JP3231847B2 - 生体磁気計測装置 - Google Patents
生体磁気計測装置Info
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- JP3231847B2 JP3231847B2 JP21171492A JP21171492A JP3231847B2 JP 3231847 B2 JP3231847 B2 JP 3231847B2 JP 21171492 A JP21171492 A JP 21171492A JP 21171492 A JP21171492 A JP 21171492A JP 3231847 B2 JP3231847 B2 JP 3231847B2
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- JP
- Japan
- Prior art keywords
- grid
- display
- current
- magnetic field
- distribution
- Prior art date
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- Expired - Lifetime
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Classifications
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
- G01R33/00—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables
- G01R33/20—Arrangements or instruments for measuring magnetic variables involving magnetic resonance
- G01R33/28—Details of apparatus provided for in groups G01R33/44 - G01R33/64
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/24—Detecting, measuring or recording bioelectric or biomagnetic signals of the body or parts thereof
- A61B5/242—Detecting biomagnetic fields, e.g. magnetic fields produced by bioelectric currents
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- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
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- Measurement And Recording Of Electrical Phenomena And Electrical Characteristics Of The Living Body (AREA)
- Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)
- Image Processing (AREA)
- Image Analysis (AREA)
- Medical Treatment And Welfare Office Work (AREA)
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、生物体の内部における
活動性の部分の位置を推定することを目的として、生体
磁気計測装置を使用することにより連続的に評価される
電流源の領域を拡大した画像を表示するための磁気画像
形成方法およびその形成装置に関する。上記の生体磁気
計測装置としては、例えば、生物体の内部から発生する
磁界を測定するための超伝導量子干渉デバイス（Superc
onducting Quantum Interference Device, 以下、ＳＱ
ＵＩＤと略記する）が含まれる。
活動性の部分の位置を推定することを目的として、生体
磁気計測装置を使用することにより連続的に評価される
電流源の領域を拡大した画像を表示するための磁気画像
形成方法およびその形成装置に関する。上記の生体磁気
計測装置としては、例えば、生物体の内部から発生する
磁界を測定するための超伝導量子干渉デバイス（Superc
onducting Quantum Interference Device, 以下、ＳＱ
ＵＩＤと略記する）が含まれる。
【０００２】
【従来の技術】超伝導デバイス技術の最近の進歩によ
り、近年は、ＳＱＵＩＤを利用した高感度の生体磁気計
測装置が医学用診断装置として使用されようとしてい
る。この種の装置は、脳磁図（Magnetoencephalograms,
ＭＥＧ）や、心磁図（Magnetocardiograms, ＭＣＧ）
として適用されており、その動作は次のとおりである。
すなわち、生物体の内部の電流源は、同時に微弱な磁界
を発生する。それゆえに、この磁界分布から生物体の内
部における活動部位を逆推定することは、生物体内の患
部の診断に対して有効であることが期待される。逆推定
という用語は、生物体内の電流源の位置および／または
その分布を推定するために上記の測定による磁界が使用
されるようなアルゴリスムに関連している。上記測定磁
界から心臓疾患や脳機能障害を解析することを目的とし
て、磁界発生源として作用する電流源の位置が推定され
る。この目的のために、電流双極子が電流源モデルとし
て使用され、かつ、この電流双極子は均一の導体モデル
を用いて評価される。さらに、上記電流双極子は短い電
流として取り扱われ、小さな領域における過渡的な電流
の流れを示すために使用される。このような仮想電流源
による計算磁界が測定磁界に等しくなるような電流分布
を決定するために、逆問題のアプローチが用いられる。
この逆問題のアプローチに従って、対応する計算磁界が
測定磁界におおよそ等しい位置へ上記電流双極子の評価
値を移すために一つのアルゴリスムが使用される。この
ようにして使用されるアルゴリスムは、最小二乗法に基
づいている（後述の式（５）を参照のこと）。
り、近年は、ＳＱＵＩＤを利用した高感度の生体磁気計
測装置が医学用診断装置として使用されようとしてい
る。この種の装置は、脳磁図（Magnetoencephalograms,
ＭＥＧ）や、心磁図（Magnetocardiograms, ＭＣＧ）
として適用されており、その動作は次のとおりである。
すなわち、生物体の内部の電流源は、同時に微弱な磁界
を発生する。それゆえに、この磁界分布から生物体の内
部における活動部位を逆推定することは、生物体内の患
部の診断に対して有効であることが期待される。逆推定
という用語は、生物体内の電流源の位置および／または
その分布を推定するために上記の測定による磁界が使用
されるようなアルゴリスムに関連している。上記測定磁
界から心臓疾患や脳機能障害を解析することを目的とし
て、磁界発生源として作用する電流源の位置が推定され
る。この目的のために、電流双極子が電流源モデルとし
て使用され、かつ、この電流双極子は均一の導体モデル
を用いて評価される。さらに、上記電流双極子は短い電
流として取り扱われ、小さな領域における過渡的な電流
の流れを示すために使用される。このような仮想電流源
による計算磁界が測定磁界に等しくなるような電流分布
を決定するために、逆問題のアプローチが用いられる。
この逆問題のアプローチに従って、対応する計算磁界が
測定磁界におおよそ等しい位置へ上記電流双極子の評価
値を移すために一つのアルゴリスムが使用される。この
ようにして使用されるアルゴリスムは、最小二乗法に基
づいている（後述の式（５）を参照のこと）。
【０００３】前述の生体磁気計測装置は、核磁気共鳴に
よる診断装置（Magnetic ResonanceImaging, ＭＲＩ）
と混同すべきものではない。このＭＲＩでは、生体の構
造的な情報しか検出できない。今回の対象とする発明
は、身体内の電気信号の伝搬路、特に脳の神経信号伝達
路を検出したり心臓の電気信号の伝搬路を検出したりす
ることによって器官の機能的状態を決定する方面に向け
られている。上記の生物体内の電流の流れにより生成さ
れる磁界の大きさを示すと、脳による磁界は約10 -14 テ
スラであり、また一方で、心磁図による磁界は約10-11
テスラである。このような電流と等価的な電流双極子の
振幅と位置とを決定するために、上記の磁界が測定され
る。
よる診断装置（Magnetic ResonanceImaging, ＭＲＩ）
と混同すべきものではない。このＭＲＩでは、生体の構
造的な情報しか検出できない。今回の対象とする発明
は、身体内の電気信号の伝搬路、特に脳の神経信号伝達
路を検出したり心臓の電気信号の伝搬路を検出したりす
ることによって器官の機能的状態を決定する方面に向け
られている。上記の生物体内の電流の流れにより生成さ
れる磁界の大きさを示すと、脳による磁界は約10 -14 テ
スラであり、また一方で、心磁図による磁界は約10-11
テスラである。このような電流と等価的な電流双極子の
振幅と位置とを決定するために、上記の磁界が測定され
る。
【０００４】上記の生体磁気計測装置は、現在、当分野
において入手可能である。例えば、バイオテクノロジー
社（Bio-magnetic Technology Incorporated, ＢＴｉ）
は、ＳＱＵＩＤを利用した脳磁図を製造している。さら
に、他の脳磁界計測装置が、ドイツのジーメンス（Siem
ens ）およびカナダのＣＴＦにより製作されている。
において入手可能である。例えば、バイオテクノロジー
社（Bio-magnetic Technology Incorporated, ＢＴｉ）
は、ＳＱＵＩＤを利用した脳磁図を製造している。さら
に、他の脳磁界計測装置が、ドイツのジーメンス（Siem
ens ）およびカナダのＣＴＦにより製作されている。
【０００５】図２２は、従来の生体磁気計測装置の動作
を説明するためのフローチャートである。図２２に示す
ように、従来の生体磁気計測装置においては、心臓内の
電流源を評価するために、例えば、均一かつ半無限長の
トルソ（Torso ）の導体モデルが使用される（Ｓ１）。
一方、頭に対しては、均一なまたは多層の同心球がモデ
ルとして使用され得る。ここで、上記の心臓のモデルに
対し電流双極子のパラメータが推定により設定される
（Ｓ２）。さらに、これらのパラメータに基づいた磁界
Ｂc が計算される（Ｓ３）。また一方で、生物体内の心
臓の磁界が測定され（Ｓ４）、この測定された磁界Ｂm
がコンピュータに入力される（Ｓ５）。測定による磁界
と計算による磁界との差の二乗和を評価関数として用
い、これを最小にするような電流双極子が、電流源の位
置であると推定できる（このことはまた、逆推定という
形式で既に述べている）。こうして、測定による磁界Ｂ
m と計算による磁界Ｂc とが比較される（Ｓ６）。も
し、二乗誤差が最小になっていれば（Ｓ７）、電流双極
子の分布が表示される（Ｓ８）。もし、上記の二乗誤差
が期待される最小値よりも大きければ（Ｓ７）、電流双
極子のパラメータが修正され（Ｓ９）、この修正により
新たに設定された電流双極子に基づいて磁界Ｂc が再計
算される（Ｓ３）。
を説明するためのフローチャートである。図２２に示す
ように、従来の生体磁気計測装置においては、心臓内の
電流源を評価するために、例えば、均一かつ半無限長の
トルソ（Torso ）の導体モデルが使用される（Ｓ１）。
一方、頭に対しては、均一なまたは多層の同心球がモデ
ルとして使用され得る。ここで、上記の心臓のモデルに
対し電流双極子のパラメータが推定により設定される
（Ｓ２）。さらに、これらのパラメータに基づいた磁界
Ｂc が計算される（Ｓ３）。また一方で、生物体内の心
臓の磁界が測定され（Ｓ４）、この測定された磁界Ｂm
がコンピュータに入力される（Ｓ５）。測定による磁界
と計算による磁界との差の二乗和を評価関数として用
い、これを最小にするような電流双極子が、電流源の位
置であると推定できる（このことはまた、逆推定という
形式で既に述べている）。こうして、測定による磁界Ｂ
m と計算による磁界Ｂc とが比較される（Ｓ６）。も
し、二乗誤差が最小になっていれば（Ｓ７）、電流双極
子の分布が表示される（Ｓ８）。もし、上記の二乗誤差
が期待される最小値よりも大きければ（Ｓ７）、電流双
極子のパラメータが修正され（Ｓ９）、この修正により
新たに設定された電流双極子に基づいて磁界Ｂc が再計
算される（Ｓ３）。
【０００６】上記の生体磁気計測装置を含む多くの異な
った分野ならびに電流双極子の決定が要望される他の分
野において、電流双極子の強度および位置を決定するた
めに前述のアプローチが用いられる。しかしながら、こ
のアプローチにおいては、幾つかの問題が内在してい
