JP2020092982A - Biomagnetic field measurement device and biomagnetic field measurement method - Google Patents
Biomagnetic field measurement device and biomagnetic field measurement method Download PDFInfo
- Publication number
- JP2020092982A JP2020092982A JP2018234815A JP2018234815A JP2020092982A JP 2020092982 A JP2020092982 A JP 2020092982A JP 2018234815 A JP2018234815 A JP 2018234815A JP 2018234815 A JP2018234815 A JP 2018234815A JP 2020092982 A JP2020092982 A JP 2020092982A
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- magnetic field
- muscle
- sensor
- waveform
- data
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Withdrawn
Links
Images
Landscapes
- Measuring Magnetic Variables (AREA)
- Measurement And Recording Of Electrical Phenomena And Electrical Characteristics Of The Living Body (AREA)
Abstract
Description
本発明は、生体磁場計測装置、生体磁場計測方法に関する。 The present invention relates to a biomagnetic field measuring device and a biomagnetic field measuring method.
筋萎縮性側索硬化症（ＡＬＳ：Amyotrophic Lateral Sclerosis）や筋ジストロフィーを診断するには、針筋電計は不可欠な診断装置である。しかし、従来から行われてきた針筋電計を用いる方法では、被検者の筋肉に電極となる針を刺すことが不可避で、それによる痛みが伴う。そこで、針を不要とした様々な方法が検討されている。 A needle electromyography is an indispensable diagnostic device for diagnosing amyotrophic lateral sclerosis (ALS) and muscular dystrophy. However, in the conventional method using a needle electromyography, it is unavoidable to puncture the muscle of the subject with a needle that serves as an electrode, which causes pain. Therefore, various methods that do not require a needle have been studied.
針を不要とした方法の一例としては、表面電極を用いる方法が考えられるが、一般的には空間分解能が悪く、複数の運動単位からの電位を計測してしまうため、利用できない。針を不要とした方法の他の例としては、光ポンピング原子磁気センサ（ＯＰＭ：Optically Pumped atomic Magnetometer）を用いて、生体の磁場を検出する手法が挙げられる（例えば、特許文献１参照）。 As an example of a method that does not require a needle, a method using a surface electrode is conceivable, but in general, the spatial resolution is poor and the electric potentials from a plurality of motor units are measured, so that it cannot be used. As another example of the method that does not need a needle, there is a method of detecting a magnetic field of a living body using an optically pumped atomic magnetometer (OPM) (see, for example, Patent Document 1).
しかしながら、ＯＰＭは、内部のガスセルに封止されているアルカリ金属（ＲｂやＣｓ）の緩和時間Ｔ１とＴ２によって決まる応答速度から、２００Ｈｚ程度が高速応答の限界とされている。 However, in the OPM, the response speed determined by the relaxation times T1 and T2 of the alkali metals (Rb and Cs) sealed in the internal gas cell is set to about 200 Hz as the limit of high-speed response.
一方、筋肉が発生させる磁場（筋磁場）の周波数は５００Ｈｚ程度であるため、約１０ｍｓｅｃの筋磁場波形を検出する必要がある。ＯＰＭの応答速度では、約１０ｍｓｅｃの筋磁場波形を精度よく検出するには不十分である。応答速度を向上させないと、ＡＬＳの多相波形や、筋ジストロフィーのスパイキーで振幅の小さい波形を精度よく計測することができず、正確な診断に繋がらない。 On the other hand, since the frequency of the magnetic field (muscle magnetic field) generated by the muscle is about 500 Hz, it is necessary to detect a muscle magnetic field waveform of about 10 msec. The response speed of OPM is insufficient to accurately detect a myomagnetic field waveform of about 10 msec. Unless the response speed is improved, the ALS polyphase waveform and the muscular dystrophy spiky waveform with a small amplitude cannot be accurately measured, which does not lead to accurate diagnosis.
このように、従来は、光ポンピング原子磁気センサを用いて筋磁場を十分な精度で検出することは困難であった。 As described above, conventionally, it has been difficult to detect the muscle magnetic field with sufficient accuracy using the optically pumped atomic magnetometer.
本発明は、上記に鑑みてなされたものであり、光ポンピング原子磁気センサを用いた生体磁場計測装置において、筋磁場の検出精度を向上することを目的とする。 The present invention has been made in view of the above, and an object thereof is to improve the detection accuracy of a muscle magnetic field in a biomagnetic field measuring apparatus using an optically pumped atomic magnetic sensor.
本生体磁場計測装置は、生体の部位の磁場を計測する生体磁場計測装置であって、前記部位の計測位置に、光ポンピング原子磁気センサを備えたセンサモジュールが複数個配置されている。 The present biomagnetic field measuring apparatus is a biomagnetic field measuring apparatus for measuring a magnetic field of a part of a living body, and a plurality of sensor modules each having an optically pumped atomic magnetic sensor are arranged at a measurement position of the part.
開示の技術によれば、光ポンピング原子磁気センサを用いた生体磁場計測装置において、筋磁場の検出精度を向上することができる。 According to the disclosed technology, it is possible to improve the detection accuracy of a muscle magnetic field in a biomagnetic field measuring apparatus using an optically pumped atomic magnetic sensor.
以下、図面を参照して発明を実施するための形態について説明する。各図面において、同一構成部分には同一符号を付し、重複した説明を省略する場合がある。 Hereinafter, embodiments for carrying out the invention will be described with reference to the drawings. In each drawing, the same components may be denoted by the same reference numerals, and duplicate description may be omitted.
［第１実施形態］
＜生体磁場計測装置の外観構成＞
まず、第１実施形態に係る生体磁場計測装置の外観構成について説明する。図１は、生体磁場計測装置の外観構成を例示する図である。図１に示すように、生体磁場計測装置１００は、磁場シールドボックス１１０と、超音波計測装置１２０と、発生部１３０ａと入力端１３０ｂとを含む電気刺激装置１３０と、電流発生装置１４０と、音声発生装置１５０と、情報処理装置１６０とを有する。但し、超音波計測装置１２０、電気刺激装置１３０、及び音声発生装置１５０は、生体磁場計測装置１００の必須の構成要素ではなく、必要に応じて設けることができる。
[First Embodiment]
<Appearance configuration of biomagnetic field measuring device>
First, the external configuration of the biomagnetic field measuring apparatus according to the first embodiment will be described. FIG. 1 is a diagram illustrating an external configuration of a biomagnetic field measuring apparatus. As shown in FIG. 1, the biomagnetic
なお、以下では、被検者の四肢の一部である『手の骨格筋』、より具体的には『手の短母指外転筋』を生体磁場計測装置１００の計測対象とする例を中心に説明する。但し、これは一例を示すものであり、生体磁場計測装置１００の計測対象は『手の骨格筋』には限定されない。生体磁場計測装置１００の計測対象は、脚部や頭部等であってもよい。
Note that, in the following, an example in which the skeletal muscle of the hand, which is a part of the limbs of the subject, more specifically, the abductor pollicis brevis muscle of the hand, is set as the measurement target of the biomagnetic
磁場シールドボックス１１０は、被検者において発生する磁場を検出する装置である。磁場シールドボックス１１０は、被検者の腕が挿入され、所定の位置に手がセットされた状態で、手において発生する磁場を検出し、磁場データ（各時間における磁束密度のデータ群）を情報処理装置１６０に送信する。
The magnetic
なお、第１実施形態では、図１に示す磁場シールドボックス１１０に対して、長手方向をＸ軸方向、奥行き方向をＹ軸方向、高さ方向をＺ軸方向とする。
In the first embodiment, with respect to the magnetic
超音波計測装置１２０は、超音波を送受信することで、手の脂肪の厚さ等を計測する装置である。超音波計測装置１２０では、計測した超音波データを、情報処理装置１６０に送信する。
The
なお、超音波計測装置１２０による計測は、例えば手の短母指外転筋の表層にある脂肪が、どの程度の厚みがあるかを定量化するために利用される。超音波計測装置１２０は、脂肪の位置と深さを３次元的に計測することができる。但し、脂肪の厚さは、被検者の体格や体重等からも類推できるので、超音波計測装置１２０による計測は必要に応じて行えばよい。
The measurement by the
電気刺激装置１３０は、磁場シールドボックス１１０に、被検者の腕が挿入され、所定の位置に手がセットされた状態で、被検者の所定の部位に電気刺激を与える装置である。電気刺激装置１３０としては、例えば、日本光電製の「筋電図・誘発電位検査装置ＭＥＢ９４００シリーズ ニューロパックＳ１」等を用いることができる。
The
電気刺激装置１３０の発生部１３０ａは、情報処理装置１６０からの指示に基づき、入力端１３０ｂの電極に印加する電圧を発生する。電気刺激装置１３０の発生部１３０ａは、被検者の所定の部位に装着され、装着された部位に電圧を印加することで電気刺激を与える。
The
情報処理装置１６０は、超音波計測装置１２０から送信された超音波データを処理し、手の所定部分の脂肪の厚さを算出することができる。また、情報処理装置１６０は、所定のタイミングで電気刺激装置１３０に指示を送信し、電気刺激装置１３０を駆動させることができる。
The
また、情報処理装置１６０は、磁場シールドボックス１１０内の各部を駆動させるための指示を、磁場シールドボックス１１０に対して送信する。また、情報処理装置１６０は、磁場シールドボックス１１０から送信された磁場データを受信する。更に、情報処理装置１６０は、手の脂肪のデータと、受信した磁場データとを用いて、手の骨格筋の筋磁場を算出し、筋磁場の波形や、波形から算出した数値データを表示する。
In addition, the
生体磁場計測装置１００は、被検者の骨格筋の自発筋磁場を算出し、筋磁場の波形や波形から算出した数値データを表示することができる。また、生体磁場計測装置１００は、被検者に電気刺激を与えた際に誘発する被検者の骨格筋の筋磁場（誘発筋磁場）を算出し、筋磁場の波形や波形から算出した数値データを表示することができる。これらにより、生体磁場計測装置１００を用いることで、医師等はＡＬＳや筋ジストロフィーの診断を適切に行うことができる。
The biomagnetic
例えば、ＡＬＳは手の筋肉にその障害の予兆が現れやすい。そこで、生体磁場計測装置１００を用いて、例えば手の「短母指外転筋」の自発筋磁場または誘発筋磁場を検出することで、医師等はＡＬＳの進行度合いを推測することができる。
For example, ALS is likely to show signs of the disorder in the muscles of the hand. Therefore, by using the biomagnetic
＜骨格筋の筋磁場を診断する場合の作業の流れ＞
次に、生体磁場計測装置１００を用いて、手の骨格筋の筋磁場を診断する場合の作業の流れについて説明する。図２及び図３は、骨格筋の筋磁場を診断する場合の作業の流れを例示する図である。本実施形態では、短母指外転筋の磁場を検出する例を示す。
<Work flow when diagnosing skeletal muscle magnetic field>
Next, a work flow when diagnosing the muscle magnetic field of the skeletal muscle of the hand using the biomagnetic
図２は、医師等が、超音波計測装置１２０を用いて、被検者２００の手の脂肪の厚さを計測した様子を示している。図２に示すように、被検者２００の手を超音波計測装置１２０を用いて計測することで、情報処理装置１６０では、被検者２００の手の短母指外転筋の部分の脂肪の厚さを算出する。
FIG. 2 shows how a doctor or the like uses the
図３（ａ）は、医師等が、被検者２００に対して、磁場シールドボックス１１０に腕を挿入するように誘導し、手のひらを磁場シールドボックス１１０内の所定の位置にセットさせた様子を示している。
FIG. 3A shows a state in which a doctor or the like guides the subject 200 to insert his/her arm into the magnetic
更に、図３（ａ）は、医師等が情報処理装置１６０を操作し、磁場シールドボックス１１０内に配されたカメラ（不図示）が、手のひらを撮影した様子を示している。図３（ａ）に示すように、被検者２００の手のひらを撮影することで、情報処理装置１６０では画像データ３１０を表示する。
Further, FIG. 3A shows a state in which a doctor or the like operates the
図３（ｂ）は、医師等が、被検者２００の肘部（被検体である手のひらとは異なる部位）に、入力端１３０ｂを装着した様子を示している。入力端１３０ｂを装着した状態で、医師等が情報処理装置１６０を操作することで、発生部１３０ａが駆動し、被検者２００に電気刺激を与える。これにより、磁場シールドボックス１１０では、手の短母指外転筋において発生する誘発筋磁場を検出し、磁場データを情報処理装置１６０に送信する。なお、肘部の正中神経を刺激することで、短母指外転筋を効率的に誘発することができる。
FIG. 3B shows a doctor or the like wearing the
一方、自発筋磁場を検出する場合は、医師等が、被検者２００を促し、弱圧縮動作を行ってもらう。この場合、電気刺激は与えないため、図３（ｂ）において入力端１３０ｂを装着する必要はない。磁場シールドボックス１１０は、弱圧縮動作に伴って手の短母指外転筋において発生する自発筋磁場を検出し、磁場データを情報処理装置１６０に送信する。
