は，脳磁計側面１５−１上に定義された脳磁座標系１５−２で記述される。図１４の磁場発生コイル１４−３による磁場の計測データは，同じく演算装置１−６（図１）により処理されて磁場発生コイルの位置座標が求められる（図１６）。磁場発生コイルの位置座標１６−２の座標値ｓ’_１，ｓ’_２，ｓ’_３，ｓ’_４，ｓ’_５もまた，脳磁計側面１６−３上に定義された脳磁座標系１６−４で記述される。図１６における脳磁座標系１６−４で記述される磁場発生コイルの位置座標１６−２の座標値ｓ’_１，ｓ’_２，ｓ’_３，ｓ’_４，ｓ’_５と，図８における標準脳座標系８−１で記述される標準脳基準点８−３の座標値ｓ_１，ｓ_２，ｓ_３，ｓ_４，ｓ_５との位置合わせを図６の処理の流れにそって実行することにより，標準脳座標系８−１と脳磁座標系１６−４との位置関係が定まる。この位置関係にもとづいて，図１５の脳磁座標系１５−２で記述される脳の電気活動を表す画像１５−３と図８の標準脳座標系８−１で記述される標準脳モデル８−２との位置関係が定まり，図１７に示すように，脳の電気活動を表す画像１７−１と標準脳モデル１７−２との合成画像を得ることができる。図１７（ａ）は，脳磁計側面１７−３上に描画された脳の電気活動を表す画像１７−１に標準脳モデル１７−２を重ね合わせた表示であるが，脳磁計側面１７−３が標準脳モデル１７−２の表面の曲率にほぼ沿った曲面の場合，脳磁計測面１７−３上の脳の活動を表す画像１７−１を脳磁計測面１７−３に垂直に標準脳モデル１７−２に投影した合成画像（図１７ｂ）を得ることもできる。

本発明では，個々の被験者の基準点に配置された磁場発生コイルの座標点と標準脳基準点との位置合わせに応じて，標準脳モデルを平行移動，回転，拡大又は縮小し，各被験者の脳の形態画像の代用として用いる。図１８に同一被験者の脳のＭＲＩ画像と標準脳モデルとの比較を示す。図１８ａ）は，同一被験者のＭＲＩ画像１８−３を用いた場合であり，脳磁計測面１８−１に対して位置合わせした結果を示してある。参考のために，同一被験者の頭部輪郭線１８−２も同時に示す。本発明の実施例に於ける標準脳モデル１８−４を用いた結果を図１８ｂ）に示す。同一被験者のＭＲＩ画像１８−３に比べて僅かに大きめであるが同一被験者の頭部輪郭線１８−２におさまっている。これに対して，同様に標準脳モデルを用いるが，拡大又は縮小処理を実行しなかった場合の結果を図１８ｃ）に示す。拡大又は縮小処理を実行しなかった場合の標準脳モデル１８−５は，同一被験者のＭＲＩ画像１８−３に比べて位置のずれも大きく，サイズも異なる。図１８から，標準脳モデルを拡大又は縮小処理も含めて平行移動，回転処理を行うことにより，各被験者のＭＲＩ画像の代用として用いることが可能である。

本発明の実施例に於ける位置合わせ処理では，図６で説明したように，拡大縮小を行わない１次推定６−１３を実行したのち，拡大縮小も含めた２次推定６−１４を実行する処理の流れで行う。これは，２次推定のみであると位置合わせ処理がうまく実行できなくなる場合があることを避けるための処置である。図１９に，基準点を４個とした時の標準脳基準点１９−２（黒丸で示す）と磁場発生コイルの座標点１９−３（＋印で示す）の位置合わせ処理を，本実施例の方式で行った場合（図１９ａ）と，２次推定のみで行った場合（図１９ｂ）の結果を示す。本実施例の方式である１次推定と２次推定の組み合わせによる位置合わせ処理を実行した場合は，標準脳基準点１９−２と磁場発生コイルの座標点１９−３の適正な位置を合わせ結果を得るが，２次推定のみの場合は位置合わせ処理が不適切となる。