る。測定による磁界と計算による磁界との間の二乗誤差
において局所的な極小点によって、双極子のパラメータ
に対する誤った解が提供されるおそれが生ずる。また、
電流源を正確な位置に局在化させるためには長い時間が
必要となる。その理由として、評価関数の形状によって
は限られた時間内で正確な解（すなわち、逆問題におけ
る評価関数の全体的な極小値）に収束しないことが挙げ
られる。
った分野ならびに電流双極子の決定が要望される他の分
野において、電流双極子の強度および位置を決定するた
めに前述のアプローチが用いられる。しかしながら、こ
のアプローチにおいては、幾つかの問題が内在してい
る。測定による磁界と計算による磁界との間の二乗誤差
において局所的な極小点によって、双極子のパラメータ
に対する誤った解が提供されるおそれが生ずる。また、
電流源を正確な位置に局在化させるためには長い時間が
必要となる。その理由として、評価関数の形状によって
は限られた時間内で正確な解（すなわち、逆問題におけ
る評価関数の全体的な極小値）に収束しないことが挙げ
られる。
【０００７】前述したように、上記のような非線形のシ
ステムを解くための最小二乗誤差法は、繰り返し計算を
必要とする。このような繰り返し計算を回避する方法と
して、グリッド上の複数のグリッド点に電流双極子を固
定することによって問題を線形化する方法が提案されて
いる。このような方法は、例えば、次のような文献にて
述べられている。すなわち、１つめは、ジェフス（Jeff
fs）他著の“脳磁気イメージング再構成の評価（An Eva
luation of Methods for Neuromagnetics Image Recons
truction）”〔ＩＥＥＥ トランスアクションズ オン
バイオメディカル エンジニアリング（IEEE Transac
tions on Biomedical Engineering ），ＢＭＥ−３４
巻，Ｎｏ．９，１９８７年９月発行，７１３頁〜７２３
頁〕，２つめは、スミス（Smith ）他著の“３次元電流
分布に適用される線形的な評価理論（Linear Estimatio
n Theory Applied to the Reconstruction of 3-D Vect
or Current Distribution ）”〔アプライド オプティ
クス（Applied Optics），２９巻，Ｎｏ．５，１９９０
年発行，６５８頁〜６６７頁〕，および３つめは、サル
バス（Sarvas）著の“生体磁気逆問題に関する基本的な
数学的および電磁気学的概念（Basic Mathematical and
Electromagnetic Concepts of the Biomagnetic Inver
se Problem）”〔Phys. Med. Bio.,３２，１９８９年発
行，１１頁〜２２頁〕である。すなわち、上記の測定に
よる磁界を電流双極子の強さと線形連立方程式を用いて
関係づけることにより最小二乗解を得ることができる。
ピックアップ・コイルにより得られる測定磁界と、線形
連立方程式により得られるグリッド点の各々における電
流双極子の強度との関係を表すために、所定の各グリッ
ド点に対し電流双極子の分布を定める。ｎ個の電流双極
子の各々の３方向における電流強度は、（ｑ1x，ｑ1y，
ｑ1z）…（ｑnx，ｑny，ｑnz）として定義され、それぞ
れ対応するグリッド上の各グリッド点の位置は、
（ｘ1 ′，ｙ1 ′，ｚ1 ′）…（ｘn ′，ｙn ′，
ｚn ′）として定義される。さらに、ｍ個のピックアッ
プ・コイルを用いて測定される磁界の各々の３方向にお
ける磁界強度は、（ｂ1x，ｂ1y，ｂ1z）…（ｂmx，
ｂmy，ｂmz）として定義され、それぞれ対応するピック
アップ・コイルの各々の位置は、（ｘ1 ，ｙ1 ，ｚ1 ）
…（ｘm ，ｙm ，ｚm）として定義される。さらに、電
流双極子のベクトルＱは、Ｑ＝（ｑ1 ，ｑ2 ，…ｑn ）
T とし、測定磁界のベクトルＢm は、Ｂm ＝（ｂ1 ，ｂ
2 ，…ｂm ）Tと定める。ビオ−サバールの法則に基づ
いて、係数Ａの行列（マトリクス）は、次の式（１）に
より与えられる。
ステムを解くための最小二乗誤差法は、繰り返し計算を
必要とする。このような繰り返し計算を回避する方法と
して、グリッド上の複数のグリッド点に電流双極子を固
定することによって問題を線形化する方法が提案されて
いる。このような方法は、例えば、次のような文献にて
述べられている。すなわち、１つめは、ジェフス（Jeff
fs）他著の“脳磁気イメージング再構成の評価（An Eva
luation of Methods for Neuromagnetics Image Recons
truction）”〔ＩＥＥＥ トランスアクションズ オン
バイオメディカル エンジニアリング（IEEE Transac
tions on Biomedical Engineering ），ＢＭＥ−３４
巻，Ｎｏ．９，１９８７年９月発行，７１３頁〜７２３
頁〕，２つめは、スミス（Smith ）他著の“３次元電流
分布に適用される線形的な評価理論（Linear Estimatio
n Theory Applied to the Reconstruction of 3-D Vect
or Current Distribution ）”〔アプライド オプティ
クス（Applied Optics），２９巻，Ｎｏ．５，１９９０
年発行，６５８頁〜６６７頁〕，および３つめは、サル
バス（Sarvas）著の“生体磁気逆問題に関する基本的な
数学的および電磁気学的概念（Basic Mathematical and
Electromagnetic Concepts of the Biomagnetic Inver
se Problem）”〔Phys. Med. Bio.,３２，１９８９年発
行，１１頁〜２２頁〕である。すなわち、上記の測定に
よる磁界を電流双極子の強さと線形連立方程式を用いて
関係づけることにより最小二乗解を得ることができる。
ピックアップ・コイルにより得られる測定磁界と、線形
連立方程式により得られるグリッド点の各々における電
流双極子の強度との関係を表すために、所定の各グリッ
ド点に対し電流双極子の分布を定める。ｎ個の電流双極
子の各々の３方向における電流強度は、（ｑ1x，ｑ1y，
ｑ1z）…（ｑnx，ｑny，ｑnz）として定義され、それぞ
れ対応するグリッド上の各グリッド点の位置は、
（ｘ1 ′，ｙ1 ′，ｚ1 ′）…（ｘn ′，ｙn ′，
ｚn ′）として定義される。さらに、ｍ個のピックアッ
プ・コイルを用いて測定される磁界の各々の３方向にお
ける磁界強度は、（ｂ1x，ｂ1y，ｂ1z）…（ｂmx，
ｂmy，ｂmz）として定義され、それぞれ対応するピック
アップ・コイルの各々の位置は、（ｘ1 ，ｙ1 ，ｚ1 ）
…（ｘm ，ｙm ，ｚm）として定義される。さらに、電
流双極子のベクトルＱは、Ｑ＝（ｑ1 ，ｑ2 ，…ｑn ）
T とし、測定磁界のベクトルＢm は、Ｂm ＝（ｂ1 ，ｂ
2 ，…ｂm ）Tと定める。ビオ−サバールの法則に基づ
いて、係数Ａの行列（マトリクス）は、次の式（１）に
より与えられる。
【数１】
【０００８】さらに、上記方程式の各要素は次の式
（２）のように表される。
（２）のように表される。
【数２】
【０００９】ここで、、式（２）中の係数行列の各要素
は、ビオ−サバールの法則を用いて次の式（３）から得
られる。
は、ビオ−サバールの法則を用いて次の式（３）から得
られる。
【数３】 式（２）の方程式Ｂm ＝ＡＱは、電流双極子の位置とピ
ックアップ・コイルの位置により決定される線形方程式
である。それゆえに、測定数ｍが未知数ｎに等しい場合
には、電流双極子の値Ｑは、上記の式（３）を解くこと
により得られる。もし、係数行列Ａが正則行列であれ
ば、逆行列Ａ-1が存在するので、電流双極子の分布Ｑ
は、次の式（４）を直接解くことにより得られる。
ックアップ・コイルの位置により決定される線形方程式
である。それゆえに、測定数ｍが未知数ｎに等しい場合
には、電流双極子の値Ｑは、上記の式（３）を解くこと
により得られる。もし、係数行列Ａが正則行列であれ
ば、逆行列Ａ-1が存在するので、電流双極子の分布Ｑ
は、次の式（４）を直接解くことにより得られる。
【数４】
【００１０】しかしながら、上記の係数行列Ａが正則行
列でない（特異である）場合またはｎがｍよりも大きい
場合（ｎ＞ｍ）は、逆行列が得られず、一意性の解は存
在しない。ところが、この場合に、係数行列Ａの列ベク
トルが各々独立であるときは、係数行列Ａと転置行列Ａ
T の積ＡT Ａが正方行列ＡT Ａになり、可逆である。し
たがって、この場合は、次の式（５）を最小にすると共
にＱ c として表される最小二乗解は、さらに次の通常の
式（６）により与えられる。
列でない（特異である）場合またはｎがｍよりも大きい
場合（ｎ＞ｍ）は、逆行列が得られず、一意性の解は存
在しない。ところが、この場合に、係数行列Ａの列ベク
トルが各々独立であるときは、係数行列Ａと転置行列Ａ
T の積ＡT Ａが正方行列ＡT Ａになり、可逆である。し
たがって、この場合は、次の式（５）を最小にすると共
にＱ c として表される最小二乗解は、さらに次の通常の
式（６）により与えられる。
【数５】 ここで、式（５）は、測定磁界Ｂm と計算磁界Ｂc （Ｂ
c ＝ＡＱ c ）との差の二乗を合計したものである。結
局、式（６）は次のようになる。
c ＝ＡＱ c ）との差の二乗を合計したものである。結
局、式（６）は次のようになる。
【数６】 このように最小二乗解を示す式（６）は、ストラング
（Strang）著の“線形代数学およびその応用（Linear A
lgebra and Its Applications ）”〔アカデミック プ
レス インコーポレイティド（ACADEMIC PRESS, IN
C.），ニューヨーク，１９８０年発行〕に記述されてお
り、この文献の内容は、関係する箇所に組み込まれてい
る。上記の式（５）においては、仮想双極子の位置
ｘ′，ｙ′，ｚ′と双極子の強さｑx ，ｑy ，ｑz がパ
ラメータβにより定義される。
（Strang）著の“線形代数学およびその応用（Linear A
lgebra and Its Applications ）”〔アカデミック プ
レス インコーポレイティド（ACADEMIC PRESS, IN
C.），ニューヨーク，１９８０年発行〕に記述されてお
り、この文献の内容は、関係する箇所に組み込まれてい
る。上記の式（５）においては、仮想双極子の位置
ｘ′，ｙ′，ｚ′と双極子の強さｑx ，ｑy ，ｑz がパ
ラメータβにより定義される。
【００１１】さらに、係数行列Ａが正則行列でない場合
に、この行列Ａの列ベクトルが独立でないときは（すな
わち、階数（Ａ）＜ｎ）、ＡT Ａの逆行列は存在しな
い。このときには、特異値分解（Singular Value Decom
position）が利用される。
に、この行列Ａの列ベクトルが独立でないときは（すな
わち、階数（Ａ）＜ｎ）、ＡT Ａの逆行列は存在しな
い。このときには、特異値分解（Singular Value Decom
position）が利用される。
【００１２】この特異値分解に従って、所望の（ｍ×ｎ
の）行列Ａは、次の式（７）のように分解することがで
きる。
の）行列Ａは、次の式（７）のように分解することがで
きる。
【数７】 すなわち、行列Ａは、ｍ×ｍの直交行列Ｕと、ｍ×ｎの
対角行列Λと、（ｎ×ｎ）の直交行列Ｖとから構成され
る。ここで、Λは、次のような内容の対角行列である。
すなわち、値が小さくなる順に対角線上に配置されるＡ
T ＡおよびＡＡ T の固有値の平方根が、行列の各々の要
素または特異値λi （ｉ＝１，２，…ｍ）であるような
対角行列である。さらに、上記のＵおよびＶは、ＡT Ａ
およびＡＡT の固有ベクトルをそれぞれ示している。こ
のようなことは、フォーサイズ（Forsythe）らにより１
９７８年にニュージャージーのプレンティス─ホール
（Prentice-Hall)にて発表された“コンピュータによる
数学的計算方法（Computer Methods for Mathematical
Computations）”に記載されており、この文献の内容
は、関係する箇所に組み込まれている。
対角行列Λと、（ｎ×ｎ）の直交行列Ｖとから構成され
る。ここで、Λは、次のような内容の対角行列である。
すなわち、値が小さくなる順に対角線上に配置されるＡ
T ＡおよびＡＡ T の固有値の平方根が、行列の各々の要
素または特異値λi （ｉ＝１，２，…ｍ）であるような
対角行列である。さらに、上記のＵおよびＶは、ＡT Ａ
およびＡＡT の固有ベクトルをそれぞれ示している。こ
のようなことは、フォーサイズ（Forsythe）らにより１
９７８年にニュージャージーのプレンティス─ホール
（Prentice-Hall)にて発表された“コンピュータによる
数学的計算方法（Computer Methods for Mathematical
Computations）”に記載されており、この文献の内容
は、関係する箇所に組み込まれている。
【００１３】この場合、前述の式（４）における最小二