On the other hand, when detecting the spontaneous muscle magnetic field, a doctor or the like prompts the subject 200 to perform a weak compression operation. In this case, since no electrical stimulation is given, it is not necessary to attach the
なお、生体磁場計測装置１００が自発筋磁場のみを検出する場合には、生体磁場計測装置１００は電気刺激装置１３０を有していなくても構わない。
When the biomagnetic
誘発筋磁場の検出、自発筋磁場の検出の何れの場合も、情報処理装置１６０は、手の脂肪の厚さと磁場データとを用いて、手の短母指外転筋の筋磁場の波形データ３２０を生成し情報処理装置１６０に表示する。情報処理装置１６０は、筋磁場の波形データ３２０から算出した数値データを、波形データ３２０と共に、或いは波形データ３２０に代えて表示してもよい。
In both the detection of the evoked muscle magnetic field and the detection of the spontaneous muscle magnetic field, the
磁場シールドボックス１１０による筋磁場の検出と、情報処理装置１６０による波形データ３２０等の生成及び表示は、所定時間継続される。医師等は、波形データ３２０や波形データ３２０から算出した数値データをモニタすることで、被検者２００のＡＬＳや筋ジストロフィーの診断を適切に行うことができる。
The detection of the muscle magnetic field by the magnetic
＜生体磁場計測装置のシステム構成＞
次に、生体磁場計測装置１００のシステム構成について説明する。図４は、生体磁場計測装置のシステム構成の一例を示す図である。
<System configuration of biomagnetic field measuring device>
Next, the system configuration of the biomagnetic
図４に示すように、第１実施形態に係る生体磁場計測装置１００において、磁場シールドボックス１１０内には、センサモジュール５１０、カメラ５１１、ＭＩセンサ５１２、コイル５１３、保持部５１４が備えられている。
As shown in FIG. 4, in the biomagnetic
センサモジュール５１０は、常温磁気センサである光ホッピング原子磁気センサと位置センサとを内蔵している。そして、センサモジュール５１０は、所定の位置にセットされた手の短母指外転筋に対して、先端を押圧して接触させた状態で、手のひらにおいて発生する磁場（短母指外転筋の筋磁場）を検出する。センサモジュール５１０で計測する磁場は、自発筋磁場であってもよいし、誘発による生体磁場であってもよい。
The
また、センサモジュール５１０は、磁場を検出した際の位置を、内蔵する位置センサが検出する。更に、センサモジュール５１０は、検出した磁場データ及び位置データを、情報処理装置１６０の信号処理部５６０に送信する。
Further, in the
なお、図４では、センサモジュール５１０を１個のみ示しているが、Ｙ軸方向には複数個のセンサモジュールが配列されている。
Although only one
カメラ５１１は、所定の位置にセットされた手のひらを撮影し、画像データを情報処理装置１６０の信号処理部５６０に送信する。
The
ＭＩセンサ５１２は、磁気インピーダンス素子（Magneto-Impedance element）を利用した固体磁気センサであり、磁場シールドボックス１１０内の磁場を計測する。ＭＩセンサ５１２は、感度がサブｎＴであり、応答速度は１ｋＨｚ以上、大きさは数ｃｍ程度である。ＭＩセンサ５１２としては、例えば、MI−CB−１DH（Aich Micro Intelligent Corporation）を用いることができる。ＭＩセンサ５１２は、計測した内部磁場データを、情報処理装置１６０の制御部５６２に送信する。
The
コイル５１３には、電流発生装置１４０の電流発生部５４０により、ＭＩセンサ５１２の計測値に基づいて決定された電流が供給される。言い換えれば、電流発生部５４０は、ＭＩセンサ５１２により計測された内部磁場データに基づいて、情報処理装置１６０の制御部５６２において算出された電流値を取得し、取得した電流値に基づきコイル５１３に流れる電流を制御する。これにより、磁場シールドボックス１１０の内部の磁場を低減し、筋磁場を検出可能な磁場を磁場シールドボックス１１０の内部に形成することができる。
The
保持部５１４は、センサモジュール５１０を保持する部材である。なお、保持部５１４は、所定の位置にセットされた手のひらに対して、センサモジュール５１０の先端が押圧して接触するようにセンサモジュール５１０を保持する。
The holding
また、保持部５１４は所定方向に移動できるように取り付けられている。これにより、センサモジュール５１０と被検者２００の計測部位とを容易に適切な位置に位置合わせすることができる。
Further, the holding
また、図４に示すように、超音波計測装置１２０は、超音波測定部５２０を有する。超音波測定部５２０は、医師等から超音波計測開始の指示が入力されると、計測を開始し、超音波データを情報処理装置１６０の信号処理部５６０に送信する。
Further, as shown in FIG. 4, the
また、図４に示すように、発生部１３０ａは、電気刺激制御部５３０を有する。電気刺激制御部５３０は、情報処理装置１６０の制御部５６２からの指示に基づき、入力端１３０ｂに配された電極に印加する電圧を発生する。
Further, as shown in FIG. 4, the
また、図４に示すように、電流発生装置１４０は、電流発生部５４０を有する。電流発生部５４０は、ＭＩセンサ５１２により計測された内部磁場データに基づいて、情報処理装置１６０の制御部５６２において算出された電流値を取得し、取得した電流値に基づきコイル５１３に流れる電流を制御する。
Further, as shown in FIG. 4, the
また、図４に示すように、音声発生装置１５０は、音声発生部５５０を有する。音声発生部５５０は、情報処理装置１６０の制御部５６２からの指示に基づき、音声を発生する。
Further, as shown in FIG. 4, the
また、図４に示すように、情報処理装置１６０は、信号処理部５６０、データ格納部５６１、制御部５６２、及び表示制御部５６３を有する。
Further, as illustrated in FIG. 4, the
信号処理部５６０は、超音波測定部５２０から送信された超音波データに基づいて、被検者２００の手の脂肪の厚さを算出し、データ格納部５６１に格納する。また、信号処理部５６０は、カメラ５１１から送信された画像データを、データ格納部５６１に格納する。更に、信号処理部５６０は、データ格納部５６１に格納された手の脂肪の厚さと、センサモジュール５１０から送信された磁場データ及び位置データとを用いて、手の短母指外転筋の筋磁場の波形データを生成し、波形データをデータ格納部５６１に格納する。
The
制御部５６２は、医師等により入力された撮影指示を、表示制御部５６３を介して受信し、カメラ５１１に対して指示を送信する。また、制御部５６２は、ＭＩセンサ５１２により計測された内部磁場データに基づいて電流値を算出し、電流発生部５４０に送信する。また、制御部５６２は、医師等により入力された磁場計測開始の指示を、表示制御部５６３を介して受信し、電気刺激制御部５３０及び電流発生部５４０に対して指示を送信する。
The
表示制御部５６３は、医師等により磁場計測開始の指示が入力されると、制御部５６２に通知する。また、表示制御部５６３は、磁場計測開始の指示が通知されたことに応じてデータ格納部５６１に格納された波形データを表示する。
The
＜磁場シールドボックス１１０の内部構成＞
次に、磁場シールドボックス１１０の内部構成について説明する。図５は、第１実施形態に係る磁場シールドボックスの内部構成を例示する図である。図５に示すように、磁場シールドボックス１１０は、外部の磁場を遮蔽する中空の遮蔽部材６００により覆われている。
<Internal configuration of magnetic
Next, the internal configuration of the magnetic
遮蔽部材６００は、例えば、パーマロイの平板（厚さ２ｍｍ程度）を折り曲げ加工して形成することができる。この際、遮蔽部材６００の内部の残留磁場を、筋磁場を計測できる程度まで低減するために、遮蔽部材６００に用いられるパーマロイは、複数層構造（例えば、３層構造）とすることが好ましい。遮蔽部材６００の内部の残留磁場は、５０［ｎＴ］以下とすることができる。
The shielding
遮蔽部材６００において、センサモジュール５１０やＭＩセンサ５１２の配線の通る穴、及び後述の開口部６０１以外は、磁場が漏れないように、パーマロイの板材を例えば溶接で張り合わせることができる。
In the shielding
磁場シールドボックス１１０の内部空間は、腕を挿入して手のひらがセットされる第１の空間６１０と、センサモジュール５１０を保持する保持部５１４が配される第２の空間６３０とに分けられている。
The internal space of the magnetic
また、第１の空間６１０と第２の空間６３０との間には、境界部材６２０が設けられている。境界部材６２０は、例えば、パーマロイにより形成される。
A
境界部材６２０は、開口部６０１から少なくとも計測位置までの間に配置された、開口部６０１から挿入される生体を支持する支持体である。支持体となる境界部材６２０は、磁場の発生部位から距離が近いことから、生体と直接接することで非常に効果的にノイズ磁場(アーチファクト）を吸収できる。また、境界部材６２０を設けることで、第２の空間６３０内で反射拡散する電磁場を除去することが可能となり、第１の空間６１０内のノイズを低減できる。
The
図５に示すように、第１の空間６１０には、複数のコイル５１３が配される。また、第１の空間６１０には、ＭＩセンサ５１２が配される。また、第１の空間６１０には、被検者２００が第１の空間６１０内に腕を挿入するための開口部（図５において不図示）が設けられており、開口部の周辺には、開閉機構部６０２が配されている。
As shown in FIG. 5, a plurality of
一方、第２の空間６３０には、カメラ５１１、コイル５１３、保持部５１４が配される。センサモジュール５１０を搭載する保持部５１４は、レバー５１５によって移動機構５１６に接続されている。移動機構５１６は、保持部５１４をレバー５１５の回転方向によるチルト方向（θ）と、レバー５１５の抜き差しによる前後方向（Ｘ軸方向）へ移動できるように構成されている。
On the other hand, the
境界部材６２０は、例えば、パーマロイにより構成される。また、境界部材６２０の中央位置付近には、開口部が設けられており、開口部には、可撓性フィルム６２１が固定されている。可撓性フィルム６２１が固定された開口部は、第１の空間６１０内において手のひらがセットされる位置であり、保持部５１４に保持されたセンサモジュール５１０の先端は、可撓性フィルム６２１を介して、第１の空間６１０内にセットされた手のひらに接触する。
The
可撓性フィルム６２１は、保持部５１４内のセンサモジュール５１０によって押圧されることで、被検体の表面形状に沿って変形する。また、可撓性フィルム６２１は、保持部５１４がＸ軸方向に動作することで、センサモジュール５１０の先端が、可撓性フィルム６２１を介して被検体に接触しながら滑らかに移動できるよう、滑動性の高いテフロン（登録商標）フィルム等で構成される。或いは、可撓性フィルム６２１は、アモルファス金属の箔の表裏がＰＥＴフィルムによって加工された磁場シールドフィルム（アモルファス金属の箔を挟み込んだ磁場シールドフィルム）等で構成されてもよい。可撓性フィルム６２１として、例えば、光洋産業株式会社性のKOYOMSシートを用いることができる。
The
＜遮蔽部材の内部に被検体をセットする例＞
次に、遮蔽部材６００の内部に手のひらをセットした場合の、各部との位置関係について説明する。図６は、遮蔽部材の内部に手のひらをセットした様子を例示する図である。図６に示すように、被検者２００は、第１の空間６１０に設けられた開口部から腕を挿入することで、手のひら２２０を、可撓性フィルム６２１が固定された位置にセットする。
<Example of setting the subject inside the shielding member>
Next, the positional relationship with each part when the palm is set inside the shielding
後述するように、手のひら２２０がセットされた状態で、開口部の周辺に設けられた開閉機構部６０２が閉状態となるため、第１の空間６１０は密閉される。このように、遮蔽部材６００は、内部に、被検者２００の手のひら２２０をセット可能（保持可能）に構成されている。また、手のひら２２０がセットされた状態で、カメラ５１１は、手のひら２２０を撮影することができる。更に、手のひら２２０がセットされた状態で、保持部５１４がＸ軸方向に駆動することで、保持部５１４内のセンサモジュール５１０は、手のひら２２０のＸ軸方向の各位置で、手のひら２２０において発生した磁場を検出することができる。
As will be described later, since the open/
なお、図７に示すように、遮蔽部材６００は、被検者２００の腕２１０を挿入可能な細長い形状としてもよい。また、図７は、被検者２００が座った状態で遮蔽部材６００の開口部６０１から腕２１０を挿入する例であるが、図８及び図９に示すように、被検者２００が仰向けの状態で遮蔽部材６００の開口部６０１から腕２１０を挿入してもよい。
As shown in FIG. 7, the shielding
＜保持部の詳細構成＞
次に、保持部５１４の詳細構成について説明する。図１０は、保持部の詳細構成を例示する図である。図１０に示すように、保持部５１４において、センサモジュール５１０は、弾性部材８０１（例えば、ばね）を介して、支持台８０２に支持されている。また、支持台８０２は、保持部５１４に固定されている。
<Detailed configuration of holding unit>
Next, the detailed configuration of the holding
このように、弾性部材８０１を介して支持されることで、センサモジュール５１０の先端を、手のひら２２０に対して、押圧して接触させることができる。
In this way, by being supported via the
なお、上述した通り、センサモジュール５１０は、光ポンピング原子磁気センサ及び位置センサを内蔵しており、保持部５１４内においてＹ軸方向に複数配列されている。
As described above, the
＜光ポンピング原子磁気センサの概略構成＞
次に、センサモジュール５１０に内蔵された光ポンピング原子磁気センサの概略構成について説明する。図１１は、光ポンピング原子磁気センサの概略構成を示す図である。図１１に示すように、光ポンピング原子磁気センサは、ルビジウム原子のガスセルに、レーザビームを入射し、ガスセルを透過したレーザビームを、光検出器で検出する。ガスセルを透過するレーザビームは、Ｙ０軸方向またはＺ０軸方向に発生した磁場の大きさに応じて、吸収されるため、Ｙ０軸方向またはＺ０軸方向に磁場が発生すると、光検出器で検出されるレーザビームの強度は低下する。
<Schematic configuration of optically pumped atomic magnetometer>
Next, a schematic configuration of the optically pumped atomic magnetic sensor incorporated in the
このため磁場が発生していない状態で、光検出器で検出されたレーザビームの強度と、磁場が発生している状態で、光検出器で検出されたレーザビームの強度とを対比することで、磁場の大きさを算出することができる。なお、ガスセルの周囲には、コイルが巻かれており、適切な交流電流が印加される。 Therefore, by comparing the intensity of the laser beam detected by the photodetector with no magnetic field and the intensity of the laser beam detected with the photodetector with magnetic field generated, , The magnitude of the magnetic field can be calculated. A coil is wound around the gas cell, and an appropriate alternating current is applied.
このように、光ポンピング原子磁気センサは、レーザビームの入射方向（光伝播方向）と略直交する方向の磁場を検出することができる。本実施形態では、レーザビームの入射方向と略平行な方向を、Ｘ０軸方向とし、レーザビームの入射方向と略直交する方向を、それぞれ、Ｙ０軸方向、Ｚ０軸方向とおく。 In this way, the optically pumped atomic magnetometer can detect a magnetic field in a direction substantially orthogonal to the incident direction (light propagation direction) of the laser beam. In the present embodiment, a direction substantially parallel to the incident direction of the laser beam is the X 0 axis direction, and directions substantially orthogonal to the incident direction of the laser beam are the Y 0 axis direction and the Z 0 axis direction, respectively.
ガスセルは、例えば、筐体表面から約６ｍｍの位置に配置されており、この箇所の磁場を検出する。以下、ガスセルと記した場合、検出位置としての意味合いを持つ。 The gas cell is arranged, for example, at a position of about 6 mm from the surface of the housing, and detects the magnetic field at this position. Hereinafter, when described as a gas cell, it has a meaning as a detection position.