本発明の実施例に於ける生体磁場装置の構成を示す図。本発明の実施例に於ける標準脳座標系を説明する図。本発明の実施例に於ける脳磁座標系を説明する図。本発明の実施例に於ける画像合成の処理の流れを説明する図。本発明の実施例に於ける位置合わせ処理の概略を説明する図。本発明の実施例に於ける位置合わせ処理での座標変換パラメータ探索の流れを説明する図。本発明の実施例に於ける基準点の具体例を示す図。本発明の実施例に於ける標準脳座標系および標準脳モデル，標準脳基準点の具体例を示す図。本発明の実施例に於ける複数の磁束計が平面状に配列されている脳磁場計測装置による脳磁場計測および磁場発生コイルによる磁場の計測の具体例を示す図。本発明の実施例に於ける複数の磁束計が平面状に配列されている脳磁場計測装置による脳の電気活動の分布を表す画像の具体例を示す図。本発明の実施例に於ける複数の磁束計が平面状に配列されている脳磁場計測装置による磁場発生コイルの位置座標の具体例を示す図。本発明の実施例に於ける複数の磁束計が平面状に配列されている脳磁場計測装置による標準脳基準点と磁場発生コイルの座標との位置合わせ結果を示す図。本発明の実施例に於ける複数の磁束計が平面状に配列されている脳磁場計測装置による合成画像の具体例を示す図。本発明の実施例に於ける複数の磁束計が曲面状に配列されている脳磁場計測装置による脳磁場計測および磁場発生コイルによる磁場の計測の具体例を示す図。本発明の実施例に於ける複数の磁束計が曲面状に配列されている脳磁場計測装置による脳の電気活動の分布を表す画像の具体例を示す図。本発明の実施例に於ける複数の磁束計が曲面状に配列されている脳磁場計測装置による磁場発生コイルの位置座標の具体例を示す図。本発明の実施例に於ける複数の磁束計が曲面状に配列されている脳磁場計測装置による合成画像の具体例を示す図。本発明の実施例に於ける標準脳モデルと同一被験者の脳のＭＲＩ画像との比較を示す図。本発明の実施例に於ける位置合わせ処理における方式の比較を説明する図。

符号の説明

１−１：被験者，１−２：基準点，１−３：磁場発生コイル，１−４：電源，１−５：磁束計，１−６：演算装置，１−７：表示装置，２−１：標準脳座標系，２−２：標準脳モデル，２−３：標準脳基準点，３−１：脳磁座標系，３−２：脳磁計測面（平面），３−３：脳磁計測面（曲面），４−１：開始，４−２：脳磁場の計測，４−３：磁場発生コイルによる磁場計測，４−４：脳磁座標系，４−５：標準脳座標系，４−６：脳の電気活動の分布を表す画像の作成，４−７：磁場発生コイルの座標を求める，４−８：標準脳基準点の座標データ，４−９：標準脳モデルの画像データ，４−１０：標準脳座標系と脳磁座標系との間の座標変換パラメータを求める，４−１１：標準脳モデルの画像を脳磁座標系へ変換，４−１２：合成画像を作成・表示，４−１３：終了，４−１４：脳の電気活動の分布を表す画像を標準脳座標系へ変換，５−１：複数の標準脳基準点の組，５−２：複数の磁場発生コイルの座標点の組，５−３：平行移動処理，５−４：回転処理，５−５：拡大又は縮小処理，５−６：平行移動処理の結果，５−７：回転処理の結果，５−８：拡大又は縮小処理の結果，６−１：開始，６−２：１次推定の初期パラメータ値の設定，６−３：１次推定の評価関数の計算，６−４：１次推定の評価関数の判定，６−５：１次推定のパラメータ値の更新，６−６：１次推定のパラメータ値の決定，６−７：２次推定の初期パラメータ値設定，６−８：２次推定の評価関数の計算，６−９：２次推定の評価関数の判定，６−１０：２次推定のパラメータ値の更新，６−１１：２次推定のパラメータ値決定，６−１２：終了，６−１３：１次推定，６−１４：２次推定，７−１：被験者，７−２：基準点設定用めがね，７−３：基準点設定用めがねに配置された基準点，７−４：耳前部に配置された基準点，８−１：標準脳座標系，８−２：標準脳モデル，８−３：標準脳基準点，９−１：被験者，９−２：基準点設定用めがね，９−３：磁場発生コイル，９−４：電源，９−５：複数の磁束計が格納されたセンサ部，１０−１：脳磁計測面，１０−２：脳磁座標系，１０−３：脳の電気活動の分布を表す画像，１１−１：被験者，１１−２：磁場発生コイルの座標点，１１−３：脳磁計側面，１１−４：脳磁座標系，１２−１：標準脳座標系，１２−２：標準脳基準点，１２−３：脳磁座標系，１２−４：磁場発生コイルの座標点，１３−１：脳の電気活動の分布を表す画像，１３−２：標準脳モデル，１４−１：被験者，１４−２：基準点設定用めがね，１４−３：磁場発生コイル，１４−４：電源，１４−５：複数の磁束計が格納されたセンサ部，１５−１：脳磁計測面，１５−２：脳磁座標系，１５−３：脳の電気活動の分布を表す画像，１６−１：被験者，１６−２：磁場発生コイルの座標点，１６−３：脳磁計側面，１６−４：脳磁座標系，１７−１：脳の電気活動の分布を表す画像，１７−２：標準脳モデル，１７−３：脳磁計測面，１８−１：脳磁計測面，１８−２：同一被験者の頭部輪郭線，１８−３：同一被験者のＭＲＩ画像，１８−４：標準脳モデル，１８−５：拡大又は縮小処理を実行しなかった場合の標準脳モデル，１９−１：標準脳座標系，１９−２：標準脳基準点，１９−３：磁場発生コイルの座標点。