乗法による最小二乗最小ノルム解（Least-square Minim
um-norm Solution）Ｑ + は、一般逆行列に対する次のよ
うな式から得られる。
乗法による最小二乗最小ノルム解（Least-square Minim
um-norm Solution）Ｑ + は、一般逆行列に対する次のよ
うな式から得られる。
【数８】 ここで、Λ+ は、次の式（９）に示す要素を有する対角
行列である。
行列である。
【数９】 ただし、この式（９）は、λi が零（０）でないときに
成立する。もしλ+ iが零であれば、λi も零になる。
（ｎ×ｎ）の正方行列から任意（ｍ×ｎ）の行列にまで
逆行列Ａ-1を拡張する場合、Λ+ は擬似逆行列（Pseudo
Inverse Matrix ）になる。
成立する。もしλ+ iが零であれば、λi も零になる。
（ｎ×ｎ）の正方行列から任意（ｍ×ｎ）の行列にまで
逆行列Ａ-1を拡張する場合、Λ+ は擬似逆行列（Pseudo
Inverse Matrix ）になる。
【００１４】ここでは、複数の電流双極子をモデルとし
て仮定しているので、正規方程式を利用した方法や、特
異値分解を利用した方法が、複数の電流双極子の密度分
布を得るために有効である。この場合には、正規方程式
を使用するかまたは特異値分解を使用することによって
一旦逆行列が求められれば、式（８）に示すように単に
測定磁界の値Ｂm に係数Ａ+ を掛けるか、または、式
（６）に示すように単に上記測定磁界の値Ｂm に（ＡT
Ａ）-1ＡT を掛けることにより電流双極子の密度分布Ｑ
を簡単に得ることができる。したがって、このような方
法によれば、非線形の最小２乗法を解くための繰返し計
算を使用した場合よりも高速で複数の電流双極子の分布
を得ることが可能である。
て仮定しているので、正規方程式を利用した方法や、特
異値分解を利用した方法が、複数の電流双極子の密度分
布を得るために有効である。この場合には、正規方程式
を使用するかまたは特異値分解を使用することによって
一旦逆行列が求められれば、式（８）に示すように単に
測定磁界の値Ｂm に係数Ａ+ を掛けるか、または、式
（６）に示すように単に上記測定磁界の値Ｂm に（ＡT
Ａ）-1ＡT を掛けることにより電流双極子の密度分布Ｑ
を簡単に得ることができる。したがって、このような方
法によれば、非線形の最小２乗法を解くための繰返し計
算を使用した場合よりも高速で複数の電流双極子の分布
を得ることが可能である。
【００１５】磁界強度と電流双極子の位置との関係を線
形連立方程式により表現し、かつ、正規方程式により一
般逆行列を得るための手法においては、初期推定値に基
づいて、比較的大きな電流双極子の強度を有する領域を
より細かく分割していく方法が知られている。このよう
なことは、岡田他著の“脳の神経活動を目に見えるよう
にするための一方法としての電流密度イメージング（Cu
rrent Density Imaging as a Method of Visualizing N
euronal Activity of the Brain ）”〔ソサイアティ
フォー ニューロサイアンス アブストラクト（Sociat
y for Neuroscience Abstracts），５０９．１６，１９
９０年発行，１２４１頁〕に記載されており、この文献
の内容は、関係する箇所に組み込まれている。上記の方
法においては、周辺の領域に存在するグリッド点をその
ままにした状態で電流双極子の分解能が改善される。し
かしながら、この方法では、上記の比較的大きな電流双
極子の領域を副区間（Subsection）に分割することによ
って電流双極子位置付け用のグリッド点の数が増大し、
さらに、ピックアップ・コイルの数が有限であるため
に、上記の分解能が制限されてしまう。その上、岡田ら
の方法は、電流双極子の平面（電流源の平面）が測定平
面に平行であることを前提条件としており、適応性のあ
るグリッド点の分布の方法や、このような電流源分布を
表示する方法に関しては記述されていない。
形連立方程式により表現し、かつ、正規方程式により一
般逆行列を得るための手法においては、初期推定値に基
づいて、比較的大きな電流双極子の強度を有する領域を
より細かく分割していく方法が知られている。このよう
なことは、岡田他著の“脳の神経活動を目に見えるよう
にするための一方法としての電流密度イメージング（Cu
rrent Density Imaging as a Method of Visualizing N
euronal Activity of the Brain ）”〔ソサイアティ
フォー ニューロサイアンス アブストラクト（Sociat
y for Neuroscience Abstracts），５０９．１６，１９
９０年発行，１２４１頁〕に記載されており、この文献
の内容は、関係する箇所に組み込まれている。上記の方
法においては、周辺の領域に存在するグリッド点をその
ままにした状態で電流双極子の分解能が改善される。し
かしながら、この方法では、上記の比較的大きな電流双
極子の領域を副区間（Subsection）に分割することによ
って電流双極子位置付け用のグリッド点の数が増大し、
さらに、ピックアップ・コイルの数が有限であるため
に、上記の分解能が制限されてしまう。その上、岡田ら
の方法は、電流双極子の平面（電流源の平面）が測定平
面に平行であることを前提条件としており、適応性のあ
るグリッド点の分布の方法や、このような電流源分布を
表示する方法に関しては記述されていない。
【００１６】
【発明が解決しようとする課題】前述のように、上記の
ような線形連立方程式の最小二乗解に基づき精度良く電
流双極子の強度分布を得るためには、センサーの数ｍ
は、電流双極子の数ｎに等しいかそれよりも大きくなけ
ればならない。それゆえに、医学用診断に要求される数
mmの精度でもって電流双極子の位置を評価するために
は、磁界強度測定用の多数のピックアップ・コイルおよ
びＳＱＵＩＤ磁力計が必要となる。さらに、この場合
は、複数の電流源の動きを表示するためのリアルタイム
の装置を実現することも不可能である。
ような線形連立方程式の最小二乗解に基づき精度良く電
流双極子の強度分布を得るためには、センサーの数ｍ
は、電流双極子の数ｎに等しいかそれよりも大きくなけ
ればならない。それゆえに、医学用診断に要求される数
mmの精度でもって電流双極子の位置を評価するために
は、磁界強度測定用の多数のピックアップ・コイルおよ
びＳＱＵＩＤ磁力計が必要となる。さらに、この場合
は、複数の電流源の動きを表示するためのリアルタイム
の装置を実現することも不可能である。
【００１７】本発明は上記問題点に鑑みてなされたもの
であり、関係する全領域にわたり所定の分解能を得るの
に従来必要とされる数よりもはるかに少ない数のピック
アップ・コイル等のセンサーを用いて達成される高分解
能の電流源の分布を、所望の大きさにまで拡大した画像
を表示するための生体磁気計測装置を提供することを目
的とするものである。
であり、関係する全領域にわたり所定の分解能を得るの
に従来必要とされる数よりもはるかに少ない数のピック
アップ・コイル等のセンサーを用いて達成される高分解
能の電流源の分布を、所望の大きさにまで拡大した画像
を表示するための生体磁気計測装置を提供することを目
的とするものである。
【００１８】さらに、本発明は、正規方程式や特異値分
解を利用して線形連立方程式の最小二乗解を解くことに
より電流源の分布を得ることが可能な生体磁気計測装置
を提供することを他の目的とするものである。
解を利用して線形連立方程式の最小二乗解を解くことに
より電流源の分布を得ることが可能な生体磁気計測装置
を提供することを他の目的とするものである。
【００１９】また、本発明は、ＭＲＩデータや生体磁気
学上の画像形成用データを含むような医学上の画像形成
用データを表示するための生体磁気計測装置を提供する
ことをさらに他の目的とするものである。
学上の画像形成用データを含むような医学上の画像形成
用データを表示するための生体磁気計測装置を提供する
ことをさらに他の目的とするものである。
【００２０】
【課題を解決するための手段】本発明は、従来の技術に
対し幾つかの利点を提供する。従来技術においては、特
に、現在入手可能な生体磁気計測装置は、単一の双極子
を表示することしかできないという欠点があった。また
一方で、多数の双極子が論議の対象となる場合には、充
分な分解能を達成するために、多くのピックアップ・コ
イルが必要になると思われる。本発明は、比較的少ない
数のピックアップ・コイルを使用して多数の双極子を所
望の大きさにまで拡大した画像を表示することが可能な
生体磁気計測装置を提供することにより、上記のような
従来技術の欠点を解決するものである。
対し幾つかの利点を提供する。従来技術においては、特
に、現在入手可能な生体磁気計測装置は、単一の双極子
を表示することしかできないという欠点があった。また
一方で、多数の双極子が論議の対象となる場合には、充
分な分解能を達成するために、多くのピックアップ・コ
イルが必要になると思われる。本発明は、比較的少ない
数のピックアップ・コイルを使用して多数の双極子を所
望の大きさにまで拡大した画像を表示することが可能な
生体磁気計測装置を提供することにより、上記のような
従来技術の欠点を解決するものである。
【００２１】具体的には、本発明により物体の内部の電
流源の画像を形成するための生体磁気計測装置は、次の
４つの手段から構成される。すなわち、まず初めに、第
１の領域を有すると共に多数のグリッド点を有する１つ
のグリッドを定義する第１の手段であり、第２に、上記
物体においてこの定義されたグリッドに対応する部分内
に位置する電流源により生成される磁界を測定する第２
の手段であり、第３に、この測定された磁界に基づいて
上記の定義されたグリッド上の電流源の分布を決定する
第３の手段であり、第４に、上記グリッド上に分布する
電流源の分解能を高めるために、上記第１の領域よりも
小さい第２の領域内に上記の定義されたグリッドを修正
する第４の手段である。
流源の画像を形成するための生体磁気計測装置は、次の
４つの手段から構成される。すなわち、まず初めに、第
１の領域を有すると共に多数のグリッド点を有する１つ
のグリッドを定義する第１の手段であり、第２に、上記
物体においてこの定義されたグリッドに対応する部分内
に位置する電流源により生成される磁界を測定する第２
の手段であり、第３に、この測定された磁界に基づいて
上記の定義されたグリッド上の電流源の分布を決定する
第３の手段であり、第４に、上記グリッド上に分布する
電流源の分解能を高めるために、上記第１の領域よりも
小さい第２の領域内に上記の定義されたグリッドを修正
する第４の手段である。
【００２２】さらに、本発明により物体の内部の電流源
の電流強度分布を形成するための生体磁気計測装置は、
次の３つの構成成分を備える。すなわち、物体内に位置
する電流源により生成される磁界を検出すると共にこの
検出された磁界に対応する測定信号を供給するための計
測部と、第１の領域を有すると共に多数のグリッド点を
有する１つのグリッドを定義し、さらに、上記測定信号
を処理してこの定義されたグリッド上の電流源の分布を
決定し、さらに、上記第１の領域よりも小さい第２の領
域内に上記の定義されたグリッドを修正し、そして、こ
の修正されたグリッド上の電流源の分布を決定するため
の手段と、上記の定義されたグリッド上の電流源の分布
および上記の修正されたグリッド上の電流源の分布を表
示するための表示手段とである。上記検出部は、複数の
磁界検出用のピックアップ・コイルと、これらのピック
アップ・コイルにそれぞれ連結され、かつ、感知された
磁界に対応する検出信号を供給する複数のＳＱＵＩＤ磁
束計とを有している。
の電流強度分布を形成するための生体磁気計測装置は、
次の３つの構成成分を備える。すなわち、物体内に位置
する電流源により生成される磁界を検出すると共にこの
検出された磁界に対応する測定信号を供給するための計
測部と、第１の領域を有すると共に多数のグリッド点を
有する１つのグリッドを定義し、さらに、上記測定信号
を処理してこの定義されたグリッド上の電流源の分布を
決定し、さらに、上記第１の領域よりも小さい第２の領
域内に上記の定義されたグリッドを修正し、そして、こ
の修正されたグリッド上の電流源の分布を決定するため
の手段と、上記の定義されたグリッド上の電流源の分布
および上記の修正されたグリッド上の電流源の分布を表
示するための表示手段とである。上記検出部は、複数の
磁界検出用のピックアップ・コイルと、これらのピック
アップ・コイルにそれぞれ連結され、かつ、感知された
磁界に対応する検出信号を供給する複数のＳＱＵＩＤ磁
束計とを有している。
【００２３】
【作用】本発明においては、グリッド内の第２の領域が
第１の領域よりも常に小さくなるように評価の対象とな
るグリッドを順次修正していく。すなわち、本発明で
は、電流源の活動性の領域を常に含みながらその一方で
可能性あるグリッド点の数を一定に保った状態で、評価
用電流双極子のグリッドを徐々に縮小することにより、
単位面積あたりのグリッド点の数を増加させて分解能の
改善を図るようにしている。このようにすれば、グリッ