例えば、短母指外転筋の筋繊維の方向に筋電位が伝播する。その方向を電位伝播方向と定義できる。図１２に示すように、短母指外転筋２５０の筋繊維の電位伝播方向Ｐ（筋繊維の方向）と、センサモジュール５１０の光伝播方向（Ｘ０軸方向）とを略平行にすることにより、磁場計測を高精度に行うことができる。
For example, myoelectric potential propagates in the direction of the muscle fibers of the abductor pollicis brevis muscle. That direction can be defined as the potential propagation direction. As shown in FIG. 12, the potential propagation direction P (muscle fiber direction) of the muscle fibers of the abductor pollicis brevis 250 and the light propagation direction (X 0 axis direction) of the
また、筋肉の筋繊維方向と、センサモジュール５１０の光伝播方向とを略平行とすることで、後述のように、発火した筋繊維の深さを定量化することが可能となる。深さが判ることで、センサモジュール５１０のガスセルと発火位置（皮膚表面からの深さ）との相対距離がわかり、ビオサバールの式より、振幅（磁場強度）を補正することができる。この補正により振幅の情報が正確となるため、ＡＬＳの「高振幅電位（ジャイアントＭＵＰ）」や筋ジストロフィーの弱い運動単位波形を判断することが可能となる。
Further, by making the muscle fiber direction of the muscle substantially parallel to the light propagation direction of the
＜保持部におけるセンサモジュールの配置例＞
図１３は、保持部におけるセンサモジュールの配置例を示す図である。図１３の例では、Ｙ０軸方向に沿ってセンサモジュール５１０＿１、５１０＿２、及び５１０＿３を並列に並べている。図１３において、手のひら２２０が所定の位置にセットされた状態において、手のひら２２０の筋繊維２５５は、ＹＺ平面に略直交するＸ０軸方向に走行する。
<Example of arrangement of sensor modules in holding unit>
FIG. 13 is a diagram illustrating an arrangement example of the sensor modules in the holding unit. In the example of FIG. 13, the sensor modules 510_1, 510_2, and 510_3 are arranged in parallel along the Y 0 axis direction. In FIG. 13, when the
筋繊維方向（Ｘ０軸方向）に伝播する電位は、電流と同様に理解することができ、その回転方向に磁場が発生する。例えば、筋繊維２５５に、紙面手前から奥に向かって電流が流れると、ＹＺ平面には、矢印Ｍの方向の磁場が発生する。この結果、ガスセル１０２１＿１〜１０２１＿３の位置には、矢印Ｖ１〜Ｖ３で示すようなベクトルの方向が異なる磁場が発生することになる。このように、センサモジュールを１箇所置くよりも、複数個配置してＹ０方向の磁場及びＺ０方向の磁場を検出することで、筋電位が派生している箇所が同定できる。
The electric potential propagating in the muscle fiber direction (X 0 axis direction) can be understood in the same manner as the electric current, and a magnetic field is generated in the rotation direction. For example, when an electric current flows through the
上述した通り、光ポンピング原子磁気センサは、レーザビームの入射方向と略直交する方向の磁場を検出する。このため、センサモジュール５１０＿１〜５１０＿３に光ポンピング原子磁気センサを内蔵させるにあたっては、光ポンピング原子磁気センサのＹＺ平面と、遮蔽部材６００のＹＺ平面とが平行になるように配置することが望ましい。
As described above, the optically pumped atomic magnetic sensor detects the magnetic field in the direction substantially orthogonal to the incident direction of the laser beam. Therefore, when the optical pumping atomic magnetic sensor is incorporated in the sensor modules 510_1 to 510_3, it is desirable to arrange the optical pumping atomic magnetic sensor so that the YZ plane of the optical pumping atomic magnetic sensor and the YZ plane of the shielding
換言すると、センサモジュール５１０＿１〜５１０＿３に光ポンピング原子磁気センサを内蔵させるにあたっては、レーザビームの入射方向が、遮蔽部材６００のＸ軸方向と略平行となるように配置することが望ましい。
In other words, when incorporating the optically pumped atomic magnetic sensor in the sensor modules 510_1 to 510_3, it is desirable that the laser beam is arranged so that the incident direction thereof is substantially parallel to the X-axis direction of the shielding
これにより、センサモジュール５１０＿１〜５１０＿３では、手のひら２２０が所定の位置にセットされた状態において、手のひら２２０の筋繊維２５５に電流が流れることで発生する磁場を、感度よく検出することができる。
Accordingly, in the sensor modules 510_1 to 510_3, the magnetic field generated by the current flowing through the
＜可撓性フィルムの磁場シールド特性＞
次に、可撓性フィルム６２１の磁場シールド特性について説明する。図１４は、可撓性フィルムの磁場シールド特性を例示する図である。図１４において、横軸は周波数を示し、縦軸は磁場の透過率を示している。
<Magnetic field shielding property of flexible film>
Next, the magnetic field shield characteristics of the
図１４に示すように、境界部材６２０に固定される可撓性フィルム６２１は、１［Ｈｚ］より高い周波数帯域の磁場を透過することができる（０．０１［Ｈｚ］から１［Ｈｚ］の周波数帯域の磁場を遮蔽するフィルタ機能を有する）。これにより、センサモジュール５１０＿１〜５１０＿３は、可撓性フィルム６２１を介して被検者２００に接触させた場合であっても、手のひら２２０に電流が流れることで発生する磁場（１００［Ｈｚ］以上）を、感度よく検出することができる。
As shown in FIG. 14, the
＜開閉機構部の説明＞
次に、遮蔽部材６００に設けられた開口部６０１の周辺に配された、開閉機構部６０２について説明する。
<Explanation of opening/closing mechanism>
Next, the opening/
図１５は、開閉機構部の機能を説明するための図（その１）であり、遮蔽部材６００をＸ軸方向から見た様子を示している。このうち、図１５（ａ）は、開閉機構部６０２が開状態の場合を示している。図１５（ａ）に示すように、開閉機構部６０２が開状態の場合、遮蔽部材６００に設けられた開口部６０１に対して、被検者２００が腕を挿入するための挿入口１２２０は一定面積以上となる。これにより、被検者２００は、第１の空間６１０内に容易に腕を挿入することができる。
FIG. 15 is a view (No. 1) for explaining the function of the opening/closing mechanism section, showing a state in which the shielding
一方、図１５（ｂ）は、開閉機構部６０２が閉状態の場合を示している。図１５（ｂ）に示すように、開閉機構部６０２が閉状態の場合、遮蔽部材６００に設けられた開口部６０１に対して、挿入口１２２０が絞られる。これにより、被検者２００が第１の空間６１０内に腕を挿入した状態で、第１の空間６１０内を密閉することができる。
On the other hand, FIG. 15B shows the case where the opening/
図１６は、開閉機構部の機能を説明するための図（その２）であり、遮蔽部材６００をＹ軸方向から見た様子を示している。このうち、図１６（ａ）は、開閉機構部６０２が開状態で、被検者２００が手２２０を挿入する様子を示している。
FIG. 16 is a view (No. 2) for explaining the function of the opening/closing mechanism, showing a state in which the shielding
一方、図１６（ｂ）は、開閉機構部６０２が閉状態で、被検者２００が腕を挿入した後の様子を示している。図１６（ｂ）に示すように、開閉機構部６０２は閉状態において、被検者２００の腕の一部を把持する。なお、開閉機構部６０２が把持する部分は、被検者２００の各部位のうち、筋肉よりも骨の構成比率が高い部位（例えば、手首）であることが望ましい。筋肉よりも骨の構成比率が高い部位の方が、透磁率が高いからである。
On the other hand, FIG. 16B shows a state after the subject 200 inserts the arm in the closed state of the opening/
＜筋肉の種類＞
ヒトの筋肉には３種類あることが知られており、図１７に示すように、ヒトの筋肉には、骨格筋、心筋、平滑筋がある。今まで、心筋を狙った生体磁場計測装置は存在したが、骨格筋を狙った生体磁場計測装置は知られていない。
<Muscle type>
It is known that there are three types of human muscles, and as shown in FIG. 17, human muscles include skeletal muscle, cardiac muscle, and smooth muscle. Up to now, there has been a biomagnetic field measuring apparatus targeting the myocardium, but no biomagnetic field measuring apparatus targeting the skeletal muscle is known.
骨格筋は唯一随意運動が可能かつ、脳や運動神経に支配されているため、ＡＬＳや筋ジストロフィーの診断に利用する針筋電計では、主に骨格筋を検査する。これは随意運動時に発生される筋電波形を読み解くことで、その疾患を判断できるためである。また、この骨格筋は長い円柱状の筋細胞であり（以下、筋繊維と呼ぶ）、ある一定距離を繊維方向に電位が伝播することが知られている。 Since skeletal muscles are the only ones capable of voluntary movements and are dominated by the brain and motor nerves, the needle electromyography used for diagnosis of ALS and muscular dystrophy mainly examines skeletal muscles. This is because the disease can be determined by reading the myoelectric waveform generated during voluntary exercise. Further, this skeletal muscle is a long columnar muscle cell (hereinafter referred to as muscle fiber), and it is known that an electric potential propagates in a fiber direction over a certain distance.
図１８は、骨格筋の一例である短母指外転筋を模式的に示す図である。図１８に示すように、短母指外転筋２５０は、筋繊維２５５の束になっており、全体の長さＬ１が４０ｍｍ程度、全体の幅が２０ｍｍ程度である。センサモジュール５１０の１つ当たりの外径は十数ｍｍ程度であるため、図１８に示すように、例えば、筋繊維２５５の電位伝播方向Ｐ（Ｘ０軸方向）に、センサモジュール５１０＿１及び５１０＿２を並列に並べることができる。
FIG. 18 is a diagram schematically showing the abductor pollicis brevis muscle, which is an example of skeletal muscle. As shown in FIG. 18, the abductor
これに対し、心筋や平滑筋は面状の筋肉であるため、繊維方向が規定しにくい。また、心筋や平滑筋では、筋電位も面上に広がっていく。そのため、心筋や平滑筋では、筋繊維方向にセンサモジュール５１０を並べたり、筋繊維方向にセンサモジュール５１０＿１及び５１０＿２の光軸ＯＡを合わせることは実質できない。
On the other hand, since myocardium and smooth muscle are planar muscles, it is difficult to define the fiber direction. In the myocardium and smooth muscle, the myoelectric potential spreads over the surface. Therefore, in myocardium or smooth muscle, it is substantially impossible to arrange the
なお、図１８において、２５７は脂肪を模式的に示し、２５９は運動神経を模式的に示している。また、Ｄは、放電する様子を模式的に示している。 In FIG. 18, 257 schematically shows fat and 259 schematically shows motor nerves. Further, D schematically shows a state of discharging.
＜針筋電計の波形（比較例）＞
図１９は、針筋電計の波形（比較例）について例示する図（その１）である。図１９に示すように、一般にＡＬＳ等の検査に用いられる針筋電計の波形は、１０ｍｓｅｃ程度の２〜３相（マイナスとプラスの電位が２回と１回繰り返される）波形となる。この波形が、多相になったり、スパイキーになったりすることを検出して診断を行う。また、波形が多相やスパイキーになる頻度を検出して診断を行う。また、波形の強さ（電位にして１ｍＶ、磁場では１ｐＴ程度が標準）を検出して診断を行う。
<Waveform of needle EMG (comparative example)>
FIG. 19 is a diagram (part 1) illustrating a waveform of a needle electromyography (comparative example). As shown in FIG. 19, a waveform of a needle electromyography generally used for inspection of ALS or the like is a waveform of 2-3 phases (minus and plus potentials are repeated twice and once) of about 10 msec. Diagnosis is performed by detecting that this waveform becomes polyphase or spiky. In addition, the diagnosis is performed by detecting the frequency at which the waveform becomes polyphase or spiky. Further, the strength of the waveform (1 mV in potential, about 1 pT is standard in a magnetic field) is detected to make a diagnosis.
図２０は、針筋電計の波形（比較例）について例示する図（その２）である。図２０に示ように、安静時にも同様に線維自発電位や陽性鋭波等の波形を見ることで、異常な放電がないかを検査する。 FIG. 20 is a diagram (part 2) illustrating the waveform of a needle electromyography (comparative example). As shown in FIG. 20, when resting, the waveforms of the fiber self-power generation position and the positive sharp wave are similarly observed to inspect for abnormal discharge.
＜光ポンピング原子磁気センサを備えた一般的なセンサモジュールの応答速度＞
光ポンピング原子磁気センサを備えた一般的なセンサモジュールとして、例えば、QUSPIN社から発売されているＯＰＭ装置がある。ＯＰＭ装置の応答速度はガスセルのアルカリ金属の希ガスの緩和時間Ｔ１とＴ２によって規定されており、一般的には、２００Ｈｚ程度である。
<Response speed of general sensor module equipped with optically pumped atomic magnetometer>
A general sensor module equipped with an optically pumped atomic magnetometer is, for example, an OPM device sold by QUSPIN. The response speed of the OPM device is defined by the relaxation times T1 and T2 of the rare gas of the alkali metal in the gas cell, which is generally about 200 Hz.
図２１は、一般的なセンサモジュールの応答速度について検討する図であり、ＯＰＭ装置が１つのモジュールで計測できる波形を示している。 FIG. 21 is a diagram for studying the response speed of a general sensor module, and shows a waveform that the OPM device can measure with one module.
図２１（ａ）の元データは、針筋電計で取得した健常者の短母指外転筋の弱圧縮波形であり、２〜３種類の運動単位が検出されている。図２１（ａ）の２〜３種類の波形を区別することが必要である。 The original data of FIG. 21A is a weakly compressed waveform of the abductor pollicis brevis muscle of a healthy person acquired by a needle electromyography, and two to three types of motor units are detected. It is necessary to distinguish the two to three types of waveforms in FIG.
図２１（ｂ）〜図２１（ｄ）は応答速度が異なる場合に、図２１（ａ）の２〜３種類の波形を区別できるかどうかを示すものである。図２１（ｂ）に示す１ｋＨｚの応答速度や、図２１（ｃ）に示す５００Ｈｚの応答速度では波形の区別ができるが、図２１（ｄ）に示す２００Ｈｚの応答速度では波形の区別が十分にはできないことがわかる。 21(b) to 21(d) show whether the two to three types of waveforms in FIG. 21(a) can be distinguished when the response speeds are different. The waveforms can be distinguished at the response speed of 1 kHz shown in FIG. 21B and the response speed of 500 Hz shown in FIG. 21C, but the waveforms can be sufficiently distinguished at the response speed of 200 Hz shown in FIG. I know that I can't.
すなわち、ＯＰＭ装置の応答速度２００Ｈｚでは、短母指外転筋の弱圧縮波形を区別することが困難である。短母指外転筋の弱圧縮波形を区別するには、２００Ｈｚよりも高い応答速度が必要であり、少なくとも５００Ｈｚ前後の応答速度を有する装置を用いることが好ましい。 That is, when the response speed of the OPM device is 200 Hz, it is difficult to distinguish the weak compression waveform of the abductor pollicis brevis muscle. A response speed higher than 200 Hz is required to distinguish the weak compression waveform of the abductor pollicis brevis, and it is preferable to use a device having a response speed of at least about 500 Hz.
＜センサモジュールの高精度化＞
次に、センサモジュールの高精度化について説明する。前述の図１８に示したように、例えば、センサモジュール５１０＿１及び５１０＿２を筋繊維２５５の電位伝播方向Ｐに並列に並べる場合を考える。
<Higher accuracy of sensor module>
Next, increasing the accuracy of the sensor module will be described. As shown in FIG. 18 described above, for example, consider a case where the sensor modules 510_1 and 510_2 are arranged in parallel in the potential propagation direction P of the
図２２は、センサモジュールの高精度化について説明する図（その１）である。図２２に示すように、計測点が例えば５ｍｓｅｃおきの場合、図１８におけるセンサモジュール５１０＿１及び５１０＿２の信号は、それぞれ異なる位置で計測されたものであり、それぞれが意味のあるデータである。そのため、それらを統合することで高精度なデータを算出できる。 FIG. 22 is a diagram (No. 1) for explaining the high accuracy of the sensor module. As shown in FIG. 22, when the measurement points are every 5 msec, for example, the signals of the sensor modules 510_1 and 510_2 in FIG. 18 are measured at different positions, and each is meaningful data. Therefore, highly accurate data can be calculated by integrating them.
一般に骨格筋の電位伝播速度は数十ｍ／ｓｅｃであり、数ｃｍを伝播するには、数ｍｓｅｃの時間がかかる。そのため、図１８に示すように電位伝播方向Ｐにセンサモジュール５１０＿１及び５１０＿２を並べることで、図２２に示すようにセンサモジュール５１０＿１及び５１０＿２の検出する時間が数ｍｓｅｃずれることになる。この時間をＴ１と定義する。Ｔ１は、センサモジュール５１０＿１とセンサモジュール５１０＿２との距離に依存する。 Generally, the potential propagation velocity of skeletal muscle is several tens m/sec, and it takes several msec to propagate several cm. Therefore, by arranging the sensor modules 510_1 and 510_2 in the potential propagation direction P as shown in FIG. 18, the detection time of the sensor modules 510_1 and 510_2 is shifted by several msec as shown in FIG. This time is defined as T1. T1 depends on the distance between the sensor module 510_1 and the sensor module 510_2.