Claims

被験者の脳から発生する脳磁場を計測する複数の磁束計と，
前記複数の磁束計の出力信号の演算を行う演算装置と，
前記演算の結果を表示する表示装置と，
前記被験者の頭表もしくは前記頭表の周辺に定められた３箇所以上の複数の基準点の各点に配置された磁場発生コイルと，
前記磁場発生コイルに通電することによって磁場信号を発生させる電源とを有し，
前記演算装置は、標準脳基準点の座標データと、前記磁束計が配置される位置の座標データとを記憶するメモリを有しており、前記演算装置により、前記磁場発生コイルによる磁場信号から得られた磁場発生コイルの位置座標と、前記複数の標準脳基準点の座標とを用いて座標変換パラメータが求められ、
求められた前記座標変換パラメータに基づいて、前記表示装置により、前記磁束計によって得られた脳の電気活動分布を表す画像と、前記標準脳モデルの画像との合成画像を表示されることを特徴とする生体磁場計測装置。
請求項１に記載の生体磁場計測装置において、前記座標変換パラメータは、前記標準脳基準点の座標データと前記磁束計が配置される位置の座標データとの間で、平行移動処理、回転処理、拡大又は縮小処理の少なくとも１つの処理により求められることを特徴とする生体磁場計測装置。
請求項１に記載の生体磁場計測装置において、前記演算装置は、前記座標変換パラメータを前記標準脳モデルの画像データに適用して、前記標準脳モデルの画像を脳磁座標へ変換し、前記表示装置は、前記磁束計によって得られた脳の電気活動分布を表す画像と、前記標準脳モデルの画像との合成画像を表示することを特徴とする生磁場計測装置。
請求項１に記載の生体磁場計測装置において、前記演算装置は、前記座標変換パラメータを前記脳の電気活動分布を表す画像に適用して、前記脳の電気活動分布を表す画像を標準脳座標へ変換し、前記表示装置は、前記表示装置は、前記磁束計によって得られた脳の電気活動分布を表す画像と、前記標準脳モデルの画像との合成画像を表示することを特徴とする生磁場計測装置。
請求項１に記載の生体磁場計測装置において、前記複数の磁束計は、平面上に配置されていることを特徴とする生体磁場計測装置。
請求項５に記載の生体磁場計測装置において、前記脳の電気活動分布を表す画像は平面状であって、前記表示装置は、前記標準脳モデルの画像との合成画像を表示することを特徴とする生体磁場計測装置。
請求項１に記載の生体磁場計測装置において、前記複数の磁束計は、被験者の頭部を覆うような曲面上に配置されていることを特徴とする生体磁場計測装置。
請求項７に記載の生体磁場計測装置において、前記表示装置は、前記脳の電気活動分布を表す画像を、前記標準脳モデルの表面の曲率に沿うように合成した画像を表示することを特徴とする生体磁場計測装置。