ド点に対応して配置されるピックアップ・コイルの数が
従来のように増加することはない。かくして、本発明で
は、従来より少ない数のピックアップ・コイル等のセン
サーを用いて生物体内で発生する磁界を検出することに
より電流双極子の位置を高精度でもって評価することが
可能となり、比較的高分解能の逆評価が実現される。さ
らに、この場合、電流双極子のグリッドは、要求される
分解能を達成するために必要な回数だけ縮小することが
可能である。本発明のすべての目的および利点は、後述
の添付図面に基づく実施例の説明からより明らかになる
であろう。
第１の領域よりも常に小さくなるように評価の対象とな
るグリッドを順次修正していく。すなわち、本発明で
は、電流源の活動性の領域を常に含みながらその一方で
可能性あるグリッド点の数を一定に保った状態で、評価
用電流双極子のグリッドを徐々に縮小することにより、
単位面積あたりのグリッド点の数を増加させて分解能の
改善を図るようにしている。このようにすれば、グリッ
ド点に対応して配置されるピックアップ・コイルの数が
従来のように増加することはない。かくして、本発明で
は、従来より少ない数のピックアップ・コイル等のセン
サーを用いて生物体内で発生する磁界を検出することに
より電流双極子の位置を高精度でもって評価することが
可能となり、比較的高分解能の逆評価が実現される。さ
らに、この場合、電流双極子のグリッドは、要求される
分解能を達成するために必要な回数だけ縮小することが
可能である。本発明のすべての目的および利点は、後述
の添付図面に基づく実施例の説明からより明らかになる
であろう。
【００２４】
【実施例】以下添付図面を用いて本発明の実施例を詳細
に説明する。図１は、特定の電流源の分布に対する電流
双極子のグリッドが連続的に縮小されるような本発明の
原理を説明するための図である。この場合、図１の
（ａ）に示すように、まず初めに、１つまたはそれ以上
の電流双極子２が存在し得る領域を完全に包囲するよう
に、評価（推定）の対象となる電流双極子のグリッド１
がおおざっぱにかつ粗っぽく設定される。このときに、
前述の式（６）および式（８）に示すような正規方程式
または特異値分解を使用することによって一般擬似逆行
列Ａ+ が得られる。さらに、電流双極子の分布に関する
最初の評価を行うために、上記の一般擬似逆行列に測定
磁界Ｂm を掛けることによって電流双極子Ｑc の再構成
が実行される。次に、図１の（ｂ）に示すように、電流
双極子の位置の評価（推定）に関する改善を目的とし
て、上記の設定された電流双極子のグリッド１を縮小す
ることにより、上記再構成の結果として生ずる電流源の
活動性の領域、すなわち双極子２を含むような縮小され
た評価用電流双極子のグリッド１′を生成する。そし
て、図１の（ｃ）に示すように、この縮小された評価用
電流双極子のグリッド１′をさらに縮小することによ
り、上記再構成の結果として生ずる電流源の活動性の領
域を含むような２回縮小された評価用電流双極子のグリ
ッド１″を生成する。この結果として、電流双極子の位
置の評価の精度がさらに改善される。
に説明する。図１は、特定の電流源の分布に対する電流
双極子のグリッドが連続的に縮小されるような本発明の
原理を説明するための図である。この場合、図１の
（ａ）に示すように、まず初めに、１つまたはそれ以上
の電流双極子２が存在し得る領域を完全に包囲するよう
に、評価（推定）の対象となる電流双極子のグリッド１
がおおざっぱにかつ粗っぽく設定される。このときに、
前述の式（６）および式（８）に示すような正規方程式
または特異値分解を使用することによって一般擬似逆行
列Ａ+ が得られる。さらに、電流双極子の分布に関する
最初の評価を行うために、上記の一般擬似逆行列に測定
磁界Ｂm を掛けることによって電流双極子Ｑc の再構成
が実行される。次に、図１の（ｂ）に示すように、電流
双極子の位置の評価（推定）に関する改善を目的とし
て、上記の設定された電流双極子のグリッド１を縮小す
ることにより、上記再構成の結果として生ずる電流源の
活動性の領域、すなわち双極子２を含むような縮小され
た評価用電流双極子のグリッド１′を生成する。そし
て、図１の（ｃ）に示すように、この縮小された評価用
電流双極子のグリッド１′をさらに縮小することによ
り、上記再構成の結果として生ずる電流源の活動性の領
域を含むような２回縮小された評価用電流双極子のグリ
ッド１″を生成する。この結果として、電流双極子の位
置の評価の精度がさらに改善される。
【００２５】前述のように、電流源の活動性の領域を常
に含みながらその一方で可能性ある電流双極子の点（グ
リッド点）の数を一定に保った状態で、評価用電流双極
子のグリッド１を徐々に縮小することにより、より少な
い数のピックアップ・コイルを用いて比較的高分解能の
逆推定が実現される。すなわち、単位面積あたりのグリ
ッド点の数が増加するので、分解能の改善が図れる。電
流双極子のグリッドは、要求される分解能を達成するた
めに必要な回数だけ縮小することが可能である。
に含みながらその一方で可能性ある電流双極子の点（グ
リッド点）の数を一定に保った状態で、評価用電流双極
子のグリッド１を徐々に縮小することにより、より少な
い数のピックアップ・コイルを用いて比較的高分解能の
逆推定が実現される。すなわち、単位面積あたりのグリ
ッド点の数が増加するので、分解能の改善が図れる。電
流双極子のグリッドは、要求される分解能を達成するた
めに必要な回数だけ縮小することが可能である。
【００２６】図２は本発明の一実施例の概略的なブロッ
ク図である。なお、前述した構成要素と同様のものにつ
いては、同一の参照番号を付して表すこととする。ここ
では、心臓または他の電流発生源に対し測定された磁界
に基づいて、電気的に活動性のある領域２′内の電流源
の位置、すなわち電流双極子２を評価するための生体磁
気計測装置を例示している。本発明の好適実施例によれ
ば、生物体３の内部の電流源により生成される磁界は、
複数のピックアップ・コイル４によって検出される。こ
れらのピックアップ・コイル４は、ＳＱＵＩＤ磁束計５
によってそれぞれ対応する磁気信号を検出し、さらに、
これらの磁気信号は、それぞれ比例する比例電気信号、
すなわち測定信号７に変換される。上記のピックアップ
・コイル４およびＳＱＵＩＤ磁束計５は協働して検出部
６を形成する。このＳＱＵＩＤ磁束計５から出力される
上記の比例電気信号７は、信号処理プロセッサ８により
処理される。この信号処理プロセッサ８は、逆推定を遂
行することにより比例電気信号７を処理し、表示データ
を出力として生成する。制御部９はこの表示データを受
け取り、ディスプレイ１０を駆動するための出力信号を
ディスプレイ１０に供給する。
ク図である。なお、前述した構成要素と同様のものにつ
いては、同一の参照番号を付して表すこととする。ここ
では、心臓または他の電流発生源に対し測定された磁界
に基づいて、電気的に活動性のある領域２′内の電流源
の位置、すなわち電流双極子２を評価するための生体磁
気計測装置を例示している。本発明の好適実施例によれ
ば、生物体３の内部の電流源により生成される磁界は、
複数のピックアップ・コイル４によって検出される。こ
れらのピックアップ・コイル４は、ＳＱＵＩＤ磁束計５
によってそれぞれ対応する磁気信号を検出し、さらに、
これらの磁気信号は、それぞれ比例する比例電気信号、
すなわち測定信号７に変換される。上記のピックアップ
・コイル４およびＳＱＵＩＤ磁束計５は協働して検出部
６を形成する。このＳＱＵＩＤ磁束計５から出力される
上記の比例電気信号７は、信号処理プロセッサ８により
処理される。この信号処理プロセッサ８は、逆推定を遂
行することにより比例電気信号７を処理し、表示データ
を出力として生成する。制御部９はこの表示データを受
け取り、ディスプレイ１０を駆動するための出力信号を
ディスプレイ１０に供給する。
【００２７】図３は、図２の信号処理プロセッサ８、制
御部９およびディスプレイ１０の詳細を示すブロック図
である。図３に示すように、ＳＱＵＩＤ磁束計５から出
力される比例電気信号７は、マルチプレクサ１１により
時分割方式でもって多重化される。さらに、各々の比例
電気信号７は、アナログ／ディジタル変換器（Ａ／Ｄ）
１２によりディジタル信号に変換され、各チャネルの値
はバッファ１３に印加される。行列Ａの係数の値（式
（１））は、複数のピックアップ・コイル４の形状およ
び間隔ならびに最初のグリッド点の配列により決定され
る。このようにして決定された係数の値は、メモリ１３
に予め記憶される。さらに、演算部（Ａ／Ｕ）１４にお
いて、上記の記憶された値に基づき、式（６）および式
（８）に示すような正規方程式または特異値分解を使用
することにより一般逆行列Ａ+ が算出される。上記好適
実施例において、上記演算部１４は、ＴＭＳ３２０シリ
ーズのディジタル信号処理プロセッサである。単一の値
への式分解に使用され得るソフトウェア・パッケージの
１つとして、いわゆるアイスパック・ソフトウェア（EI
SPACK Software）が挙げられる。このアイスパック・ソ
フトウェアは、式（６）および式（８）を実行させるた
めのものであり、イリノイのアーゴン（Argonne ）に所
在のナショナル・エネルギ・ソフトウェア・センター
（National Energy Software Center ）と、テキサスの
ヒューストン（Houston ）に所在のアイエムエスエル
（IMSL）により提供される。正規方程式および特異値分
解の一般的な使用は、ゴルブ（Golub ）他著の“特異値
分解および最小二乗解（Singular Value Decomposition
and Least Squares Solutions）”〔計算に関する数学
（Numer. Math.），１４，１９７０年発行，４０３頁〜
４２０頁〕に記載されており、この文献の内容は、関係
する箇所に組み込まれている。
御部９およびディスプレイ１０の詳細を示すブロック図
である。図３に示すように、ＳＱＵＩＤ磁束計５から出
力される比例電気信号７は、マルチプレクサ１１により
時分割方式でもって多重化される。さらに、各々の比例
電気信号７は、アナログ／ディジタル変換器（Ａ／Ｄ）
１２によりディジタル信号に変換され、各チャネルの値
はバッファ１３に印加される。行列Ａの係数の値（式
（１））は、複数のピックアップ・コイル４の形状およ
び間隔ならびに最初のグリッド点の配列により決定され
る。このようにして決定された係数の値は、メモリ１３
に予め記憶される。さらに、演算部（Ａ／Ｕ）１４にお
いて、上記の記憶された値に基づき、式（６）および式
（８）に示すような正規方程式または特異値分解を使用
することにより一般逆行列Ａ+ が算出される。上記好適
実施例において、上記演算部１４は、ＴＭＳ３２０シリ
ーズのディジタル信号処理プロセッサである。単一の値
への式分解に使用され得るソフトウェア・パッケージの
１つとして、いわゆるアイスパック・ソフトウェア（EI
SPACK Software）が挙げられる。このアイスパック・ソ
フトウェアは、式（６）および式（８）を実行させるた
めのものであり、イリノイのアーゴン（Argonne ）に所
在のナショナル・エネルギ・ソフトウェア・センター
（National Energy Software Center ）と、テキサスの
ヒューストン（Houston ）に所在のアイエムエスエル
（IMSL）により提供される。正規方程式および特異値分
解の一般的な使用は、ゴルブ（Golub ）他著の“特異値
分解および最小二乗解（Singular Value Decomposition
and Least Squares Solutions）”〔計算に関する数学
（Numer. Math.），１４，１９７０年発行，４０３頁〜
４２０頁〕に記載されており、この文献の内容は、関係
する箇所に組み込まれている。
【００２８】演算部１４は、磁気的な測定から逆推定を
行うことにより得られる値に基づいて評価された電流双
極子の分布を画像データに変換するものである。そし
て、これらの変換された画像データは、制御部９内のグ
ラフィック・バッファ（Graphics Buffer ）１５に記憶
される。さらに、ＣＲＴ制御部１６は、上記画像データ
を表示するためのＣＲＴのディスプレイ１０の動作を制
御する。演算部１４、グラフィック・バッファ１５およ
びＣＲＴ制御部１６の全体の動作は、メインのＣＰＵ１
８により制御される。任意の標準のグラフィック・パッ
ケージが、コンパティブル（Compatible）なＣＲＴのデ
ィスプレイ１０に連結される制御部９として使用され得
る。ＣＲＴのディスプレイ１０は、双極子の位置を表示
する機能以外に、画像の大きさや色や色調や明るさや３
次元の説明図に変化を与えることにより双極子の強さま
たは振幅を表示する機能も有している。
行うことにより得られる値に基づいて評価された電流双
極子の分布を画像データに変換するものである。そし
て、これらの変換された画像データは、制御部９内のグ
ラフィック・バッファ（Graphics Buffer ）１５に記憶
される。さらに、ＣＲＴ制御部１６は、上記画像データ