図２３は、センサモジュールの高精度化について説明する図（その２）であり、図２２のセンサモジュール５１０＿２の各データをＴ１の時間だけ矢印方向にシフトさせた様子を模式的に示している。図２３に示すように、５ｍｓｅｃおきの計測（合計で約２０ｍｓｅｃ）では５点だったデータが、その倍に近い９点となって表示され、計測データの高精度化が達成されている。なお、伝播波形が大きく崩れないことは、電位計測等によって知られている。 FIG. 23 is a diagram (No. 2) for explaining the high accuracy of the sensor module, and schematically shows a state in which each data of the sensor module 510_2 in FIG. 22 is shifted in the arrow direction by the time T1. As shown in FIG. 23, the data that was 5 points at every 5 msec measurement (total of about 20 msec) is displayed as 9 points, which is almost twice that, and the measurement data is highly accurate. It is known from the potential measurement that the propagation waveform is not largely broken.
図２４は、センサモジュールの高精度化について説明する図（その３）である。図２４に示すように、運動神経２５９が筋繊維２５５のＸ０軸方向の中央付近に結合しており、その部分で発火し（中央発火）、筋繊維２５５に沿った２方向Ｐ１及びＰ２（互いに反対方向）に電位伝播する場合がある。
FIG. 24 is a diagram (part 3) for explaining how to improve the accuracy of the sensor module. As shown in FIG. 24, the
図２５は、センサモジュールの高精度化について説明する図（その４）であり、図２４の場合の信号波形を示している。この場合は、骨格筋の電位伝播速度とは異なるので、図２３のようにＴ１で補正することは正しくない。中央発火は、信号波形を見ることである程度推察することが可能であり、中央発火の場合は、図２５に示すＴ２を定義して、図２６に示すようにＴ２分のシフトを行う。２つの波形の測定点が近いため、図２３の場合に比べて測定点が増えた分の補正の効果は少ないが、Ｓ／Ｎ等を向上させる価値はある。 FIG. 25 is a diagram (part 4) for explaining the high accuracy of the sensor module, and shows the signal waveform in the case of FIG. In this case, since it is different from the potential propagation speed of the skeletal muscle, it is not correct to correct with T1 as shown in FIG. Central firing can be inferred to some extent by looking at the signal waveform. In the case of central firing, T2 shown in FIG. 25 is defined and a shift of T2 is performed as shown in FIG. Since the measurement points of the two waveforms are close to each other, the correction effect by the increase in the measurement points is less than that in the case of FIG. 23, but it is worth improving the S/N and the like.
このように、センサモジュール５１０＿１及び５１０＿２を筋繊維２５５の電位伝播方向Ｐに並列に並べたことにより、時間分解能が向上するか、またはＳ／Ｎが向上する。
As described above, by arranging the sensor modules 510_1 and 510_2 in parallel in the potential propagation direction P of the
図２７及び図２８は、２つのセンサモジュールの配置の他の例を示す図である。図２７は筋繊維方向をＸ０軸方向として上方から視た様子を示し、図２８はＹＺ平面に垂直な方向から視た様子を示している。図２７及び図２８において、例えば、筋繊維２５５に、紙面奥から手前に向かって電流が流れると、ＹＺ平面には、矢印Ｍの方向の磁場が発生する。
27 and 28 are diagrams showing another example of the arrangement of the two sensor modules. FIG. 27 shows a state as viewed from above with the muscle fiber direction as the X 0 axis direction, and FIG. 28 shows a state as viewed from a direction perpendicular to the YZ plane. In FIGS. 27 and 28, for example, when a current flows through the
図２７及び図２８では、筋繊維方向であるＸ０軸方向（電位伝播方向Ｐと同方向）と垂直なＹ０軸方向に、センサモジュール５１０＿１及び５１０＿２を並列に並べている。なお、先にも述べたように、筋繊維２５５の束である短母指外転筋２５０の全体の幅Ｌ２は、２０ｍｍ程度である。
27 and 28, the sensor modules 510_1 and 510_2 are arranged in parallel in the Y 0 axis direction that is perpendicular to the X 0 axis direction that is the muscle fiber direction (the same direction as the potential propagation direction P). As described above, the width L 2 of the abductor pollicis brevis
図２７及び図２８に示すように、Ｙ０軸方向にセンサモジュール５１０＿１及び５１０＿２を並列に並べることで、短母指外転筋２５０の２０ｍｍ幅のどの辺の筋繊維２５５が発火したかを検出することができる。図２７及び図２８の例では、紙面左端に発火位置があることが同定できる。
As shown in FIGS. 27 and 28, by arranging the sensor modules 510_1 and 510_2 in parallel in the Y 0 axis direction, it is possible to detect which side of the 20 mm width of the short
図２９は、３つのセンサモジュールの配置の例を示す図である。図２９に示すように、例えば、３個のセンサモジュール（センサモジュール５１０＿１〜５１０＿３）を配置してもよい。この場合、光軸方向に隣接するセンサモジュール５１０＿２とセンサモジュール５１０＿３との間に遮蔽板８００を挟むことが好ましい。例えば、隣接するセンサモジュール間に２ｍｍ程度のパーマロイからなる遮蔽板８００を挟むことで、クロストークを低減することができる。
FIG. 29 is a diagram showing an example of arrangement of three sensor modules. As shown in FIG. 29, for example, three sensor modules (sensor modules 510_1 to 510_3) may be arranged. In this case, it is preferable to sandwich the
また、遮蔽板８００として、コバルト系のアモルファス金属箔を用いてもよい。この場合、コバルト系のアモルファス金属箔はパーマロイよりも薄くできるため、センサモジュール５１０間の距離を最小まで近づけることができ、高密度及び高精細な計測が可能となる。また、コバルト系のアモルファス金属箔はパーマロイのように重くないため、センサモジュール５１０を被検者に添わせて移動する際に、その柔軟さを損なわない。
Alternatively, a cobalt-based amorphous metal foil may be used as the shielding
また、図２９において、電位伝播方向Ｐ（筋繊維方向）にセンサモジュール５１０＿１〜５１０＿３の光軸ＯＡ１〜ＯＡ３（光伝播方向）を合わせることで、Ｚ０方向の磁場データとＹ０方向の磁場データとの比から、深さ方向の情報を得ることができる。 In FIG. 29, by aligning the optical axes OA1 to OA3 (light propagation direction) of the sensor modules 510_1 to 510_3 with the potential propagation direction P (muscle fiber direction), the magnetic field data in the Z 0 direction and the magnetic field data in the Y 0 direction are aligned. Information in the depth direction can be obtained from the ratio with.
すなわち、センサモジュール５１０＿１〜５１０＿３の光軸ＯＡ１〜ＯＡ３は、電位伝播方向Ｐ（筋繊維方向）に略平行なるように配置する。また、センサモジュール５１０＿１とセンサモジュール５１０＿２及び５１０＿３のＸ０軸方向の距離Ｌｘは、センサモジュール５１０＿２とセンサモジュール５１０＿３のＹ０軸方向の距離Ｌｙより小さいことが好ましい。 That is, the optical axes OA1 to OA3 of the sensor modules 510_1 to 510_3 are arranged so as to be substantially parallel to the potential propagation direction P (muscle fiber direction). The distance Lx between the sensor module 510_1 and the sensor modules 510_2 and 510_3 in the X 0 axis direction is preferably smaller than the distance Ly between the sensor module 510_2 and the sensor module 510_3 in the Y 0 axis direction.
すなわち、Ｌｘ＜Ｌｙの関係とすることが好ましい。これは、光伝播方向のクロストークの方が光伝播方向に垂直な方向のクロストークより大きく、これを回避する必要があるためである。Ｌｘ＜Ｌｙの関係を維持することで、センサモジュールのレイアウト上、最密充填位置となり、高精度に筋繊維の波形を推定することができる。 That is, it is preferable to have a relationship of Lx<Ly. This is because the crosstalk in the light propagation direction is larger than the crosstalk in the direction perpendicular to the light propagation direction, and it is necessary to avoid this. By maintaining the relationship of Lx<Ly, the closest packing position is obtained in the layout of the sensor module, and the waveform of the muscle fiber can be estimated with high accuracy.
Ｚ０方向の磁場データとＹ０方向の磁場データとを比較して発火位置の深さ方向の距離Ｚｋを算出する方法について説明する。深さ方向の情報は、磁場と電流との関係にビオサバールの方式が成り立つことから、距離の２乗に強度が比例する。距離を推定し、その距離による補正係数を検出した磁場強度にかけることで、深さに依存しない磁場を検出できる。磁場の大きさは、筋ジストロフィーの方は小さくなり、ＡＬＳの方は大きくなる（ジャイアント運動単位（MUP））ことが知られていることから、このような補正をすることは正確な診断に重要である。 A method of calculating the distance Zk in the depth direction of the firing position by comparing the magnetic field data in the Z 0 direction and the magnetic field data in the Y 0 direction will be described. The information in the depth direction has the intensity proportional to the square of the distance because the Biosvar method is established in the relationship between the magnetic field and the current. A magnetic field that does not depend on depth can be detected by estimating the distance and multiplying the detected magnetic field strength by a correction coefficient based on the distance. It is known that the magnitude of the magnetic field is smaller in muscular dystrophy and larger in ALS (giant motor unit (MUP)), so such correction is important for accurate diagnosis. is there.
図３０は、具体的な深さ方向の定量化方法を例示する図である。図３０では、発火位置Ｄを中心に磁場が同心円状に形成されている。ＬＳ１は、センサモジュール５１０＿１の位置において、磁場Ｍ２に垂直に引かれた垂線である。また、ＬＳ２は、センサモジュール５１０＿２の位置において、磁場Ｍ３に垂直に引かれた垂線である。垂線ＬＳ１と垂線ＬＳ２との交点が、発火位置Ｄとなる。 FIG. 30 is a diagram illustrating a specific quantification method in the depth direction. In FIG. 30, the magnetic field is formed concentrically around the firing position D. LS1 is a perpendicular line drawn perpendicular to the magnetic field M2 at the position of the sensor module 510_1. Further, LS2 is a perpendicular line drawn perpendicularly to the magnetic field M3 at the position of the sensor module 510_2. The intersection of the perpendicular line LS1 and the perpendicular line LS2 becomes the firing position D.
発火位置Ｄから、センサモジュール５１０＿１とセンサモジュール５１０＿２とを結ぶ線分ＬＳ３に下した垂線ＬＳ４により、センサモジュール５１０＿１とセンサモジュール５１０＿２との距離ＬｙがＬｙ２とＬｙ３に分けられる。このとき、Ｌｙ２とＬｙ３は、θとφとＺｋとで表現できる。 The distance Ly between the sensor module 510_1 and the sensor module 510_2 is divided into Ly2 and Ly3 by a perpendicular line LS4 from the ignition position D to a line segment LS3 connecting the sensor module 510_1 and the sensor module 510_2. At this time, Ly2 and Ly3 can be expressed by θ, φ, and Zk.
すなわち、センサモジュール５１０＿１及び５１０＿２の検出データのピーク値ＺｎとＹｎとの比「Ｚｎ／Ｙｎ」を求めると、ｔａｎφ＝Ｚ２／Ｙ２、ｔａｎθ＝Ｚ３／Ｙ３である。また、Ｌｙ２×ｔａｎφ＝Ｚｋ、Ｌｙ３×ｔａｎθ＝Ｚｋ、Ｌｙ２＋Ｌｙ３＝Ｌｙである。Ｚ２／Ｙ２、Ｚ３／Ｙ３、Ｌｙ２、Ｌｙ３、及びＬｙは全て既知であるから、これの値から発火位置の深さ方向の距離Ｚｋを算出できる。 That is, when the ratio “Zn/Yn” between the peak values Zn and Yn of the detection data of the sensor modules 510_1 and 510_2 is obtained, tan φ=Z2/Y2 and tan θ=Z3/Y3. Further, Ly2×tan φ=Zk, Ly3×tan θ=Zk, Ly2+Ly3=Ly. Since Z2/Y2, Z3/Y3, Ly2, Ly3, and Ly are all known, the distance Zk in the depth direction of the firing position can be calculated from these values.