を表示するためのＣＲＴのディスプレイ１０の動作を制
御する。演算部１４、グラフィック・バッファ１５およ
びＣＲＴ制御部１６の全体の動作は、メインのＣＰＵ１
８により制御される。任意の標準のグラフィック・パッ
ケージが、コンパティブル（Compatible）なＣＲＴのデ
ィスプレイ１０に連結される制御部９として使用され得
る。ＣＲＴのディスプレイ１０は、双極子の位置を表示
する機能以外に、画像の大きさや色や色調や明るさや３
次元の説明図に変化を与えることにより双極子の強さま
たは振幅を表示する機能も有している。
【００２９】図４は、図３の回路の動作を説明するため
のフローチャートである。このフローチャートには逆推
定のアルゴリズムも含まれる。図４において、まず初め
に、電流双極子を評価するためのグリッドの幅および面
積が、関係する領域を包含するように初期設定される
（Ｓ２０）。次に、ピックアップ・コイル４および双極
子のグリッド上の各点の位置に基づいて係数行列Ａが算
出される（Ｓ２１）。さらに、磁界が測定され（Ｓ２２
ａ）、式（６）および式（８）に示すような正規方程式
および特異値分解から一般逆行列Ａ+ が得られる（Ｓ２
２ｂ）。上記ステップＳ２２ａにて測定された磁界の分
布Ｂm に一般逆行列Ａ+ を掛けることにより、最初の評
価による電流双極子の分布Ｑ0 が求められる（Ｓ２
３）。もし、グリッド間の距離、すなわち間隔が、要求
される分解能に達しなければ（Ｓ２４）、最初に評価さ
れた分布の値Ｑ0 に基づいてグリッドの幅および面積が
変更される（すなわち、縮小される）（Ｓ２５）。上記
のステップＳ２１〜Ｓ２５は、理論上制限された分解能
または要求される精度が達成されるまで繰り返される。
このようにして最終的に得られる電流双極子の分布Ｑ0
をディスプレイ１０に表示することにより、双極子の位
置および強さが明示される（Ｓ２６）。
のフローチャートである。このフローチャートには逆推
定のアルゴリズムも含まれる。図４において、まず初め
に、電流双極子を評価するためのグリッドの幅および面
積が、関係する領域を包含するように初期設定される
（Ｓ２０）。次に、ピックアップ・コイル４および双極
子のグリッド上の各点の位置に基づいて係数行列Ａが算
出される（Ｓ２１）。さらに、磁界が測定され（Ｓ２２
ａ）、式（６）および式（８）に示すような正規方程式
および特異値分解から一般逆行列Ａ+ が得られる（Ｓ２
２ｂ）。上記ステップＳ２２ａにて測定された磁界の分
布Ｂm に一般逆行列Ａ+ を掛けることにより、最初の評
価による電流双極子の分布Ｑ0 が求められる（Ｓ２
３）。もし、グリッド間の距離、すなわち間隔が、要求
される分解能に達しなければ（Ｓ２４）、最初に評価さ
れた分布の値Ｑ0 に基づいてグリッドの幅および面積が
変更される（すなわち、縮小される）（Ｓ２５）。上記
のステップＳ２１〜Ｓ２５は、理論上制限された分解能
または要求される精度が達成されるまで繰り返される。
このようにして最終的に得られる電流双極子の分布Ｑ0
をディスプレイ１０に表示することにより、双極子の位
置および強さが明示される（Ｓ２６）。
【００３０】図５は、本発明に従って２次元の双極子の
グリッドを再構成する過程の一例を示す図である。ま
た、図６、図７および図８は、図５の再構成の結果を示
すグラフである。さらに詳しく言えば、図５の（ａ）、
（ｂ）および（ｃ）にそれぞれ対応する結果が、図６、
図７および図８に図示されている。ここでは、評価によ
る電流双極子のグリッド１が１つの平面上に設定される
と共にこの平面に垂直な電流源（ｙ成分）が特異値分解
により推定される場合に、本発明の好適実施例による動
作を例示している。複数のセンサーまたはピックアップ
・コイル４が１次元で配列され、かつ、図５の（ａ）に
示すようなグリッド１上の１つまたはそれ以上の電流双
極子１９の位置を推定する目的で上記のセンサーまたは
ピックアップ・コイル４が磁界の垂直成分（ｚ成分）を
測定したときに、図６に示すような一対の分離されない
状態の（Unresolved）電流双極子１９の再構成画像２０
が得られる。この場合は、電流双極子が存在し得る領域
に対しグリッド１の幅をおおざっぱにかつ粗っぽく設定
してこれらの電流双極子の位置推定を行うことにより、
再構成がなされる。なお、図６のグラフィック・ディス
プレイにおいては、電流双極子１９の位置および振幅を
実際よりも見易くするようにしている。
グリッドを再構成する過程の一例を示す図である。ま
た、図６、図７および図８は、図５の再構成の結果を示
すグラフである。さらに詳しく言えば、図５の（ａ）、
（ｂ）および（ｃ）にそれぞれ対応する結果が、図６、
図７および図８に図示されている。ここでは、評価によ
る電流双極子のグリッド１が１つの平面上に設定される
と共にこの平面に垂直な電流源（ｙ成分）が特異値分解
により推定される場合に、本発明の好適実施例による動
作を例示している。複数のセンサーまたはピックアップ
・コイル４が１次元で配列され、かつ、図５の（ａ）に
示すようなグリッド１上の１つまたはそれ以上の電流双
極子１９の位置を推定する目的で上記のセンサーまたは
ピックアップ・コイル４が磁界の垂直成分（ｚ成分）を
測定したときに、図６に示すような一対の分離されない
状態の（Unresolved）電流双極子１９の再構成画像２０
が得られる。この場合は、電流双極子が存在し得る領域
に対しグリッド１の幅をおおざっぱにかつ粗っぽく設定
してこれらの電流双極子の位置推定を行うことにより、
再構成がなされる。なお、図６のグラフィック・ディス
プレイにおいては、電流双極子１９の位置および振幅を
実際よりも見易くするようにしている。
【００３１】ついで、図５の（ｂ）に示すように、測定
データに対し半分の幅を有するグリッド１′でもって電
流双極子の位置を推定することにより、図７に示すよう
な２つの分離された状態の電流双極子１９の再構成画像
２０′が得られる。さらに、図５の（ｃ）に示すよう
に、電流双極子の位置推定用のグリッドを図５の（ｂ）
の場合の半分に縮小することにより、図８に示すよう
に、図７の２倍の分解能を有する再構成画像２０″が得
られる。
データに対し半分の幅を有するグリッド１′でもって電
流双極子の位置を推定することにより、図７に示すよう
な２つの分離された状態の電流双極子１９の再構成画像
２０′が得られる。さらに、図５の（ｃ）に示すよう
に、電流双極子の位置推定用のグリッドを図５の（ｂ）
の場合の半分に縮小することにより、図８に示すよう
に、図７の２倍の分解能を有する再構成画像２０″が得
られる。
【００３２】上記の図５の（ａ）、（ｂ）および（ｃ）
において、図中のｘ軸は水平方向を示し、また一方で、
ｚ軸は垂直方向を示し、そして、ｙ軸はペーパーの深さ
方向を示している。さらに、グリッドの設定間隔（距
離）は、１０mm（図５の（ａ））、５mm（図５の
（ｂ））および２．５mm（図５の（ｃ））の順番で縮小
されており、２つの電流双極子１９の位置は、複数のセ
ンサー４の中心の位置を原点として（０．００５，０．
０，０．０１）および（─０．００５，０．０，０．０
１）に設定される。これらの複数のセンサー４は、１２
８個の各センサーが８０mmの幅内に等間隔で配列される
ような構成になっている。さらに、電流双極子のグリッ
ド点の数は特定の使用目的を有する環境に応じて変える
ことができるけれども、この場合は、６４ポイント（８
×８）に固定されている。
において、図中のｘ軸は水平方向を示し、また一方で、
ｚ軸は垂直方向を示し、そして、ｙ軸はペーパーの深さ
方向を示している。さらに、グリッドの設定間隔（距
離）は、１０mm（図５の（ａ））、５mm（図５の
（ｂ））および２．５mm（図５の（ｃ））の順番で縮小
されており、２つの電流双極子１９の位置は、複数のセ
ンサー４の中心の位置を原点として（０．００５，０．
０，０．０１）および（─０．００５，０．０，０．０
１）に設定される。これらの複数のセンサー４は、１２
８個の各センサーが８０mmの幅内に等間隔で配列される
ような構成になっている。さらに、電流双極子のグリッ
ド点の数は特定の使用目的を有する環境に応じて変える
ことができるけれども、この場合は、６４ポイント（８
×８）に固定されている。
【００３３】前述の図５の（ａ）、（ｂ）および（ｃ）
では、電流双極子１９は、評価の対象となるグリッド１
のグリッド点上に存在している。しかしながら、場合に
よっては、電流双極子１９が上記グリッド点上に存在し
ないこともある。図９は、２つの電流双極子の一方がグ
リッド点の間に位置している場合に本発明に従って双極
子のグリッドを再構成する過程の一例を示す図である。
また、図１０、図１１および図１２は、図９の再構成の
結果を示すグラフである。さらに詳しく説明すると、図
９の（ａ）に示すように、電流双極子１９の一方がグリ
ッド点上に存在しない場合、次の式（１０）のように、
係数行列Ａの階数ｒまでに存在するすべての特異値を用
いて再構成が行われるときは、グリッド点上に存在しな
い電流双極子１９のグリッドに与える影響は、図１０の
再構成画像１２０に示すように大きなものとなる。この
場合は、電流源のモデルがそのまま通用しないので、再
構成においては、とんでもないアーティファクト（人工
偽物）が作られるおそれがある。
では、電流双極子１９は、評価の対象となるグリッド１
のグリッド点上に存在している。しかしながら、場合に
よっては、電流双極子１９が上記グリッド点上に存在し
ないこともある。図９は、２つの電流双極子の一方がグ
リッド点の間に位置している場合に本発明に従って双極
子のグリッドを再構成する過程の一例を示す図である。
また、図１０、図１１および図１２は、図９の再構成の
結果を示すグラフである。さらに詳しく説明すると、図
９の（ａ）に示すように、電流双極子１９の一方がグリ
ッド点上に存在しない場合、次の式（１０）のように、
係数行列Ａの階数ｒまでに存在するすべての特異値を用
いて再構成が行われるときは、グリッド点上に存在しな
い電流双極子１９のグリッドに与える影響は、図１０の
再構成画像１２０に示すように大きなものとなる。この
場合は、電流源のモデルがそのまま通用しないので、再
構成においては、とんでもないアーティファクト（人工
偽物）が作られるおそれがある。
【００３４】
【数１０】 この対策として、次の式（１１）に従って比較的大きな
単一の値の各々を１からＫまで連続的に累算することに
より、再構成が遂行される。
単一の値の各々を１からＫまで連続的に累算することに
より、再構成が遂行される。
【００３５】
【数１１】 ここで、ｖi およびｕi は、前述の式（８）におけるＵ
およびＶの列をそれぞれ示しており、Ｂm は測定値を示
している。このように、より少ない数の特異値を使用す
ることにより、図１１に示すように、グリッド点から外
れた電流源に関して分解能（解像度）では劣るけれども
比較的粗っぽい再構成画像１２０′が得られる。上記の
使用される単一の値の数は、再構成により良好に定義さ
れたピークを表示するために充分な数でなければならな
い。さらに、図９の（ｂ）に示すように、グリッドの面
積を縮小することにより、図１２のように、より高分解
能のグリッドからなる再構成画像１２０″が得られる。
さらに詳しく言えば、図１１に基づいて観察される電流
双極子の分布の方向において、評価の対象となるグリッ
ド１の間隔を縮小することによって上記再構成画像１２
０″が表示される。したがって、具体的には、まず第１
に（１）、目の粗いグリッド１（図９の（ａ））が使用
される最初の評価段階においては、グリッド点から外れ
た双極子により生ずるアーティファクトを回避するため
に、少数の特異値が再構成に使用される。このような粗
っぽいグリッドに対しては、電流双極子がグリッド点に
存在する確率は低い。グリッドの外側に存在する要素が
測定磁界に対しわずかに寄与するという条件の下で、粗
い分解能でもって推定が行われ、再構成により生ずる最
大ピークの位置選定によって近似的な電流双極子の位置
が推定される。第２に（２）、より小さな寸法の領域に
対し再構成を行うことによって電流双極子の分解能が改
善されるように、グリッド１より小さなグリッド１′上
でさらに細かい分解能でもって逆推定が行われる。所定
のグリッドに適合するように特異値が累算される回数
は、再構成によって良好に定義されたピークが観察され
るまで上記特異値の数を増加させながら再構成を行うこ
とにより決定される。上記ピークは、電流源として活性
の領域の近傍に存在すると考えられ、かつ、次の段階の
画像拡大（Magnification ）が適用される付近の位置を
示すものと思われる。画像拡大のステップ数が増加する
につれて、再構成の際にモデル（グリッド点から外れた
電流源）の誤差により生ずるアーティファクトは、測定
磁界における誤差により生ずる事実からのずれよりも小
さくなる。上記画像拡大の段階でより後のほうの段階に
おいては、特異値の数は、信号電力と測定誤差電力との
比により制限される。この比によって、しきい値レベル
が規定される。このしきい値レベルより小さい単一の値
は、再構成に使用することができない。双極子の位置づ
けまたは分解能の改善が見られなくなったときに画像拡