＜情報処理装置のハードウェア構成＞
次に、情報処理装置１６０について説明する。図３１は、情報処理装置のハードウェア構成の一例を示す図である。図３１に示すように、情報処理装置１６０は、ＣＰＵ（Central Processing Unit）１５０１、ＲＯＭ（Read Only Memory）１５０２、ＲＡＭ（Random Access Memory）１５０３を有する。ＣＰＵ１５０１、ＲＯＭ１５０２、ＲＡＭ１５０３は、いわゆるコンピュータを形成する。
<Hardware configuration of information processing device>
Next, the
また、情報処理装置１６０は、補助記憶装置１５０４、表示装置１５０５、操作装置１５０６、Ｉ／Ｆ（Interface）装置１５０７、ドライブ装置１５０８を有する。なお、情報処理装置１６０の各ハードウェアは、バス１５０９を介して相互に接続されている。
The
ＣＰＵ１５０１は、補助記憶装置１５０４にインストールされている各種プログラム（例えば、上述した信号処理部５６０、制御部５６２、表示制御部５６３を実現するためのプログラム（情報処理プログラムと称す）等）を実行する演算デバイスである。
The
ＲＯＭ１５０２は、不揮発性メモリである。ＲＯＭ１５０２は、補助記憶装置１５０４にインストールされている各種プログラムをＣＰＵ１５０１が実行するために必要な各種プログラム、データ等を格納する主記憶デバイスとして機能する。具体的には、ＲＯＭ１５０２はＢＩＯＳ（Basic Input/Output System）やＥＦＩ（Extensible Firmware Interface）等のブートプログラム等を格納する、主記憶デバイスとして機能する。
The
ＲＡＭ１５０３は、ＤＲＡＭ（Dynamic Random Access Memory）やＳＲＡＭ（Static Random Access Memory）等の揮発性メモリである。ＲＡＭ１５０３は、補助記憶装置１５０４にインストールされている各種プログラムがＣＰＵ１５０１によって実行される際に展開される作業領域を提供する、主記憶デバイスとして機能する。
The
補助記憶装置１５０４は、各種プログラムや、各種プログラムが実行されることで取得される情報を格納する補助記憶デバイスである。例えば、データ格納部５６１は、補助記憶装置１５０４において実現される。
The
表示装置１５０５は、各種画像データ（画像データ３１０、波形データ３２０等）を表示する表示デバイスである。操作装置１５０６は、医師等が情報処理装置１６０に対して各種指示を入力する入力デバイスである。Ｉ／Ｆ装置１５０７は、超音波計測装置１２０、磁場シールドボックス１１０、電気刺激装置１３０等と接続され、情報処理装置１６０が、各装置との間で通信を行うための通信デバイスである。
The
ドライブ装置１５０８は記録媒体１５１０をセットするためのデバイスである。ここでいう記録媒体１５１０には、ＣＤ−ＲＯＭ、フレキシブルディスク、光磁気ディスク等のように情報を光学的、電気的或いは磁気的に記録する媒体が含まれる。また、記録媒体１５１０には、ＲＯＭ、フラッシュメモリ等のように情報を電気的に記録する半導体メモリ等が含まれていてもよい。
The
なお、補助記憶装置１５０４にインストールされる各種プログラムは、例えば、配布された記録媒体１５１０がドライブ装置１５０８にセットされ、該記録媒体１５１０に記録された各種プログラムが読み出されることでインストールされる。或いは、補助記憶装置１５０４にインストールされる各種プログラムは、不図示のネットワークよりダウンロードされることでインストールされてもよい。
The various programs installed in the
＜情報処理装置の機能構成の詳細＞
次に、情報処理装置１６０の機能構成の詳細について説明する。図３２は、情報処理装置の機能構成の詳細を例示する図である。
<Details of functional configuration of information processing device>
Next, details of the functional configuration of the
図３２に示すように、信号処理部５６０は、超音波データ取得部１６０１、画像データ取得部１６０２、磁場データ取得部１６０３、データ解析部１６０４、及び音波変換部１６０５を有する。
As shown in FIG. 32, the
超音波データ取得部１６０１は、超音波測定部５２０から送信された超音波データを取得し、取得した超音波データに基づいて、被検者２００の手のひら内の所定位置の脂肪の厚さを算出し、データ格納部５６１に格納する。
The ultrasonic
画像データ取得部１６０２は、カメラ５１１から送信された画像データを取得し、取得した画像データを、データ格納部５６１に格納する。
The image
磁場データ取得部１６０３は、センサモジュール５１０から送信された磁場データを取得し、データ格納部５６１に格納する。
The magnetic field
データ解析部１６０４は、データ格納部５６１に格納された磁場データを読み出し、磁場データを補間した波形データを生成し、波形データに基づいた数値データを算出し、波形データ及び数値データをデータ格納部５６１に格納する。
The
音波変換部１６０５は、データ格納部５６１に格納された波形データを読み出し、音波に変換する。すなわち、センサモジュール５１０が計測した磁場の強度を音波に変換する。
The sound
また、図３２に示すように、制御部５６２は、撮影制御部１６１１、磁場調整部１６１２、及びタイミング制御部１６１４を有する。
Further, as shown in FIG. 32, the
撮影制御部１６１１は、表示制御部５６３の操作受付部１６２１から撮影指示を受信すると、カメラ５１１に撮影指示を送信する。
Upon receiving the shooting instruction from the
磁場調整部１６１２は、表示制御部５６３の操作受付部１６２１より、磁場計測開始の指示を受信すると、ＭＩセンサ５１２により計測された内部磁場データを取得し、コイル５１３に流す電流の電流値を算出し、電流発生部５４０に送信する。
When the magnetic
タイミング制御部１６１４は、表示制御部５６３の操作受付部１６２１より、磁場計測開始の指示を受信すると、所定のタイミングで、電気刺激制御部５３０に対して指示を送信する。
When the
更に、図３２に示すように、表示制御部５６３は、操作受付部１６２１、画像データ表示部１６２２を有する。
Further, as shown in FIG. 32, the
操作受付部１６２１は、撮影指示が入力されると、撮影制御部１６１１に撮影指示を通知する。また、操作受付部１６２１は、医師等により磁場計測開始の指示が入力されると、磁場調整部１６１２及びタイミング制御部１６１４に通知する。
When the shooting instruction is input, the
画像データ表示部１６２２は、データ格納部５６１に格納された筋磁場の波形データ及び／又は数値データを読み出し、波形データ及び／又は数値データを表示する。
The image
＜電気刺激を与える位置と磁場を検出する位置との位置関係＞
次に、電気刺激装置１３０の入力端１３０ｂが装着されることで、被検者２００に対して電気刺激が与えられる位置と、センサモジュール５１０が、磁場を検出する位置との位置関係について説明する。
<Positional relationship between the position for applying electrical stimulation and the position for detecting the magnetic field>
Next, the positional relationship between the position where the electrical stimulation is applied to the subject 200 by mounting the
図３３は、電気刺激を与える位置と、磁場を検出する位置との位置関係を示す図である。図３３に示すように、電気刺激装置１３０の入力端１３０ｂは、被検者２００の腕の一部（手のひらとは異なる部位、例えば、肘）に装着される。
FIG. 33 is a diagram showing a positional relationship between a position where an electric stimulus is applied and a position where a magnetic field is detected. As shown in FIG. 33, the
すなわち、電気刺激装置１３０は、遮蔽部材６００の外部に配置された電極である入力端１３０ｂを介して被検者２００に電気刺激を与えることができる。遮蔽部材６００の外部に入力端１３０ｂを有することで、遮蔽部材６００の内部において電気刺激によるノイズを低減することが可能となり、高精度の磁場波形を検出することができる。
That is, the
一方、手のひら２２０は、遮蔽部材６００の内部の所定の位置にセットされ、当該位置において、センサモジュール５１０により磁場が検出される。このため、電気刺激を与える位置と磁場を検出する位置との間は所定距離だけ離れる。その結果、電気刺激が与えられてから、センサモジュール５１０が磁場を検出するまでには、所定距離分の時間差が生じることになる。
On the other hand, the
また、被検者２００の指の位置に表面電極パッド１３０ｃを設置し、電気刺激が与えられた際の信号を表面電極パッド１３０ｃで検出することで、誘発刺激の電流量を決定する際に参考になる誘発電流量をモニタすることができる。
In addition, the
誘発刺激により、短母指外転筋の筋肉の収縮が起きることで、センサモジュール５１０の位置が最適な箇所か否かが判断できる。例えば、誘発電流量をモニタでライブ表示し、被検者はモニタに表示された誘発電流量が最大になる部分に被検体である親指を移動させる。
The induced stimulus causes contraction of the muscles of the abductor pollicis brevis, so that it is possible to determine whether or not the position of the
＜診断作業の説明＞
次に、医師等が生体磁場計測装置１００を用いて、被検者２００の骨格筋の筋磁場に基づいた診断を行う際の、診断作業について説明する。図３４は、骨格筋の筋磁場に基づいた診断をする場合の作業フローを例示する図である。ここでは、一例として、手の短母指外転筋の筋磁場を検出する例を示す。
<Explanation of diagnostic work>
Next, a diagnosis work when a doctor or the like uses the biomagnetic
ステップＳ１９０１において、医師等は、超音波計測装置１２０を用いて、被検者２００の手のひらに対して、超音波計測を行う。これにより、超音波計測装置１２０から情報処理装置１６０に超音波データが送信される。
In step S1901, a doctor or the like uses the
ステップＳ１９０２において、情報処理装置１６０の超音波データ取得部１６０１は、被検者２００の超音波データを処理し、被検者２００の手の短母指外転筋に対応する位置の脂肪の厚さを算出する。
In step S1902, the ultrasonic
ステップＳ１９０３において、医師等は、遮蔽部材６００の内部に腕を挿入するよう被検者２００を促し、被検者２００の手を、所定の位置にセットさせる。なお、被検者２００の手が概ね適切な位置に来るように、遮蔽部材６００の内部にガイドを形成しておくことが好ましい。これにより、被検者２００の短母指外転筋をセンサモジュールの位置におおよそ誘導することができる。この状態で補助のガイドにより、被検者２００の手を軽く固定することが好ましい。
In step S1903, the doctor or the like prompts the subject 200 to insert his or her arm into the shielding
ステップＳ１９０４において、医師等は、電気刺激装置１３０の入力端１３０ｂを、被検者２００の腕に装着する。
In step S1904, the doctor or the like attaches the
ステップＳ１９０５において、医師等は、情報処理装置１６０を操作することで、撮影指示を入力し、カメラ５１１を駆動させる。これにより、カメラ５１１では、所定の位置にセットされた被検者２００の手のひらを撮影し、画像データを情報処理装置１６０に送信する。
In step S1905, the doctor or the like operates the
ステップＳ１９０６において、情報処理装置１６０の画像データ取得部１６０２は、被検者２００の手のひらの画像データを取得する。
In step S1906, the image
ステップＳ１９０７において、医師等は、情報処理装置１６０を操作することで、磁場計測開始の指示を入力する。
In step S1907, the doctor or the like operates the
ステップＳ１９０８において、磁場調整部１６１２は、ＭＩセンサ５１２により計測された内部磁場データを取得し、電流値を算出する。また、電流発生部５４０は、算出された電流値の電流をコイル５１３に流すことで、遮蔽部材６００の内部の磁場を低減する。遮蔽部材６００の内部のセンサモジュール５１０の位置における磁場は、例えば、５０ｎＴ以下に低減することができる。
In step S1908, the magnetic
ステップＳ１９０９において、医師等はセンサモジュール５１０の位置合わせを行う。位置合わせの詳細は後述する。
In step S1909, the doctor or the like aligns the
ステップＳ１９１０において、生体磁場計測装置１００を構成する各部が、磁場検出処理を実行する。磁場検出処理の詳細は後述する。
In step S1910, each unit forming the biomagnetic
ステップＳ１９１１において、画像データ表示部１６２２は、被検者２００の骨格筋の筋磁場のデータを表示する。例えば、図３（ｂ）に示した短母指外転筋の筋磁場の波形データ３２０が情報処理装置１６０に表示される。
In step S1911, the image
ステップＳ１９１２において、医師等は、ステップＳ１９０９で得られたデータに基づいて、被検者２００の骨格筋の筋磁場について診断を行う。 In step S1912, the doctor or the like diagnoses the muscular magnetic field of the skeletal muscle of the subject 200 based on the data obtained in step S1909.
＜位置合わせの詳細＞
センサモジュール５１０と被検者２００の短母指外転筋との位置合わせには、自発信号を検出する方法もあるが、本実施形態では、外部から電気刺激を与え、そのときに生成される誘発信号を検出して位置合わせする例を示す。図３５は、位置合わせの流れを例示するフローチャートである。
<Details of alignment>
Although there is a method of detecting a spontaneous signal for alignment between the
ステップＳ２００１において、電気刺激装置１３０は、表面電極パッド１３０ｃを介して被検者２００に対して電気刺激を与える。
In step S2001, the
ステップＳ２００２において、センサモジュール５１０は、磁場の検出を開始し、磁場データ取得部１６０３は、短母指外転筋の筋磁場のデータを取得する。
In step S2002, the
ステップＳ２００３において、磁場データ取得部１６０３は、センサモジュール５１０から送信された磁場データを取得し、データ格納部５６１に格納する。
In step S2003, the magnetic field
ステップＳ２００４において、データ解析部１６０４は、データ格納部５６１から、磁場データを読み出し、磁場データから波形データを生成し、データ格納部５６１に格納する。
In step S2004, the
ステップＳ２００５において、画像データ表示部１６２２は、データ格納部５６１に格納した波形データを情報処理装置１６０に表示する。例えば、図３６（ａ）に示す波形が情報処理装置１６０に表示される。
In step S2005, the image
ステップＳ２００６において、音波変換部１６０５は、図３６（ａ）に表示されている波形データを音波に変換し、図３６（ｂ）に示すように音声発生装置１５０から音声を発生させる。音声発生装置１５０は、例えば、スピーカやヘッドフォンであり、音声発生装置１５０を介して医師等は音声を聞くことができる。
In step S2006, the sound
例えば、応答速度が約２００Ｈｚのセンサモジュール５１０＿１〜５１０＿３の各データを変換して、１ｋＨｚ程度の波形を生成し、音声発生装置１５０で医師等に聞かせる。人間の最も聞きやすい波長帯域へ変換することで、聴覚的に理解しやすくすることができる。
For example, each data of the sensor modules 510_1 to 510_3 having a response speed of about 200 Hz is converted to generate a waveform of about 1 kHz, and the
なお、ヒトの可聴域は２０Ｈｚから２００００Ｈｚだとされている。一方、センサモジュール５１０の応答速度は、希ガスであるアルカリ金属の緩和時間Ｔ１及びＴ２によって支配されており、ＤＣ〜２００Ｈｚだとされている。ヒトの筋電によって反応する際の信号は１ｋＨｚ程度であるため、その信号を音にすることで、視覚的に判断するだけでなく、聴覚的にも複合的に検出することができる。
The human audible range is said to be 20 Hz to 20000 Hz. On the other hand, the response speed of the
この際、１つのセンサモジュール５１０により検出される２００Ｈｚ程度の波形と、複数のセンサモジュール５１０により検出して補正した擬似４００Ｈｚ程度の波形を利用し、かつ、それを可聴域に広げる。これにより、耳に聞きやすく判断がしやすい音波が生成できる。また、計測中は信号がリアルタイムで流れてくるので、異常放電等の識別を瞬時に行う必要がある。視覚及び聴覚を用いることで、より正確に識別できる。また、生体磁場計測装置１００を利用する初心者の医師等に、学習を促進させることが可能となる。
At this time, a waveform of about 200 Hz detected by one
ステップＳ２００７において、医師等は、音声発生装置１５０からの音声が最大となるようにレバー５１５を動かしてセンサモジュール５１０の位置合わせをする。
In step S2007, the doctor or the like positions the
図３６（ｃ）に示すように、センサモジュール５１０＿１〜５１０＿３を搭載する保持部５１４は、レバー５１５によって移動機構５１６に接続されている。移動機構５１６は、保持部５１４をレバー５１５の回転方向によるチルト方向（θ）と、レバー５１５の抜き差しによる前後方向（Ｘ軸方向）へ移動できるように構成されている。
As shown in FIG. 36C, the holding
レバー５１５を回転方向及び／または前後方向に動かすことにより、センサモジュール５１０＿１〜５１０＿３と被検者２００の短母指外転筋とを容易に適切な位置に合わせることができる。位置合わせが終了したらレバー５１５をロックする。
By moving the
この方法は、医師等が被検者２００及び情報処理装置１６０に表示される波形に目を配らなくても、音声の聴取により、センサモジュール５１０と被検者２００の短母指外転筋とを容易に適切な位置に位置合わせできる点で好適である。
In this method, even if the doctor or the like does not pay attention to the waveforms displayed on the subject 200 and the
＜磁場検出処理の詳細＞
次に、磁場検出処理（ステップＳ１９０９）の詳細について説明する。図３７は、磁場検出処理の流れを例示するフローチャートである。
<Details of magnetic field detection processing>
Next, details of the magnetic field detection processing (step S1909) will be described. FIG. 37 is a flowchart illustrating the flow of magnetic field detection processing.
ステップＳ２１０１において、医師等は、被検者２００に対し随意運動（弱圧縮動作）を促す。なお、このとき、電気刺激装置１３０は、被検者２００に対する電気刺激を停止している。
In step S2101, the doctor or the like prompts the subject 200 to perform voluntary exercise (weak compression action). At this time, the
ステップＳ２１０２において、センサモジュール５１０は、随意運動中の磁場の検出を開始する。
In step S2102, the
ステップＳ２１０３において、医師等は、センサモジュール５１０の検出結果をモニタしながら、適切な波形が出てくるように、被検者２００に声がけをして適切な圧縮状態になるように誘導する。
In step S2103, the doctor or the like monitors the detection result of the
ステップＳ２１０４において、センサモジュール５１０は、随意運動中の短母指外転筋の筋磁場の検出を１分程度継続して行う。
In step S2104, the
ステップＳ２１０５において、センサモジュール５１０は、磁場の検出を停止し、磁場データ取得部１６０３は、短母指外転筋の筋磁場のデータを取得する。
In step S2105, the
ステップＳ２１０６において、磁場データ取得部１６０３は、取得した短母指外転筋の筋磁場のデータを位置データとともにデータ格納部５６１に格納する。
In step S2106, the magnetic field
＜データ解析＞
次に、データ解析について説明する。図３８は、データ解析の流れを例示するフローチャートである。なお、センサモジュールは、図２９のように配置されているものとする。
<Data analysis>
Next, the data analysis will be described. FIG. 38 is a flowchart illustrating the flow of data analysis. The sensor modules are arranged as shown in FIG.