大の処理過程が終了する。この現象は、画像拡大のステ
ップで失われる特異値の数に注目することによって識別
することができる。例えば、平面状のグリッドにおい
て、１次元に対する拡大倍率が２の場合に単一の値の数
の減少が４であるときは、倍率拡大による再構成によっ
て生ずる改善はもはや不可能であろう。ここで、多数の
電流源が存在する場合には、これらすべての電流源を包
含し得る最小のグリッド面積が達成されたときに画像拡
大の処理過程が終了する。
およびＶの列をそれぞれ示しており、Ｂm は測定値を示
している。このように、より少ない数の特異値を使用す
ることにより、図１１に示すように、グリッド点から外
れた電流源に関して分解能（解像度）では劣るけれども
比較的粗っぽい再構成画像１２０′が得られる。上記の
使用される単一の値の数は、再構成により良好に定義さ
れたピークを表示するために充分な数でなければならな
い。さらに、図９の（ｂ）に示すように、グリッドの面
積を縮小することにより、図１２のように、より高分解
能のグリッドからなる再構成画像１２０″が得られる。
さらに詳しく言えば、図１１に基づいて観察される電流
双極子の分布の方向において、評価の対象となるグリッ
ド１の間隔を縮小することによって上記再構成画像１２
０″が表示される。したがって、具体的には、まず第１
に（１）、目の粗いグリッド１（図９の（ａ））が使用
される最初の評価段階においては、グリッド点から外れ
た双極子により生ずるアーティファクトを回避するため
に、少数の特異値が再構成に使用される。このような粗
っぽいグリッドに対しては、電流双極子がグリッド点に
存在する確率は低い。グリッドの外側に存在する要素が
測定磁界に対しわずかに寄与するという条件の下で、粗
い分解能でもって推定が行われ、再構成により生ずる最
大ピークの位置選定によって近似的な電流双極子の位置
が推定される。第２に（２）、より小さな寸法の領域に
対し再構成を行うことによって電流双極子の分解能が改
善されるように、グリッド１より小さなグリッド１′上
でさらに細かい分解能でもって逆推定が行われる。所定
のグリッドに適合するように特異値が累算される回数
は、再構成によって良好に定義されたピークが観察され
るまで上記特異値の数を増加させながら再構成を行うこ
とにより決定される。上記ピークは、電流源として活性
の領域の近傍に存在すると考えられ、かつ、次の段階の
画像拡大（Magnification ）が適用される付近の位置を
示すものと思われる。画像拡大のステップ数が増加する
につれて、再構成の際にモデル（グリッド点から外れた
電流源）の誤差により生ずるアーティファクトは、測定
磁界における誤差により生ずる事実からのずれよりも小
さくなる。上記画像拡大の段階でより後のほうの段階に
おいては、特異値の数は、信号電力と測定誤差電力との
比により制限される。この比によって、しきい値レベル
が規定される。このしきい値レベルより小さい単一の値
は、再構成に使用することができない。双極子の位置づ
けまたは分解能の改善が見られなくなったときに画像拡
大の処理過程が終了する。この現象は、画像拡大のステ
ップで失われる特異値の数に注目することによって識別
することができる。例えば、平面状のグリッドにおい
て、１次元に対する拡大倍率が２の場合に単一の値の数
の減少が４であるときは、倍率拡大による再構成によっ
て生ずる改善はもはや不可能であろう。ここで、多数の
電流源が存在する場合には、これらすべての電流源を包
含し得る最小のグリッド面積が達成されたときに画像拡
大の処理過程が終了する。
【００３６】前述の図１では、推定の対象となる電流双
極子のグリッドは、あくまでも１つの平面上に設定され
ていた。しかしながら、この平面以外の方向でも縮小を
行うことにより分解能が改善され得る。図１３は、本発
明に従って３次元のグリッドを使用する過程の一例を示
す図である。図１３においては、逆推定の対象となる電
流双極子グリッド１００に関し３次元の立方体の形状を
形成することにより、３次元の立方体の分布でもって電
流双極子の位置が推定される。すなわち、電流源の活動
性のある領域２′の方向においても、逆推定の対象とな
る電流双極子のグリッドを縮小することにより分解能を
改善することが可能となる。
極子のグリッドは、あくまでも１つの平面上に設定され
ていた。しかしながら、この平面以外の方向でも縮小を
行うことにより分解能が改善され得る。図１３は、本発
明に従って３次元のグリッドを使用する過程の一例を示
す図である。図１３においては、逆推定の対象となる電
流双極子グリッド１００に関し３次元の立方体の形状を
形成することにより、３次元の立方体の分布でもって電
流双極子の位置が推定される。すなわち、電流源の活動
性のある領域２′の方向においても、逆推定の対象とな
る電流双極子のグリッドを縮小することにより分解能を
改善することが可能となる。
【００３７】さらに、上記の電流源に対する推定点を設
定する場合には、電流源が存在しないようなグリッド点
を包含する必要はなくなる。その代わりに、逆推定され
る領域の形状に従ってグリッドを設定することができ
る。図１４は、本発明に従って極座標のグリッドを使用
する過程と脳の形状を有するグリッドを使用する過程と
心臓の形状を有するグリッドを使用する過程とを示す図
である。さらに詳しく説明すると、球状の物質の場合
は、図１４の（ａ）に示すように、極座標のグリッド１
０１上に複数のグリッド点を設定することができる。さ
らに、脳の場合は、図１４の（ｂ）に示すように、脳の
外面の形状に従って複数のグリッド点を有するグリッド
１０２を規定することにより、診断のためのより有効な
情報を得ることができる。さらにまた、心臓の場合は、
図１４の（ｃ）に示すように、心房や心室のような心臓
内の導電路が存在しない部分を避けるようにして複数の
グリッド点を有するグリッド１０３を設定することによ
り、誤差の少ない解を得ることができる。このように、
上記（図１４の（ａ）、（ｂ）および（ｃ））の応用例
に使用されているような“グリッド”という用語は、領
域（２次元または３次元の）内で任意に設定される一揃
いのグリッド点を意味するものである。グリッド１０２
およびグリッド１０３のような特殊な形状のグリッドを
実際に使用できるようにするために、高精度の評価を行
う場合に最も適合する特殊なグリッド点を規定する目的
で、磁気共鳴による画像形成（ＭＲＩ）や、診断用超音
波による画像形成（ＵＳ）や、Ｘ線を用いたコンピュー
タによる画像形成（Ｘ線によるＣＴ）が用いられる。さ
らに、グリッド配列の選定の仕方によって、好ましく
は、弧または円のような非線形の配列でもってセンサー
４を配置することが可能である。
定する場合には、電流源が存在しないようなグリッド点
を包含する必要はなくなる。その代わりに、逆推定され
る領域の形状に従ってグリッドを設定することができ
る。図１４は、本発明に従って極座標のグリッドを使用
する過程と脳の形状を有するグリッドを使用する過程と
心臓の形状を有するグリッドを使用する過程とを示す図
である。さらに詳しく説明すると、球状の物質の場合
は、図１４の（ａ）に示すように、極座標のグリッド１
０１上に複数のグリッド点を設定することができる。さ
らに、脳の場合は、図１４の（ｂ）に示すように、脳の
外面の形状に従って複数のグリッド点を有するグリッド
１０２を規定することにより、診断のためのより有効な
情報を得ることができる。さらにまた、心臓の場合は、
図１４の（ｃ）に示すように、心房や心室のような心臓
内の導電路が存在しない部分を避けるようにして複数の
グリッド点を有するグリッド１０３を設定することによ
り、誤差の少ない解を得ることができる。このように、
上記（図１４の（ａ）、（ｂ）および（ｃ））の応用例
に使用されているような“グリッド”という用語は、領
域（２次元または３次元の）内で任意に設定される一揃
いのグリッド点を意味するものである。グリッド１０２
およびグリッド１０３のような特殊な形状のグリッドを
実際に使用できるようにするために、高精度の評価を行
う場合に最も適合する特殊なグリッド点を規定する目的
で、磁気共鳴による画像形成（ＭＲＩ）や、診断用超音
波による画像形成（ＵＳ）や、Ｘ線を用いたコンピュー
タによる画像形成（Ｘ線によるＣＴ）が用いられる。さ
らに、グリッド配列の選定の仕方によって、好ましく
は、弧または円のような非線形の配列でもってセンサー
４を配置することが可能である。
【００３８】本発明に従って診断を目的として生体磁気
学上の画像を形成した結果を表示するための幾つかの方
法が挙げられる。このような方法を順次説明することと
する。図１５は、本発明による２つの表示画面を備えた
表示部を示す図である。図１５において、ディスプレイ
１０は、第１の表示画面２２および第２の表示画面を有
する表示部２１から構成される。これらの第１および第
２の表示画面２２，２３は、逆推定により得られる電流
双極子を拡大していない画像と、このような電流双極子
の拡大画像とをそれぞれ表示するためのものである。上
記の逆推定に基づいて第１の表示画面２２上の所定の領
域２４を第２の表示画面２３上に拡大した状態で表示す
るために、この領域２４が選定される。このような領域
２４は、具体的には、キーボードまたはマウスのような
オペレータ用入力機器を用いて表示画面２２上の２つの
コーナー点２５，２６を指定することにより選定するこ
とができる。上記２つの表示画面２２，２３は、診断を
目的として電流双極子の位置および強さを監視するため
に使用される。図１５に示す例は、心臓の一部を図示し
たものである。ここでは、心臓の中心部の壁における電
流双極子１９が表示されている。このような表示に基づ
いて、医者は、心臓内の電気的な活動が正常であるか否
かを判断することができる。例えば、表示画面２２の中
から選定された領域２４の分解能が増大すれば、医者
は、心臓の中心部の壁の端部に沿って位置すると共に心
臓内の機能不全を示しているかもしれないような双極子
１９′を比較的明瞭に見ることが可能となる。
学上の画像を形成した結果を表示するための幾つかの方
法が挙げられる。このような方法を順次説明することと
する。図１５は、本発明による２つの表示画面を備えた
表示部を示す図である。図１５において、ディスプレイ
１０は、第１の表示画面２２および第２の表示画面を有
する表示部２１から構成される。これらの第１および第
２の表示画面２２，２３は、逆推定により得られる電流
双極子を拡大していない画像と、このような電流双極子
の拡大画像とをそれぞれ表示するためのものである。上
記の逆推定に基づいて第１の表示画面２２上の所定の領
域２４を第２の表示画面２３上に拡大した状態で表示す
るために、この領域２４が選定される。このような領域
２４は、具体的には、キーボードまたはマウスのような
オペレータ用入力機器を用いて表示画面２２上の２つの
コーナー点２５，２６を指定することにより選定するこ
とができる。上記２つの表示画面２２，２３は、診断を
目的として電流双極子の位置および強さを監視するため
に使用される。図１５に示す例は、心臓の一部を図示し
たものである。ここでは、心臓の中心部の壁における電
流双極子１９が表示されている。このような表示に基づ
いて、医者は、心臓内の電気的な活動が正常であるか否
かを判断することができる。例えば、表示画面２２の中
から選定された領域２４の分解能が増大すれば、医者
は、心臓の中心部の壁の端部に沿って位置すると共に心
臓内の機能不全を示しているかもしれないような双極子
１９′を比較的明瞭に見ることが可能となる。
【００３９】図１６は、本発明による１つの表示画面上
に異なったレベルの分解能をそれぞれ有する４つの分離
された表示領域を備えた表示部を示す図である。すなわ
ち、図１６は、本発明による表示モードの他の実施例を
示すものである。ここでは、１つの表示部１２２は、複
数の表示領域に分割されている。この分割された領域
は、それぞれ１２２ａ、１２２ｂ、１２２ｃおよび１２
２ｄとして連続的に表示され、かつ、次々に拡大した表
示画像を実現することが可能である。さらに、表示領域
１２２ｃ（表示領域１２２ｂ内で選定された領域２４に
対応する）に表示されているように、選定された領域の
外側に電流双極子１９ａが存在する場合、このような選
定された領域の外側に存在する電流双極子１９ａがわず
かな影響を及ぼすという条件の下で、フレーム内の電流
双極子１９ｂが評価される。詳しく言えば、フレームの
外側の領域に存在する電流双極子により終結する磁界Ｂ
OUT は、次の逆推定を行う際に前もって処理されている
ようにビオ─サバールの法則を用いて算出される。さら
に、次の式（１２）を用いて測定磁界Ｂm から上記外側
の磁界ＢOUT を引くことにより上記逆評価が実行され
る。
に異なったレベルの分解能をそれぞれ有する４つの分離
された表示領域を備えた表示部を示す図である。すなわ
ち、図１６は、本発明による表示モードの他の実施例を
示すものである。ここでは、１つの表示部１２２は、複
数の表示領域に分割されている。この分割された領域
は、それぞれ１２２ａ、１２２ｂ、１２２ｃおよび１２
２ｄとして連続的に表示され、かつ、次々に拡大した表
示画像を実現することが可能である。さらに、表示領域