ステップＳ２２０１において、データ解析部１６０４は、データ格納部５６１から、磁場データを読み出す。センサモジュール５１０＿１〜５１０＿３は、各々が２軸のデータを持っているため、データ解析部１６０４は、合計で６つのデータを読み出す。ここでは、それぞれのデータをＹｎ、Ｚｎと表記する。Ｙ２とＹ３はＹ方向に隣接するセンサモジュールのデータであり、Ｙ１とＹ２はＸ軸方向に隣接するセンサモジュールのデータである。
In step S2201, the
ステップＳ２２０２において、データ解析部１６０４は、ステップＳ２２０１で読み出したデータの全てについて、Ｙｎ／Ｚｎを算出する。Ｙｎ／Ｚｎの数値で、前述のように、深さ方向の情報を得ることができる。
In step S2202, the
ステップＳ２２０３において、データ解析部１６０４は、ステップＳ１９０２で得られた超音波計測の形状データ（すなわち、被検者２００の手の短母指外転筋に対応する位置の脂肪の厚さのデータ）を参照しながら、深さＺｋ及び位置Ｙｋの推定を行う。Ｚｋがわかることで、その深さの補正をビオサバールの方式に即して行うことができる。
In step S2203, the
ステップＳ２２０４において、データ解析部１６０４は、Ｙ１（Ｚ１）とＹ２（Ｚ２）とを比較する。なお、ステップＳ２２０４からステップＳ２２０６までの処理の原理は、図２３や図２６を参照して先に説明した通りである。
In step S2204, the
ステップＳ２２０５において、データ解析部１６０４は、ステップＳ２２０４の比較結果に基づいて、図２２や図２５に示した時間のずれ量（Ｔ１またはＴ２）を算出する。
In step S2205, the
ステップＳ２２０６において、データ解析部１６０４はステップＳ２２０５で算出したＴ１、Ｔ２の値によるデータシフトを行い、補間データを生成し、補間データを生成した後の波形データをデータ格納部５６１に格納する。補間により、２００Ｈｚ（５ｍｓｅｃのサンプリングレート）の計測データを、見かけ上、４００Ｈｚ（２．５ｍｓｅｃのサンプリングレート）の波形データとすることができる。
In step S2206, the
ステップＳ２２０７において、データ解析部１６０４は、ステップＳ２２０６で補間データを生成した後の波形データと、予めデータ格納部５６１に格納されていた典型波形パターンとを比較する。
In step S2207, the
ステップＳ２２０８において、データ解析部１６０４は、ステップＳ２２０７の比較結果に基づいて、例えば、多相／単相、波形の長さ、波形の振幅（強度）、及び頻度の４つの項目について数値データを算出し、数値データをデータ格納部５６１に格納する。
In step S2208, the
ステップＳ２２０９において、画像データ表示部１６２２は、データ格納部５６１に格納した波形データ及び／又は数値データを情報処理装置１６０に表示する。
In step S2209, the image
なお、以下のようにすることで、自発における高精度な波形を表示することが可能となる。また、自発による磁場波形を計測することで、ＡＬＳか筋ジストロフィーかの判断が可能となる。 By the following, it is possible to display a highly accurate waveform on its own. Also, by measuring the spontaneous magnetic field waveform, it is possible to determine whether ALS or muscular dystrophy.
まず、第１工程では、筋肉の筋繊維方向に対して平行に配置した複数のセンサモジュール５１０を用いて、誘発刺激の磁場波形を複数回計測する。
First, in the first step, a plurality of
次に、第２工程では、各々のセンサモジュール５１０について、複数回計測した誘発刺激の磁場波形を積算する。
Next, in the second step, for each
次に、第３工程では、隣接するセンサモジュール５１０について、積算した磁場波形の時間ずれＴを算出する。Ｔの算出については、図２６や図２９を参照して先に説明した通りである。
Next, in the third step, the time lag T of the integrated magnetic field waveform is calculated for the
次に、第４工程では、複数のセンサモジュール５１０を用いて、誘発刺激の磁場波形を計測した位置と同じ位置で、自発による磁場波形を計測する。
Next, in a fourth step, a plurality of
次に、第５工程では、隣接するセンサモジュール５１０の一方で計測した自発による磁場波形に対し、他方で計測した自発による磁場波形を時間軸上でＴだけ移動させて合算する。すなわち、筋繊維方向に対して後ろ側に配置されたセンサモジュール５１０の計測した自発による磁場波形をＴだけデータシフトを行い、波形データを生成する。
Next, in the fifth step, the spontaneous magnetic field waveform measured by one of the
次に、第６工程では、合算した自発による磁場波形を情報処理装置１６０に表示する。
Next, in the sixth step, the combined spontaneous magnetic field waveform is displayed on the
以上の生体磁場計測方法において、誘発刺激の磁場波形は、誘発のタイミングによって、トリガーとなる積算が容易である。 In the above biomagnetic field measurement method, the magnetic field waveform of the induced stimulus can be easily integrated as a trigger depending on the timing of the induction.
また、骨格筋はその一つの運動単位での信号であれば、運動神経と筋繊維（筋肉細胞）の接合点がほぼ同一位置にあるため、その位置から伝搬する筋繊維内の電位伝搬の時間応答は、各々のセンサモジュール５１０の位置によって定まった時間ずれを示す。
If the signal from one skeletal muscle is one of the motor units, since the junction between the motor nerve and the muscle fiber (muscle cell) is almost at the same position, the time of the potential propagation in the muscle fiber propagated from that position. The response shows a time lag determined by the position of each
つまり、時間ずれＴを一度定義してしまえば、Ｔ分のずれを補正することで、他のセンサモジュールと同様な波形となる可能性が高い。位置が異なっても、Ｔの補正で概ね波形は相似形となることが期待できる。 In other words, once the time lag T is defined, it is highly possible that the same waveform as other sensor modules will be obtained by correcting the lag by T. Even if the positions are different, it can be expected that the waveforms will be substantially similar to each other by the correction of T.
特に、センサモジュール間が数１０ｍｍと近傍にある場合には、骨格筋の電位伝搬速度が４ｍ／ｓｅｃ（４ｍｍ／ｍｓｅｃ）程度であることを考えると、骨格筋繊維に平行に３０ｍｍずれている位置では、時間ずれＴは、約７．５ｍｓｅｃ程度となることが想定される。 In particular, when the distance between the sensor modules is in the vicinity of several tens of mm, considering that the potential propagation velocity of skeletal muscle is about 4 m/sec (4 mm/msec), the position shifted by 30 mm in parallel with the skeletal muscle fiber Then, it is assumed that the time lag T is about 7.5 msec.
この数値を、実際の筋繊維とセンサモジュールとの位置関係において実測することで、その補正値を決めることができる。この際には、誘発による積算によって、できるだけ精度のよいデータを使って、高精度にＴを決める価値がある。このようにして求めたＴを用いることで、自発における高精度な波形を検出することが可能となる。 By measuring this numerical value in the actual positional relationship between the muscle fiber and the sensor module, the correction value can be determined. In this case, it is worth determining T with high accuracy by using the data with the highest accuracy by integration by induction. By using T obtained in this way, it is possible to detect a highly-accurate spontaneous waveform.
＜波形のパターン認識＞
次に、具体的な波形の例を用いて波形のパターン認識について説明する。図３９は、波形のパターン認識について説明する図（その１）である。図３９（ａ）は、一般的な健常者の運動単位波を例示する図であり、単相の波形の例である。図３９（ｂ）は、ＡＬＳの患者の運動単位波を例示する図であり、多相の波形の例である。
<Waveform pattern recognition>
Next, the pattern recognition of the waveform will be described using a specific example of the waveform. FIG. 39 is a diagram (part 1) explaining the pattern recognition of the waveform. FIG. 39A is a diagram illustrating a motor unit wave of a general healthy person, and is an example of a single-phase waveform. FIG. 39B is a diagram illustrating a motor unit wave of an ALS patient, and is an example of a polyphase waveform.
図３９（ａ）及び図３９（ｂ）は、センサモジュール５１０＿１で測定した２００Ｈｚ（５ｍｓｅｃ）のデータ（丸）と、センサモジュール５１０＿２で測定した２００Ｈｚ（５ｍｓｅｃ）のデータ（四角）とを合わせたものである。又、図３９（ａ）及び図３９（ｂ）において、実線は、本来取得するべき波形を示している。 FIGS. 39(a) and 39(b) are a combination of the data of 200 Hz (5 msec) measured by the sensor module 510_1 (circle) and the data of 200 Hz (5 msec) measured by the sensor module 510_2 (square). Is. In addition, in FIGS. 39A and 39B, the solid line indicates the waveform that should be originally acquired.
図３９（ａ）及び図３９（ｂ）において、センサモジュール５１０で取得した丸及び四角のデータは、本来取得するべき波形の上に載っていることがわかる。また、図３９（ａ）の波形と図３９（ｂ）の波形とを比較すると、一見すると、ほぼ同様に思われるが、１０ｍｓｅｃ付近と２０ｍｓｅｃ付近のデータが異なる。わずかな相違であるが、２００Ｈｚのデータでは区別できなかった波形のパターンが略４００Ｈｚでは区別できている。
In FIGS. 39(a) and 39(b), it can be seen that the circle and square data acquired by the
このような波形の相違をパターン認識して区別するように、複数のデータ波形から特徴量を抽出して、その特徴を呈しているか否かで健常な波形であるか否かを判断することができる。 It is possible to extract a feature amount from a plurality of data waveforms and to judge whether the waveform is a healthy one or not by distinguishing such waveform differences by pattern recognition so as to distinguish them. it can.
例えば、図３９（ａ）及び図３９（ｂ）において、多相、単相のパターン判断は、１０ｍｓｅｃと２０ｍｓｅｃの大きさに依存している。そこで、図４０（ａ）及び図４０（ｂ）に示すように、図３９（ａ）及び図３９（ｂ）の波形において、ピークを示す点をα０として、その後の点をα１からα７としたときに、α２〜α７の値を比較することで、多相か単相かを判断できる。 For example, in FIG. 39(a) and FIG. 39(b), the multi-phase/single-phase pattern determination depends on the size of 10 msec and 20 msec. Therefore, as shown in FIGS. 40(a) and 40(b), in the waveforms of FIGS. 39(a) and 39(b), a point showing a peak is designated as α0, and subsequent points are designated as α1 to α7. At times, by comparing the values of α2 to α7, it is possible to determine whether the phase is polyphase or single phase.
例えば、α２〜α７の標準偏差を指標として判断すると、単相の方が概ね０に近い数値を示し、多相の方が大きい値を示す。なお、α２〜α７の標準偏差に代えて、α２〜α７の絶対値の平均値等を比較してもよい。また、波形比較の方法は、これらには限定されず、例えば、ＡＩ（機械学習）による手法を利用してもよい。 For example, when the standard deviation of α2 to α7 is used as an index, the single phase shows a numerical value closer to 0, and the polyphase shows a larger value. Instead of the standard deviation of α2 to α7, the average value of the absolute values of α2 to α7 and the like may be compared. The waveform comparison method is not limited to these, and for example, an AI (machine learning) method may be used.
また、図４１（ａ）は、筋ジストロフィーの患者が呈するスパイキーな波形の一例であり、図４１（ｂ）はＡＬＳの患者が呈する巨大振幅の波形の一例である。図４１（ａ）及び図４１（ｂ）の波形を視ると、複数のセンサモジュールのデータを組み合わせ、２００Ｈｚの応答速度を擬似的に４００Ｈｚにしたことの効果が現れていることがわかる。 41A is an example of a spiky waveform exhibited by a patient with muscular dystrophy, and FIG. 41B is an example of a giant amplitude waveform exhibited by a patient with ALS. From the waveforms of FIGS. 41A and 41B, it can be seen that the effect of combining the data of a plurality of sensor modules and artificially setting the response speed of 200 Hz to 400 Hz appears.
図４１（ａ）及び図４１（ｂ）において、波形の短さ（スパイキーさ）を定量するには、α２〜α５に注目して判断することができる。例えば、図４１（ａ）のように波形の長さが５ｍｓｅｃ程度の場合、α２はほぼ０となっているに対し、図４１（ｂ）のように波形の長さが１０ｍｓｅｃの場合には、α２は有限の数値を有している。 41(a) and 41(b), in order to quantify the shortness (spiky) of the waveform, it is possible to make a judgment by paying attention to α2 to α5. For example, when the waveform length is about 5 msec as shown in FIG. 41(a), α2 is almost 0, while when the waveform length is 10 msec as shown in FIG. 41(b), α2 has a finite numerical value.
すなわち、α２がどの程度の数値を有しているかで、波形の短さを数値化することができる。但し、この数値化も５段階程度で、それほど細かい表現はできない。しかし、短いか長いかの判断材料となればよく、また、計測中に数１００と波形を読み取ることから、その統計学的な数値に意味があるので、５段階程度でも価値がある。 That is, the length of the waveform can be quantified by the numerical value of α2. However, this digitization is also in about 5 stages, and it is not possible to express it in such a detailed manner. However, it is sufficient if it can be used for determining whether it is short or long, and since several hundreds of waveforms are read during measurement, the statistical numerical value is meaningful, so even five levels are valuable.
α０を記録し、それを深さ方向にビオサバールの方式による補正を行うことで、強度を比較することができる。例えば、補正後の強度を数値化する。これも１０段階程度の数値化で効果的な情報となる。 It is possible to compare the intensities by recording α0 and correcting it in the depth direction by the Biosavart method. For example, the intensity after correction is digitized. This is also effective information when digitized in about 10 steps.
このように、模擬的に４００Ｈｚの波形にした後に、例えば図４２に示す４つの項目を、１種類の波形に対して算出し、モニタに表示する。検出のアルゴリズムは先に示した方法である。検出頻度に関しては、同じ運動単位がどの程度の頻度で出現するかを示したのもで、１つ１つの運動単位をパターン化して、それをラベリングし、その頻度を定量化する。 After the waveform of 400 Hz is simulated, the four items shown in FIG. 42 are calculated for one type of waveform and displayed on the monitor. The detection algorithm is the method described above. Regarding the detection frequency, it was shown how often the same motor unit appears. Therefore, each motor unit is patterned and labeled, and the frequency is quantified.
また、発火する位置がそれぞれの運動単位によって異なるため、Ｙ２とＹ３の比を指標として、算出される位置情報により、発火位置をラベリングすることも有効である。概ね同じ位置での発火では、Ｙ２／Ｙ３、もしくはＺ２／Ｚ３の値は同一である。 Further, since the firing position differs depending on each motor unit, it is also effective to label the firing position with the calculated position information using the ratio of Y2 and Y3 as an index. When firing at approximately the same position, the values of Y2/Y3 or Z2/Z3 are the same.
＜まとめ＞
このように、本実施形態に係る生体磁場計測装置１００は、生体の部位の計測位置に複数のセンサモジュール５１０が配置されており、複数のセンサモジュール５１０により生体の部位の磁場を計測することができる。
<Summary>
As described above, in the biomagnetic
例えば、複数のセンサモジュール５１０を、筋肉の筋繊維方向に対して平行に配置する場合には、以下のような効果を奏する。
For example, when a plurality of
すなわち、筋肉の筋繊維方向に電位が伝播して行くことが知られているが、電位伝播速度は数十ｍ／ｓｅｃであり、数ｃｍを伝播するには数ｍｓｅｃの時間がかかる。そのため、筋肉の筋繊維方向（電位伝播方向）に対して複数のセンサモジュール５１０を平行に配置することで、２つのセンサモジュール５１０の検出する時間が数ｍｓｅｃずれることになる。この２つの情報を利用することで、波形を合成し、正確な波形を作製することができる。
That is, it is known that the potential propagates in the muscle fiber direction of the muscle, but the potential propagation speed is several tens m/sec, and it takes several msec to propagate several cm. Therefore, by arranging a plurality of
一般的には、センサモジュールの応答速度である２００Ｈｚ（５ｍｓｅｃおき）では、波形区別ができないが、倍の４００Ｈｚのデータがあれば、約１０ｍｓｅｃの凹凸波形に対して、４〜５点の計測点が得られ、その波形の区別がつく。３点では難しかった波形の区別は、５点となるとその表現できる形状は、はるかに多様性を持ち、波形の区別（１．単相／多相、２．長い／短い、３．小さい／大きい）の項目に対して、十分である。 Generally, waveforms cannot be distinguished at 200 Hz (every 5 msec), which is the response speed of the sensor module, but if there is doubled 400 Hz data, 4 to 5 measurement points will be applied to an uneven waveform of about 10 msec. Is obtained, and the waveforms can be distinguished. The distinction of waveforms, which was difficult with 3 points, has a great variety of shapes that can be expressed when there are 5 points, and the distinction of waveforms (1. single phase/multiphase, 2. long/short, 3. small/large) ) Is sufficient.
つまり、複数のセンサモジュール５１０を、筋肉の筋繊維方向に対して平行に配置することで、見かけ上の応答速度を向上することが可能となり、光ポンピング原子磁気センサを用いた生体磁場計測装置において、筋磁場の検出精度を向上することが可能となる。
That is, by arranging the plurality of
また、複数のセンサモジュール５１０を、筋肉の筋繊維方向に対して垂直に配置する場合には、以下のような効果を奏する。
Further, when the plurality of
すなわち、筋繊維の束のどの部分で発火したかを判断できる。これにより、どの運動単位の波形かが区別しやすくなる。運動単位の区別ができないと、その運動単位の発火頻度等の定量化が難しくなるが、生体磁場計測装置１００では動単位の区別ができるため、運動単位の発火頻度等の定量化が容易となり、筋磁場の検出精度を向上することが可能となる。
That is, it is possible to determine which part of the muscle fiber bundle has fired. Thereby, it becomes easy to distinguish which waveform of the exercise unit. If the motor unit cannot be distinguished, it is difficult to quantify the firing frequency of the motor unit. However, since the biomagnetic
［第２実施形態］
第２実施形態では、固定された保持部に複数のセンサモジュールを搭載する例を示す。なお、第２実施形態において、既に説明した実施形態と同一構成部についての説明は省略する場合がある。
[Second Embodiment]
In the second embodiment, an example in which a plurality of sensor modules are mounted on a fixed holding unit will be shown. In addition, in the second embodiment, description of the same components as those in the above-described embodiments may be omitted.
図４３は、第２実施形態に係る磁場シールドボックスの内部構成を例示する図である。図４３に示すように、磁場シールドボックス１１０Ａは、保持部５１４が固定されており移動しない点、及び複数のセンサモジュール５１０がＸ軸方向及びＹ軸方向に行列状に配置されている点が、磁場シールドボックス１１０（図５参照）と相違する。磁場シールドボックス１１０Ａは、レバー５１５及び移動機構５１６を有していない。
FIG. 43 is a diagram illustrating an internal configuration of the magnetic field shield box according to the second embodiment. As shown in FIG. 43, in the magnetic
図４４は、保持部の詳細構成を例示する図である。図４４に示すように、センサモジュール５１０＿１は、弾性部材８０１＿１（例えば、ばね）を介して、支持台８０２＿１に支持されている。また、センサモジュール５１０＿２は、弾性部材８０１＿２（例えば、ばね）を介して、支持台８０２＿２に支持されている。また、センサモジュール５１０＿３は、弾性部材８０１＿３（例えば、ばね）を介して、支持台８０２＿３に支持されている。また、支持台８０２＿１、８０２＿２、及び８０２＿３は、保持部５１４に固定されている。
FIG. 44 is a diagram illustrating a detailed configuration of the holding unit. As shown in FIG. 44, the sensor module 510_1 is supported by the support base 802_1 via an elastic member 801_1 (for example, a spring). The sensor module 510_2 is supported by the support base 802_2 via an elastic member 801_2 (for example, a spring). Further, the sensor module 510_3 is supported by the support base 802_3 via the elastic member 801_3 (for example, a spring). The support bases 802_1, 802_2, and 802_3 are fixed to the holding
このように、弾性部材８０１＿１〜８０１＿３を介して、センサモジュール５１０＿１〜５１０＿３を支持することで、センサモジュール５１０＿１〜５１０＿３の先端を、手のひら２２０に対して、押圧して接触させることができる。
In this manner, by supporting the sensor modules 510_1 to 510_3 via the elastic members 801_1 to 801_3, the tips of the sensor modules 510_1 to 510_3 can be pressed and brought into contact with the
センサモジュール５１０＿１とセンサモジュール５１０＿２とは、パーマロイの仕切り壁８０３により仕切られている。また、センサモジュール５１０＿２とセンサモジュール５１０＿３とは、パーマロイの仕切り壁８０４により仕切られている。センサモジュール間にパーマロイの仕切り壁を設けることで、センサモジュール間でクロストークが生じることを防止できる。
The sensor module 510_1 and the sensor module 510_2 are partitioned by a
図４４に示すように、センサモジュール５１０＿１は、ガスセル１０２１＿１及び位置センサ１０３１＿１を内蔵している。また、センサモジュール５１０＿２は、ガスセル１０２１＿２及び位置センサ１０３１＿２を内蔵している。センサモジュール５１０＿３は、ガスセル１０２１＿３及び位置センサ１０３１＿３を内蔵している。 As shown in FIG. 44, the sensor module 510_1 incorporates the gas cell 1021_1 and the position sensor 1031_1. Further, the sensor module 510_2 incorporates the gas cell 1021_2 and the position sensor 1031_2. The sensor module 510_3 includes a gas cell 1021_3 and a position sensor 1031_3.
ガスセル１０２１＿１、ガスセル１０２１＿２、及びガスセル１０２１＿３は、例えば、短母指外転筋において発生する磁場を検出する。位置センサ１０３１＿１、位置センサ１０３１＿２、及び位置センサ１０３１＿３は、磁場を検出した際の位置を検出する。 The gas cell 1021_1, the gas cell 1021_2, and the gas cell 1021_3 detect, for example, a magnetic field generated in the abductor pollicis brevis muscle. The position sensor 1031_1, the position sensor 1031_2, and the position sensor 1031_3 detect the position when the magnetic field is detected.
図４５は、保持部におけるセンサモジュールの配置例を説明するための図であり、保持部５１４を上から見た様子を模式的に示したものである。
FIG. 45 is a diagram for explaining an arrangement example of the sensor modules in the holding unit, and schematically shows a state in which the
図４５に示すように、保持部５１４には、例えば、９個（３行３列）のセンサモジュール５１０を搭載することができる。但し、これは一例であり、保持部５１４に搭載するセンサモジュール５１０の個数は、９個には限定されない。
As shown in FIG. 45, for example, nine (three rows and three columns)
図４５に示す９個のセンサモジュール５１０は、何れも、内蔵する光ポンピング原子磁気センサのレーザビームの入射方向ＯＡ（光伝播方向）が、Ｘ軸方向と略平行となるように配置されていることが好ましい。これにより、レーザビームの入射方向と、電位伝播方向Ｐ（筋繊維の方向）とを一致させることができ、手のひら２２０に電流が流れることで発生する磁場を、感度よく検出することができる。
All of the nine
また、各々のセンサモジュール５１０は、隣接するセンサモジュール間において、Ｘ軸方向の間隔の方がＹ軸方向の間隔よりも大きくなるように配列されていることが好ましい。例えば、センサモジュール５１０＿８とセンサモジュール５１０＿９との間のＸ軸方向の距離Ｌｘは、センサモジュール５１０＿８とセンサモジュール５１０＿５との間のＹ軸方向の距離Ｌｙよりも大きいことが好ましい。
Further, it is preferable that the
すなわち、Ｌｘ＜Ｌｙの関係とすることが好ましい。これは、光伝播方向のクロストークの方が光伝播方向に垂直な方向のクロストークより大きく、これを回避する必要があるためである。 That is, it is preferable to have a relationship of Lx<Ly. This is because the crosstalk in the light propagation direction is larger than the crosstalk in the direction perpendicular to the light propagation direction, and it is necessary to avoid this.
図４６は、クロストークの一例を示す図である。図４６に示すクロストークは、２つのセンサモジュールをＹ軸方向に並べたときのセンサモジュール間の距離と、１４０Ｈｚの信号のベースラインの変化を定量化したものである。 FIG. 46 is a diagram showing an example of crosstalk. The crosstalk shown in FIG. 46 is a quantification of the distance between the sensor modules when the two sensor modules are arranged in the Y-axis direction and the change in the baseline of the 140 Hz signal.
図４６より、例えば、センサモジュール間の距離が１３ｍｍに近づくと、１４０Ｈｚのベースラインが１６％程度上昇することが判る。この場合、センサモジュールのノイズを上昇させる等の不具合が発生するおそれがある。センサモジュール間の距離を２３ｍｍ程度に離すことで、１４０Ｈｚのベースラインの上昇（すなわち、クロストーク）は６％程度となり、クロストークの影響が小さくなる。 From FIG. 46, it can be seen that, for example, when the distance between the sensor modules approaches 13 mm, the 140 Hz baseline increases by about 16%. In this case, there is a possibility that a problem such as an increase in noise of the sensor module may occur. By increasing the distance between the sensor modules to about 23 mm, the increase in the baseline at 140 Hz (that is, crosstalk) is about 6%, and the influence of crosstalk is reduced.
このように、Ｌｘ＜Ｌｙの関係を維持することで、センサモジュールのレイアウト上、最密充填位置となり、高精度に筋繊維の波形を推定することができる。 In this way, by maintaining the relationship of Lx<Ly, it becomes the closest packing position in the layout of the sensor module, and the muscle fiber waveform can be estimated with high accuracy.
図４７は、第２実施形態の変形例に係る磁場シールドボックスの内部構成を例示する図である。図４７に示すように、磁場シールドボックス１１０Ｂは、ノイズ磁場を計測するＭＲセンサが２つ追加された点が、磁場シールドボックス１１０Ａ（図４３参照）と相違する。但し、ＭＲセンサは１つ追加してもよいし、３つ以上追加してもよい。
FIG. 47 is a diagram illustrating an internal configuration of the magnetic field shield box according to the modified example of the second embodiment. As shown in FIG. 47, the magnetic
図４７に示すように、遮蔽部材６００の内部に、短母指外転筋（被検部位）以外の筋肉の信号（すなわち、ノイズ磁場）を検出するＭＲ（Magneto Resistive）センサ５１８＿１及び５１８＿２を配置してもよい。これにより、短母指外転筋（被検部位）以外の筋肉の信号をＭＲセンサ５１８＿１及び５１８＿２で検出することが可能となり、アーチファクトを除去できる。なお、図４７において、矢印Ｎは、ノイズとなる他の筋肉の信号を模式的に示したものである。
As shown in FIG. 47, MR (Magneto Resistive) sensors 518_1 and 518_2 for detecting signals (that is, noise magnetic fields) of muscles other than the abductor pollicis brevis muscle (site to be examined) are arranged inside the shielding
なお、ＭＲセンサは検出感度が低く、せいぜい数ｐＴ程度である。一方、センサモジュール５１０は、１００ｆＴを検出することが可能である。ノイズとなるのは近傍の筋肉から発せられる大きな磁場が、センサモジュール５１０に伝播してくることが主な要因である。
The MR sensor has a low detection sensitivity, which is about several pT at most. On the other hand, the
磁場はランバートに則り、距離の２乗に比例する。母指外転筋等を計測する場合に、近傍の前腕や上腕の大きな筋肉によるノイズが悪影響を与える。そのため、上腕や前腕近傍にＭＲセンサを配置して、その部分から発せられる信号を検出して、センサモジュール５１０の検出信号から除去する等の信号処理を行うことができる。
The magnetic field follows Lambert and is proportional to the square of the distance. When measuring the abductor muscle of the thumb and the like, noise caused by large muscles in the forearm and upper arm in the vicinity adversely affects. Therefore, it is possible to perform signal processing such as disposing the MR sensor near the upper arm or the forearm, detecting a signal emitted from that portion, and removing it from the detection signal of the
［第３実施形態］
第３実施形態では、遮蔽部材の開口部からの磁界の侵入を防ぐ補助部材を被検者に装着させる例を示す。なお、第３実施形態において、既に説明した実施形態と同一構成部についての説明は省略する場合がある。
[Third Embodiment]
In the third embodiment, an example in which an auxiliary member that prevents the magnetic field from entering through the opening of the shield member is attached to the subject will be described. Note that in the third embodiment, description of the same components as those in the above-described embodiments may be omitted.
図４８は、第３実施形態に係る補助部材について説明する図であり、図４８（ａ）は補助部材を被検者に装着した状態、図４８（ｂ）は補助部材そのものを示している。 FIG. 48 is a diagram illustrating an auxiliary member according to the third embodiment, FIG. 48(a) shows a state in which the auxiliary member is attached to the subject, and FIG. 48(b) shows the auxiliary member itself.
図４８に示すように、補助部材６８０は被検者２００の上腕部分２１０Ｕに装着することができる。例えば、被検者２００は先に上腕部分２１０Ｕに６８０を装着し、その後、磁場シールドボックス１１０を装着する。
As shown in FIG. 48, the auxiliary member 680 can be attached to the
補助部材６８０は、例えば、シールド材料であるアモルファス金属を含有した化学繊維によって編み込んだスポンジ状の部材を円環状にしたものであり、円環の内側に被検者２００の上腕部分２１０Ｕを挿入することができる。
The auxiliary member 680 is, for example, a sponge-like member knitted with a chemical fiber containing an amorphous metal, which is a shield material, and has an annular shape. The
このように、被検者２００の上腕部分２１０Ｕに補助部材６８０を装着することで、遮蔽部材６００の開口部６０１から磁場が侵入することを抑制可能となり、遮蔽部材６００の内の残留磁場を低減させることができる。
As described above, by mounting the auxiliary member 680 on the
また、補助部材６８０は、変形可能であるため、男女間や個体差により上腕部分２１０Ｕの形状が異なっても装着可能である。また、上腕部分２１０Ｕに補助部材６８０を装着した被検者２００が動いた時にも、補助部材６８０が変形するため、測定時等の被検者２００の疲労を緩和できる。
Further, since the auxiliary member 680 is deformable, it can be attached even if the shape of the
［第４実施形態］
第４実施形態では、被検者の脚部を磁場の検出対象とする磁場シールドボックスの例を示す。なお、第４実施形態において、既に説明した実施形態と同一構成部についての説明は省略する場合がある。
[Fourth Embodiment]
In the fourth embodiment, an example of a magnetic field shield box in which the leg of the subject is a magnetic field detection target is shown. In the fourth embodiment, description of the same components as those in the above-described embodiments may be omitted.