１２２ｃ（表示領域１２２ｂ内で選定された領域２４に
対応する）に表示されているように、選定された領域の
外側に電流双極子１９ａが存在する場合、このような選
定された領域の外側に存在する電流双極子１９ａがわず
かな影響を及ぼすという条件の下で、フレーム内の電流
双極子１９ｂが評価される。詳しく言えば、フレームの
外側の領域に存在する電流双極子により終結する磁界Ｂ
OUT は、次の逆推定を行う際に前もって処理されている
ようにビオ─サバールの法則を用いて算出される。さら
に、次の式（１２）を用いて測定磁界Ｂm から上記外側
の磁界ＢOUT を引くことにより上記逆評価が実行され
る。
【００４０】
【数１２】 すなわち、この式（１２）におけるＢinが逆評価に使用
される。
される。
【００４１】図１７は、本発明により画像形成されると
共に表示すべき平面の深さを選定することが可能な物体
のさまざまな平面を表示するための多数の表示画面を備
えた表示部を示す図である。図１７に示すように、３次
元の電流双極子の分布を評価する場合、お互いに垂直な
関係にある複数種の平面の部分が、隣合った複数の画面
２９に表示される。さらに、ここでは、指示バー３１を
付与することによって上記３次元の分布内の所望の断面
を構成することができる。この指示バー３１の高さは、
３次元の分布の所望の部分を表示するために選定された
平面の深さ方向の位置に従い長方形３０内で変化させる
ことが可能である。さらに、画面２９内のフレーム（領
域）２４（図１６にて既述している）を使用して所望の
領域を指定することにより診断に適合した評価を実現す
ることが可能となり、このときに、上記の指定された領
域に関し下方の画面２９′上に拡大した画像を生成する
ために再構成が実行されるであろう。
共に表示すべき平面の深さを選定することが可能な物体
のさまざまな平面を表示するための多数の表示画面を備
えた表示部を示す図である。図１７に示すように、３次
元の電流双極子の分布を評価する場合、お互いに垂直な
関係にある複数種の平面の部分が、隣合った複数の画面
２９に表示される。さらに、ここでは、指示バー３１を
付与することによって上記３次元の分布内の所望の断面
を構成することができる。この指示バー３１の高さは、
３次元の分布の所望の部分を表示するために選定された
平面の深さ方向の位置に従い長方形３０内で変化させる
ことが可能である。さらに、画面２９内のフレーム（領
域）２４（図１６にて既述している）を使用して所望の
領域を指定することにより診断に適合した評価を実現す
ることが可能となり、このときに、上記の指定された領
域に関し下方の画面２９′上に拡大した画像を生成する
ために再構成が実行されるであろう。
【００４２】図１８は、本発明による第１の画面と、物
体内の電流双極子の動きをシミュレートすることを目的
としてこの第１の画面の各部をさまざまな時間において
選択的に表示するための第２の画面とを備えた表示部を
示す図である。図１８に示すように、各種の選定された
領域２４（２４ａ，２４ｂ，２４ｃおよび２４ｄ）を異
なった時間においてそれぞれ拡大した結果を表示するこ
とが要望される場合、ＣＲＴのディスプレイ１０を画面
３２，３３に分割することができる。さらに詳しく説明
すると、画面３２は、Ｘ線もしくは超音波により提供さ
れる物体の断層撮影による画像または物体のＭＲＩ画像
を表示しする。また一方で、画面３３においては、ＭＲ
Ｉ画像上または断層撮影による画像上で再構成されるグ
リッドの位置を明確に示すために拡大された画像にそれ
ぞれ対応する異なったフレーム（領域）２４ａ，２４
ｂ，２４ｃおよび２４ｄが特徴づけられて表示されてい
る。この場合、画面３２では、電流双極子は表示されて
いない。その代わりに、画面３３の双極子の表示領域３
３ａ〜３３ｄが、上記フレーム２４ａ〜２４ｄにそれぞ
れ対応しており、かつ、最初の時間ｔ1 において表示さ
れる。そして、次に指定された時間ｔ2 （例えば、ｔ1
の１０秒後）において、新たな一揃いの表示領域３３
ａ′〜３３ｄ′が生成され、その後に時間ｔ3 における
付加的な一揃いの表示領域３３ａ″〜３３ｄ″が生成さ
れる。この種の表示は、電流双極子の強さまたは位置の
時間に対する変化をより明確に検出するために使用され
る。
体内の電流双極子の動きをシミュレートすることを目的
としてこの第１の画面の各部をさまざまな時間において
選択的に表示するための第２の画面とを備えた表示部を
示す図である。図１８に示すように、各種の選定された
領域２４（２４ａ，２４ｂ，２４ｃおよび２４ｄ）を異
なった時間においてそれぞれ拡大した結果を表示するこ
とが要望される場合、ＣＲＴのディスプレイ１０を画面
３２，３３に分割することができる。さらに詳しく説明
すると、画面３２は、Ｘ線もしくは超音波により提供さ
れる物体の断層撮影による画像または物体のＭＲＩ画像
を表示しする。また一方で、画面３３においては、ＭＲ
Ｉ画像上または断層撮影による画像上で再構成されるグ
リッドの位置を明確に示すために拡大された画像にそれ
ぞれ対応する異なったフレーム（領域）２４ａ，２４
ｂ，２４ｃおよび２４ｄが特徴づけられて表示されてい
る。この場合、画面３２では、電流双極子は表示されて
いない。その代わりに、画面３３の双極子の表示領域３
３ａ〜３３ｄが、上記フレーム２４ａ〜２４ｄにそれぞ
れ対応しており、かつ、最初の時間ｔ1 において表示さ
れる。そして、次に指定された時間ｔ2 （例えば、ｔ1
の１０秒後）において、新たな一揃いの表示領域３３
ａ′〜３３ｄ′が生成され、その後に時間ｔ3 における
付加的な一揃いの表示領域３３ａ″〜３３ｄ″が生成さ
れる。この種の表示は、電流双極子の強さまたは位置の
時間に対する変化をより明確に検出するために使用され
る。
【００４３】本発明の別の観点に従えば、磁気共鳴によ
る画像形成（ＭＲＩ）と生体磁気の画像形成によって生
成される画像とを診断手段として互いに重ね合わせるこ
とが可能である。この観点においては、ＭＲＩ画像の主
要な輪郭、すなわちその特徴を示す画像データが選定さ
れる。さらに、前述したような方法で生成される生体磁
気学上の画像形成データが、ＭＲＩ画像上で選定された
部分に重畳されるような画像を形成するために使用され
る。
る画像形成（ＭＲＩ）と生体磁気の画像形成によって生
成される画像とを診断手段として互いに重ね合わせるこ
とが可能である。この観点においては、ＭＲＩ画像の主
要な輪郭、すなわちその特徴を示す画像データが選定さ
れる。さらに、前述したような方法で生成される生体磁
気学上の画像形成データが、ＭＲＩ画像上で選定された
部分に重畳されるような画像を形成するために使用され
る。
【００４４】図１９は、本発明によりＭＲＩ画像と生体
磁気画像とを１つのＣＲＴ上で重ね合わせるための重ね
合わせシステムを示すブロック図である。図１９におい
て、マウスのような入力機器１５０は、拡大されたレベ
ルにて表示される予定の画像の一部（すなわち、図１５
の領域２４に相当する）を選定するために使用される。
ハードディスク１５２は、上記入力機器１５０を介して
入力されたデータを記憶する。ＭＲＩデータ読取り部１
５４は、例えば、ＭＲＩデータからのグラフィック・デ
ータを読み取るために使用される。このデータ読取り部
１５４は、ローカル・エリヤ・ネットワーク（Local Ar
ea Network, ＬＡＮ）の一部になり得るかあるいはテー
プ読取り機のような別の種類の入力機器になり得る。中
央処理装置（ＣＰＵ）１５６は、図１９の画像重ね合わ
せシステムの動作を制御する。メモリ１５８は、画像重
ね合わせの動作を実行するためのプログラムを記憶す
る。グラフィック・メモリ１６０は、ＭＲＩデータを記
憶する。ＣＲＴ制御部１６２は、ＣＰＵ１５６により処
理されたグラフィック・データを受け取った後にこれら
のデータをＣＲＴ等のディスプレイ１６４に供給し、こ
のディスプレイ１６４上で重ね合わせ表示を行わせる。
このように、図１９のシステムを使用することにより、
ＭＲＩ画像と生体磁気学上の画像形成により生ずる電流
源の画像との重ね合わせ表示の結果が、１つのＣＲＴ等
のディスプレイ上に表示される。さらに、図１５〜１９
にて既述したような方法を用いてより高分解能にて表示
されるようにディスプレイの一部を選定することもでき
る。好適実施例においては、図１９のシステムはコンピ
ュータに基づいたシステムである。このようなシステム
では、ＭＩＴにより製造されるＸウィンドウのソフトウ
ェアのような多重ウィンドウ・システムからなるソフト
ウェア・パッケージを動作させることが可能である。
磁気画像とを１つのＣＲＴ上で重ね合わせるための重ね
合わせシステムを示すブロック図である。図１９におい
て、マウスのような入力機器１５０は、拡大されたレベ
ルにて表示される予定の画像の一部（すなわち、図１５
の領域２４に相当する）を選定するために使用される。
ハードディスク１５２は、上記入力機器１５０を介して
入力されたデータを記憶する。ＭＲＩデータ読取り部１
５４は、例えば、ＭＲＩデータからのグラフィック・デ
ータを読み取るために使用される。このデータ読取り部
１５４は、ローカル・エリヤ・ネットワーク（Local Ar
ea Network, ＬＡＮ）の一部になり得るかあるいはテー
プ読取り機のような別の種類の入力機器になり得る。中
央処理装置（ＣＰＵ）１５６は、図１９の画像重ね合わ
せシステムの動作を制御する。メモリ１５８は、画像重
ね合わせの動作を実行するためのプログラムを記憶す
る。グラフィック・メモリ１６０は、ＭＲＩデータを記
憶する。ＣＲＴ制御部１６２は、ＣＰＵ１５６により処
理されたグラフィック・データを受け取った後にこれら
のデータをＣＲＴ等のディスプレイ１６４に供給し、こ
のディスプレイ１６４上で重ね合わせ表示を行わせる。
このように、図１９のシステムを使用することにより、
ＭＲＩ画像と生体磁気学上の画像形成により生ずる電流
源の画像との重ね合わせ表示の結果が、１つのＣＲＴ等
のディスプレイ上に表示される。さらに、図１５〜１９
にて既述したような方法を用いてより高分解能にて表示
されるようにディスプレイの一部を選定することもでき
る。好適実施例においては、図１９のシステムはコンピ
ュータに基づいたシステムである。このようなシステム
では、ＭＩＴにより製造されるＸウィンドウのソフトウ
ェアのような多重ウィンドウ・システムからなるソフト
ウェア・パッケージを動作させることが可能である。
【００４５】図２０は図１９のシステムの動作を説明す
るためのフローチャートである。図２０において、まず
初めに、ＭＲＩ画像データが読み出される（Ｓ３０）。
次に、濃淡のしきい値に基づいてＭＲＩ画像から輪郭線
を選定するための輪郭抽出が実行される（Ｓ３２）。こ
の輪郭抽出によって、ＭＲＩ画像の主要な輪郭線、すな
わちその特徴のみを表示用として選定することが可能と
なる。さらに、上記の輪郭抽出により抽出されたデータ
に基づいて形成される選定領域に従って、複数の抽出さ
れたデータ点の間を埋めるかまたは補間することを目的
として画像補間が遂行される（Ｓ３３）。この画像補間
は、超音波診断において選定された領域に対しデータを
埋めるために用いられるものと同じである。さらに、物
体の磁界が測定され（Ｓ３４）、この測定された磁界の
データＢm に基づいて逆推定を行うことにより、電流双
極子の位置を表示するための画像データを生成すること
を目的として再構成が実行される（Ｓ３５）。この再構
成により明るさまたは色調に基づく強さを表示するため
に、ＭＳＩ画像データが形成される（Ｓ３６）。このＳ
３６にて得られるＭＳＩ画像データと前述のＳ３３にて
得られるＭＲＩ画像データとを結合した（Ｓ３７）結果
が、ＣＲＴ等のディスプレイ１６４上に表示される（Ｓ
３８）。このようにして、ＭＲＩ画像と、推定の対象と
なる電流双極子またはＭＳＩ画像とを結合した重ね合わ
せ画像を一緒に表示することが可能となる。さらに、よ
り高い分解能が要求される場合は、このような高分解能
を有する新たな画像を生成するために、グリッドの面積
を変更し（Ｓ３９）、逆行列Ａを再計算する（Ｓ４
０）。ここで、グリッドの面積を変更した場合は、ＭＲ
Ｉ画像から抽出されたデータに基づいて再度画像補間を
行うことが必要となることに注意すべきである（Ｓ３
３）。
るためのフローチャートである。図２０において、まず
初めに、ＭＲＩ画像データが読み出される（Ｓ３０）。
次に、濃淡のしきい値に基づいてＭＲＩ画像から輪郭線
を選定するための輪郭抽出が実行される（Ｓ３２）。こ
の輪郭抽出によって、ＭＲＩ画像の主要な輪郭線、すな
わちその特徴のみを表示用として選定することが可能と
なる。さらに、上記の輪郭抽出により抽出されたデータ
に基づいて形成される選定領域に従って、複数の抽出さ
れたデータ点の間を埋めるかまたは補間することを目的
として画像補間が遂行される（Ｓ３３）。この画像補間
は、超音波診断において選定された領域に対しデータを
埋めるために用いられるものと同じである。さらに、物
体の磁界が測定され（Ｓ３４）、この測定された磁界の
データＢm に基づいて逆推定を行うことにより、電流双
極子の位置を表示するための画像データを生成すること