図４９は、第４実施形態に係る磁場シールドボックスについて説明する図であり、図４９（ａ）は磁場シールドボックスを被検者に装着した状態、図４９（ｂ）は磁場シールドボックスそのものを示している。なお、図４９において、センサモジュール５１０、ＭＩセンサ５１２等の図示は省略されているが、被検者２００の脚部２３０の磁場計測に適した位置に適宜配置することができる。
FIG. 49 is a diagram for explaining the magnetic field shield box according to the fourth embodiment, where FIG. 49(a) shows a state in which the magnetic field shield box is attached to the subject, and FIG. 49(b) shows the magnetic field shield box itself. ing. Note that, although the
図４９に示すように、磁場シールドボックス１１０Ｃの遮蔽部材６００Ｃは直方体であり、脚部２３０を挿入可能な開口部６０１Ｃが上面に設けられている。また、第１の空間６１０と第２の空間６３０との間に設けられた境界部材６２０Ｃは、脚部２３０を挿入し易い形状に屈曲されている。
As shown in FIG. 49, the
なお、磁場シールドボックス１１０Ｃを除く部分の生体磁場計測装置の構成は、例えば、図１等に示した生体磁場計測装置１００と同様とすることができる。
The configuration of the biomagnetic field measuring apparatus other than the magnetic
磁場シールドボックス１１０Ｃを有する生体磁場計測装置において、例えば、脚部２３０の腓腹神経周辺の磁場を計測する場合、まず、被検者２００は椅子に座り、脚部２３０を開口部６０１Ｃから遮蔽部材６００Ｃ内に挿入する。そして、被検者２００の大腿部等（遮蔽部材６００Ｃの外側に位置し、脚部２３０と異なる部位であればよい）に入力端１３０ｂを装着する。これにより、腓腹神経に電気刺激を与えることが可能となり、腓腹神経周辺の磁場を計測することができる。
In the biomagnetic field measuring apparatus having the magnetic
このように、磁場の検出対象となる生体の部位は被検者の手には限定されず、被検者の四肢の一部である脚部としてもよい。 As described above, the part of the living body that is the target of the magnetic field detection is not limited to the hand of the subject, and may be a leg that is a part of the four limbs of the subject.
筋ジストロフィー等の場合、手の筋肉に予兆が出にくく、脚部に予兆が出る可能性がある。その場合、脚部の筋肉の診断が必要であり、本実施形態で示したように腓腹神経周辺の磁場を計測する手法が有効である。 In the case of muscular dystrophy, it is difficult to give a sign to the muscles of the hand, and there is a possibility that a sign may appear on the leg. In that case, the leg muscles need to be diagnosed, and the method of measuring the magnetic field around the sural nerve as described in this embodiment is effective.
なお、図４９の例では、遮蔽部材６００Ｃを直方体としたが、遮蔽部材６００Ｃは円筒形や円錐台形としてもよいし、その他の任意の形状としてもよい。
In addition, in the example of FIG. 49, the shielding
以上、好ましい実施形態等について詳説したが、上述した実施形態等に制限されることはなく、特許請求の範囲に記載された範囲を逸脱することなく、上述した実施形態等に種々の変形及び置換を加えることができる。 Although the preferred embodiments and the like have been described in detail above, the present invention is not limited to the above-described embodiments and the like, and various modifications and replacements of the above-described embodiments and the like can be made without departing from the scope of the claims. Can be added.
例えば、上記の第１実施形態〜第４実施形態では、フィードバック用の磁気センサとしてＭＩセンサを用いる例を示したが、ＭＩセンサ以外の固体磁気センサ（例えば、ＭＲ（Magneto Resistive）センサ、ＴＭＲ(Tunnel Magneto Resistance)センサ）を用いてもよい。 For example, although the MI sensor is used as the magnetic sensor for feedback in the above-described first to fourth embodiments, solid magnetic sensors other than the MI sensor (for example, MR (Magneto Resistive) sensor, TMR( Tunnel Magneto Resistance) sensor) may be used.
１００ ：生体磁場計測装置
１１０ ：磁場シールドボックス
１２０ ：超音波計測装置
１３０ ：電気刺激装置
１３０ａ ：発生部
１３０ｂ ：入力端
１４０ ：電流発生装置
１５０ ：音声発生装置
１６０ ：情報処理装置
５１０ ：センサモジュール
５１１ ：カメラ
５１２ ：ＭＩセンサ
５１３ ：コイル
５１４ ：保持部
５１５ ：レバー
５１６ ：移動機構
５１８ ：ＭＲセンサ
５２０ ：超音波測定部
５３０ ：電気刺激制御部
５４０ ：電流発生部
５５０ ：音声発生部
５６０ ：信号処理部
５６１ ：データ格納部
５６２ ：制御部
５６３ ：表示制御部
６００ ：遮蔽部材
６０１ ：開口部
６０２ ：開閉機構部
６１０ ：第１の空間
６２０ ：境界部材
６２１ ：可撓性フィルム
６３０ ：第２の空間
６８０ ：補助部材
８００ ：遮蔽板
８０１ ：弾性部材
８０２ ：支持台
１０２１ ：ガスセル
１０３１ ：位置センサ
１２２０ ：挿入口
100: Biomagnetic field measurement device 110: Magnetic field shield box 120: Ultrasonic measurement device 130:
Claims (14)
前記部位の計測位置に、光ポンピング原子磁気センサを備えたセンサモジュールが複数個配置されていることを特徴とする生体磁場計測装置。 A biomagnetic field measuring device for measuring a magnetic field of a part of a living body,
A biomagnetic field measuring apparatus, wherein a plurality of sensor modules each having an optically pumped atomic magnetic sensor are arranged at a measurement position of the site.
各々の前記センサモジュールは、前記筋肉の筋繊維方向に対して平行に配置されていることを特徴とする請求項１に記載の生体磁場計測装置。 The part is a muscle,
The biomagnetic field measuring apparatus according to claim 1, wherein each of the sensor modules is arranged parallel to a muscle fiber direction of the muscle.
各々の前記センサモジュールは、前記筋肉の筋繊維方向に対して垂直に配置されていることを特徴とする請求項１又は２に記載の生体磁場計測装置。 The part is a muscle,
The biomagnetic field measuring apparatus according to claim 1 or 2, wherein each of the sensor modules is arranged perpendicular to a muscle fiber direction of the muscle.
各々の前記センサモジュールは、前記遮蔽部材の内部に配置されていることを特徴とする請求項１乃至５の何れか一項に記載の生体磁場計測装置。 Having a hollow shielding member that shields the external magnetic field,
The biomagnetic field measuring apparatus according to any one of claims 1 to 5, wherein each of the sensor modules is arranged inside the shielding member.
前記電気刺激装置は、前記遮蔽部材の外部に配置された電極を介して前記被検者に電気刺激を与えることを特徴とする請求項６に記載の生体磁場計測装置。 It has an electrical stimulator that gives electrical stimulation to the subject,
7. The biomagnetic field measuring apparatus according to claim 6, wherein the electrical stimulator applies electrical stimulation to the subject via electrodes arranged outside the shielding member.
光ポンピング原子磁気センサを備えたセンサモジュールを複数個用いて、誘発刺激の磁場波形を複数回計測する工程と、
各々の前記センサモジュールについて、複数回計測した前記磁場波形を積算する工程と、
隣接する前記センサモジュールについて、積算した前記磁場波形の時間ずれＴを算出する工程と、
複数の前記センサモジュールを用いて、誘発刺激の磁場波形を計測した位置と同じ位置で、自発による磁場波形を計測する工程と、
隣接する前記センサモジュールの一方で計測した前記自発による磁場波形に対し、他方で計測した前記自発による磁場波形を時間軸上で前記Ｔだけ移動させて合算する工程と、を有することを特徴とする生体磁場計測方法。 A biomagnetic field measuring method for measuring a magnetic field of a part of a living body,
Using a plurality of sensor modules equipped with an optically pumped atomic magnetic sensor, measuring the magnetic field waveform of the evoked stimulus multiple times,
A step of integrating the magnetic field waveforms measured a plurality of times for each of the sensor modules;
Calculating a time lag T of the integrated magnetic field waveforms for the adjacent sensor modules;
Using a plurality of the sensor modules, the step of measuring the spontaneous magnetic field waveform at the same position as the measured magnetic field waveform of the evoked stimulation,
A step of moving the spontaneous magnetic field waveform measured on one side of the adjacent sensor modules by the T on the time axis with respect to the spontaneous magnetic field waveform measured on the other side, and adding the result. Biomagnetic field measurement method.
Priority Applications (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2018234815A JP2020092982A (en) | 2018-12-14 | 2018-12-14 | Biomagnetic field measurement device and biomagnetic field measurement method |
| EP19201512.1A EP3646782A1 (en) | 2018-11-02 | 2019-10-04 | Biomagnetic-field measurement apparatus, biomagnetic-field measurement method, and magnetic shield box |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2018234815A JP2020092982A (en) | 2018-12-14 | 2018-12-14 | Biomagnetic field measurement device and biomagnetic field measurement method |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JP2020092982A true JP2020092982A (en) | 2020-06-18 |
Family
ID=71085422
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2018234815A Withdrawn JP2020092982A (en) | 2018-11-02 | 2018-12-14 | Biomagnetic field measurement device and biomagnetic field measurement method |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP2020092982A (en) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO2023175773A1 (en) * | 2022-03-16 | 2023-09-21 | Tdk株式会社 | Sensor holder |
Citations (8)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2001078976A (en) * | 1999-09-13 | 2001-03-27 | Toshiba Corp | Biological magnetism measuring apparatus |
| JP2004349431A (en) * | 2003-05-21 | 2004-12-09 | Kri Inc | Environmental magnetic noise shielding device |
| JP2006196520A (en) * | 2005-01-11 | 2006-07-27 | Hitachi Metals Ltd | Magnetic shield |
| JP2012073909A (en) * | 2010-09-29 | 2012-04-12 | Deed Corp | Portable magnetic alarm unit |
| JP2016101264A (en) * | 2014-11-27 | 2016-06-02 | 国立研究開発法人国立循環器病研究センター | Magnetocardiogram device |
| US20170007151A1 (en) * | 2014-02-14 | 2017-01-12 | Beth Israel Deaconess Medical Center, Inc. | Electrical impedance myography |
| JP2017015620A (en) * | 2015-07-03 | 2017-01-19 | 株式会社リコー | Magnetic shield device, magnetic filed noise reduction method, and spinal cord induction magnetic field measuring system |
| WO2017213127A1 (en) * | 2016-06-08 | 2017-12-14 | 国立大学法人東京医科歯科大学 | Muscle activity measurement device and muscle activity measurement method |
-
2018
- 2018-12-14 JP JP2018234815A patent/JP2020092982A/en not_active Withdrawn
Patent Citations (8)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2001078976A (en) * | 1999-09-13 | 2001-03-27 | Toshiba Corp | Biological magnetism measuring apparatus |
| JP2004349431A (en) * | 2003-05-21 | 2004-12-09 | Kri Inc | Environmental magnetic noise shielding device |
| JP2006196520A (en) * | 2005-01-11 | 2006-07-27 | Hitachi Metals Ltd | Magnetic shield |
| JP2012073909A (en) * | 2010-09-29 | 2012-04-12 | Deed Corp | Portable magnetic alarm unit |
| US20170007151A1 (en) * | 2014-02-14 | 2017-01-12 | Beth Israel Deaconess Medical Center, Inc. | Electrical impedance myography |
| JP2016101264A (en) * | 2014-11-27 | 2016-06-02 | 国立研究開発法人国立循環器病研究センター | Magnetocardiogram device |
| JP2017015620A (en) * | 2015-07-03 | 2017-01-19 | 株式会社リコー | Magnetic shield device, magnetic filed noise reduction method, and spinal cord induction magnetic field measuring system |
| WO2017213127A1 (en) * | 2016-06-08 | 2017-12-14 | 国立大学法人東京医科歯科大学 | Muscle activity measurement device and muscle activity measurement method |
Non-Patent Citations (1)
| Title |
|---|
| PHILIP J.BROSER ET AL.: "Optically Pumped Magnetometers for Magneto-Myography to Study the Innervation of the Hand", IEEE TRANSACTIONS ON NEURAL SYSTEMS AND REHABILITATION ENGINEERING, vol. 26, no. 11, JPN6022021752, November 2018 (2018-11-01), pages 2226 - 2230, XP011698131, ISSN: 0004786032, DOI: 10.1109/TNSRE.2018.2871947 * |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO2023175773A1 (en) * | 2022-03-16 | 2023-09-21 | Tdk株式会社 | Sensor holder |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| Yan et al. | Physical modeling of pulse artefact sources in simultaneous EEG/fMRI | |
| US11083401B2 (en) | Electric field encephalography: electric field based brain signal detection and monitoring | |
| van der Meer et al. | Carbon-wire loop based artifact correction outperforms post-processing EEG/fMRI corrections—A validation of a real-time simultaneous EEG/fMRI correction method | |
| Su et al. | Mapping tonotopic organization in human temporal cortex: representational similarity analysis in EMEG source space | |
| JP3841075B2 (en) | Biopsy device | |
| EP3785624A1 (en) | Image generation apparatus, conductivity acquisition apparatus, image generation method, and program | |
| Broser et al. | Optically pumped magnetometers disclose magnetic field components of the muscular action potential | |
| JP2020151023A (en) | Magnetic field detection device, magnetic field detection method, biological magnetic field measuring system, and rehabilitation technique | |
| Martinek et al. | A low-cost system for seismocardiography-based cardiac triggering: A practical solution for cardiovascular magnetic resonance imaging at 3 tesla | |
| US20120043969A1 (en) | Impedance Tomography Apparatus | |
| JP2020092982A (en) | Biomagnetic field measurement device and biomagnetic field measurement method | |
| Bu et al. | Peripheral nerve magnetoneurography with optically pumped magnetometers | |
| Brazdzionis et al. | Measuring the electromagnetic field of the human brain at a distance using a shielded electromagnetic field channel | |
| Brazdzionis et al. | Evaluating the intrinsic electromagnetic field generated by neurons from repetitive motor activities in humans with a non-contact non-invasive electromagnetic helmet | |
| US20230181078A1 (en) | Systems and devices for detecting coronary artery disease using magnetic field maps | |
| Chowdhury et al. | Reference layer artefact subtraction (RLAS): electromagnetic simulations | |
| EP3646782A1 (en) | Biomagnetic-field measurement apparatus, biomagnetic-field measurement method, and magnetic shield box | |
| JP7151450B2 (en) | Magnetic field shield box, biomagnetic field measuring device | |
| Herdman et al. | A practical guide for MEG and beamforming | |
| JP2022147846A (en) | Device and system for measuring magnetism | |
| Jenkins et al. | The elicitation of audiovisual steady-state responses: multi-sensory signal congruity and phase effects | |
| JP2020069350A (en) | Biological magnetic field detecting device | |
| Szumilas et al. | Verification of the functionality of device for monitoring human tremor | |
| CN105559770B (en) | Nei Tan formulas biological tissue magnetic distribution map measuring device | |
| Broser et al. | Quantitative and geometric motor unit analysis using magnetomyography |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| A621 | Written request for application examination |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A621 Effective date: 20210915 |
|
| A131 | Notification of reasons for refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131 Effective date: 20220531 |
|
| A977 | Report on retrieval |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A971007 Effective date: 20220531 |
|
| A761 | Written withdrawal of application |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A761 Effective date: 20220912 |