を目的として再構成が実行される（Ｓ３５）。この再構
成により明るさまたは色調に基づく強さを表示するため
に、ＭＳＩ画像データが形成される（Ｓ３６）。このＳ
３６にて得られるＭＳＩ画像データと前述のＳ３３にて
得られるＭＲＩ画像データとを結合した（Ｓ３７）結果
が、ＣＲＴ等のディスプレイ１６４上に表示される（Ｓ
３８）。このようにして、ＭＲＩ画像と、推定の対象と
なる電流双極子またはＭＳＩ画像とを結合した重ね合わ
せ画像を一緒に表示することが可能となる。さらに、よ
り高い分解能が要求される場合は、このような高分解能
を有する新たな画像を生成するために、グリッドの面積
を変更し（Ｓ３９）、逆行列Ａを再計算する（Ｓ４
０）。ここで、グリッドの面積を変更した場合は、ＭＲ
Ｉ画像から抽出されたデータに基づいて再度画像補間を
行うことが必要となることに注意すべきである（Ｓ３
３）。
【００４６】図２１は、図１９に示すような処理を遂行
するためのＭＳＩ画像とＭＲＩ画像との重ね合わせシス
テムの他の実施例であって図２０の回路に対応するハー
ドウェアの変形を示すブロック図である。図２１におい
て、磁界測定回路２３４は、電流双極子の密度分布に変
換されるような測定データを提供する。この電流双極子
の密度分布への変換は、逆推定回路または再構成回路２
３５により行われる。画像データ発生回路（画像データ
発生器）２３６は、電流双極子の密度分布を所定のコン
トラスト画像（Contrast Image) に変換する。このコン
トラスト画像は画像結合回路２５１，２５３に供給され
る。また一方で、拡大される領域またはフレーム（前述
のフレーム２４に相当する）の座標（ｘ1,ｙ1 ），（ｘ
2,ｙ2 ）が、カウンタ２３９，２４０からそれぞれ得ら
れる。これらのカウンタ２３９，２４０は、マウスのよ
うな入力機器２３８により制御される画像上のカーソル
の位置と同期している。さらに、上記カウンタ２３９，
２４０の出力は、逆行列演算回路２３７および拡大係数
演算回路２４１にそれぞれ供給される。この逆行列演算
回路２３７は再構成回路２３５を制御し、拡大係数演算
回路２４１は、乗算器２４３に拡大係数“ａ”を供給す
る。ＭＲＩ画像読取り部２４５は、輪郭抽出回路２４６
にＭＲＩ画像データを供給する。さらに、この輪郭抽出
回路２４６は、選定すべきＭＲＩ画像データを抽出し、
この抽出されたＭＲＩ画像データを画像データ発生器２
４７に供給する。カウンタ２４２は、画像補間に使用さ
れるべきアドレスを生成すると共に画像メモリ２４８に
対しアドレス指定を行うために用いられる。さらに、上
記カウンタ２４２は、画像データ発生器２４７の出力を
制御するための出力信号をこの画像データ発生器２４７
に供給する。さらにまた、カウンタ２４２は、乗算器２
４３にも出力信号を供給する。この乗算器２４３は、カ
ウンタ２４２の値に拡大係数“ａ”を乗算し、かつ、こ
の乗算結果を加算器２４４にオフセット値として供給す
る。この加算器２４４の出力は、画像メモリ２５０内の
拡大画像のアドレスを特定する目的でこの画像メモリ２
５０に対しアドレス指定を行うために用いられる。前者
の画像メモリ２４８においてアドレス指定がなされた画
像データは、補間回路２４９を介して後者の画像メモリ
２５０に送られる。ここで、画像拡大動作により発生す
る空き状態の画像データは、補間回路２４９により生成
される補間データによって埋められる。さらに、ＭＲＩ
画像データが画像メモリ２４８に入る前に、各組織間の
画像の差ならびに電流双極子のコントラストの変化の組
み合わせに依存する画像の差を明確にする目的で輪郭抽
出回路２４６による輪郭データの抽出が行われる。さら
に、拡大された時点でのＭＲＩ画像の分布を示す画像デ
ータを生成するために、画像メモリ２５０に記憶されて
いる拡大画像と画像メモリ２４８からの拡大されていな
い画像データが、それぞれ画像結合回路２５１，２５３
に送られる。この画像データは、これらの画像結合回路
２５１，２５３において、画像データ発生器２３６によ
り供給される画像データと結合する。さらに、この結合
されたデータは、画像メモリまたはグラフィック・メモ
リのようなメモリ２５２，２５４にそれぞれ記憶されて
ディスプレイ２５５上で同時に表示される。このように
して、電流双極子を拡大しながらこの電流双極子を評価
することが可能となる。
するためのＭＳＩ画像とＭＲＩ画像との重ね合わせシス
テムの他の実施例であって図２０の回路に対応するハー
ドウェアの変形を示すブロック図である。図２１におい
て、磁界測定回路２３４は、電流双極子の密度分布に変
換されるような測定データを提供する。この電流双極子
の密度分布への変換は、逆推定回路または再構成回路２
３５により行われる。画像データ発生回路（画像データ
発生器）２３６は、電流双極子の密度分布を所定のコン
トラスト画像（Contrast Image) に変換する。このコン
トラスト画像は画像結合回路２５１，２５３に供給され
る。また一方で、拡大される領域またはフレーム（前述
のフレーム２４に相当する）の座標（ｘ1,ｙ1 ），（ｘ
2,ｙ2 ）が、カウンタ２３９，２４０からそれぞれ得ら
れる。これらのカウンタ２３９，２４０は、マウスのよ
うな入力機器２３８により制御される画像上のカーソル
の位置と同期している。さらに、上記カウンタ２３９，
２４０の出力は、逆行列演算回路２３７および拡大係数
演算回路２４１にそれぞれ供給される。この逆行列演算
回路２３７は再構成回路２３５を制御し、拡大係数演算
回路２４１は、乗算器２４３に拡大係数“ａ”を供給す
る。ＭＲＩ画像読取り部２４５は、輪郭抽出回路２４６
にＭＲＩ画像データを供給する。さらに、この輪郭抽出
回路２４６は、選定すべきＭＲＩ画像データを抽出し、
この抽出されたＭＲＩ画像データを画像データ発生器２
４７に供給する。カウンタ２４２は、画像補間に使用さ
れるべきアドレスを生成すると共に画像メモリ２４８に
対しアドレス指定を行うために用いられる。さらに、上
記カウンタ２４２は、画像データ発生器２４７の出力を
制御するための出力信号をこの画像データ発生器２４７
に供給する。さらにまた、カウンタ２４２は、乗算器２
４３にも出力信号を供給する。この乗算器２４３は、カ
ウンタ２４２の値に拡大係数“ａ”を乗算し、かつ、こ
の乗算結果を加算器２４４にオフセット値として供給す
る。この加算器２４４の出力は、画像メモリ２５０内の
拡大画像のアドレスを特定する目的でこの画像メモリ２
５０に対しアドレス指定を行うために用いられる。前者
の画像メモリ２４８においてアドレス指定がなされた画
像データは、補間回路２４９を介して後者の画像メモリ
２５０に送られる。ここで、画像拡大動作により発生す
る空き状態の画像データは、補間回路２４９により生成
される補間データによって埋められる。さらに、ＭＲＩ
画像データが画像メモリ２４８に入る前に、各組織間の
画像の差ならびに電流双極子のコントラストの変化の組
み合わせに依存する画像の差を明確にする目的で輪郭抽
出回路２４６による輪郭データの抽出が行われる。さら
に、拡大された時点でのＭＲＩ画像の分布を示す画像デ
ータを生成するために、画像メモリ２５０に記憶されて
いる拡大画像と画像メモリ２４８からの拡大されていな
い画像データが、それぞれ画像結合回路２５１，２５３
に送られる。この画像データは、これらの画像結合回路
２５１，２５３において、画像データ発生器２３６によ
り供給される画像データと結合する。さらに、この結合
されたデータは、画像メモリまたはグラフィック・メモ
リのようなメモリ２５２，２５４にそれぞれ記憶されて
ディスプレイ２５５上で同時に表示される。このように
して、電流双極子を拡大しながらこの電流双極子を評価
することが可能となる。
【００４７】本発明の動作を実証するために、磁界のｚ
成分を測定する２５６個のセンサーの正方形状の平面配
列に対し垂直に配置される８×８のグリッド（１２８個
の未知のグリッドが評価可能である）を使用してシミュ
レーションが行われた。このシミュレーションは、電流
双極子の位置づけの正確さを試験する目的で単一の無作
為に配置された双極子を用いるか、または、処理上の分
解能に関する能力を調べる目的で無作為の位置と間隔と
方位とを有する一対の双極子を用いることによって遂行
された。磁気的な測定値に対しては、ビオ─サバールの
法則を用いて計算が行われ、所定の信号対雑音比（ＳＮ
比）の効果をシミュレートするために無作為の数が上記
測定値に加算された。再構成領域内で活動性の部分が観
察された場合、６４個の構成要素からなるグリッドの面
積は２５％にまで縮小された。すなわち、平面内の各次
元の方向において５０％の縮小が生じた。また、観測さ
れる再構成領域内の最大値が縮小後のグリッド面積の中
心部の近傍に来るようにグリッド領域が移動した。さら
に、新たなグリッド点を用いて再構成が繰り返された。
分解能に関する改善が見られなくなった時点で上記再構
成の処理が終了したことになる。シミュレーションによ
るデータを使用して得られた単一の双極子に関する結果
と実際のデータを使用して得られた単一の双極子に関す
る結果とは、マルカート（Marquardt)のアルゴリズムを
用いて比較された。このようなアルゴリズムは、レクレ
イティス（Reklaitis ）他著の“工学上の最適化、手法
および応用（Engineering Optimization, Methods and
Applications）”〔ジョン ウィリー アンド サンズ
（John Wiley & Sons ），ニューヨーク，１９８３年発
行〕に記載されており、この文献の内容は、関係する箇
所に組み込まれている。
成分を測定する２５６個のセンサーの正方形状の平面配
列に対し垂直に配置される８×８のグリッド（１２８個
の未知のグリッドが評価可能である）を使用してシミュ
レーションが行われた。このシミュレーションは、電流
双極子の位置づけの正確さを試験する目的で単一の無作
為に配置された双極子を用いるか、または、処理上の分
解能に関する能力を調べる目的で無作為の位置と間隔と
方位とを有する一対の双極子を用いることによって遂行
された。磁気的な測定値に対しては、ビオ─サバールの
法則を用いて計算が行われ、所定の信号対雑音比（ＳＮ
比）の効果をシミュレートするために無作為の数が上記
測定値に加算された。再構成領域内で活動性の部分が観
察された場合、６４個の構成要素からなるグリッドの面
積は２５％にまで縮小された。すなわち、平面内の各次
元の方向において５０％の縮小が生じた。また、観測さ
れる再構成領域内の最大値が縮小後のグリッド面積の中
心部の近傍に来るようにグリッド領域が移動した。さら
に、新たなグリッド点を用いて再構成が繰り返された。
分解能に関する改善が見られなくなった時点で上記再構
成の処理が終了したことになる。シミュレーションによ
るデータを使用して得られた単一の双極子に関する結果
と実際のデータを使用して得られた単一の双極子に関す
る結果とは、マルカート（Marquardt)のアルゴリズムを
用いて比較された。このようなアルゴリズムは、レクレ
イティス（Reklaitis ）他著の“工学上の最適化、手法
および応用（Engineering Optimization, Methods and
Applications）”〔ジョン ウィリー アンド サンズ
（John Wiley & Sons ），ニューヨーク，１９８３年発
行〕に記載されており、この文献の内容は、関係する箇
所に組み込まれている。
【００４８】生物体外での双極子の実験においては、２
cmの長さを有する単一の双極子が構成されている。この
双極子は、５０ mA のピーク電流により駆動され、Ｑ＝
１０ -3 A-mの値を生成する。上記単一の双極子は、立方
体の容器の内部にある食塩水の溶液内のさまざまな場所
に配置されている。容器の表面に垂直な磁界の磁束は、
１００ターンを有する直径１cmのコイルを用いて測定さ
れる。このコイルは、１５×１５のセンサー・アレイ
（２２５個のセンサー）をシミュレートするために変形
されたものである。上記コイルは、バイオメーション
（Biomation ）８１００形のＡ／Ｄ変換器に信号を供給
する前置増幅器に接続される。一定の時間にわたり適当
な数の信号を平均することによって測定におけるさまざ
まな雑音レベルが得られる。これらの測定は、シミュレ
ーションに使用される同一のプログラムに対して適用さ
れる。このようなアプローチの感度は、測定中の信号対
雑音比の観点ならびにセンサーの平面の下部に位置する
双極子の深さの観点で述べられている。本発明のシステ
ムを用いて得られた単一の双極子に関する結果は、マル
カートのアルゴリズムを用いて得られた結果と比較され
る。双極子の深さが増加するかまたは信号対雑音比（Ｓ
ＮＲ）が減少するにつれて、電流双極子の位置づけの精
度が落ちてくる。
cmの長さを有する単一の双極子が構成されている。この
双極子は、５０ mA のピーク電流により駆動され、Ｑ＝
１０ -3 A-mの値を生成する。上記単一の双極子は、立方
体の容器の内部にある食塩水の溶液内のさまざまな場所
に配置されている。容器の表面に垂直な磁界の磁束は、
１００ターンを有する直径１cmのコイルを用いて測定さ
れる。このコイルは、１５×１５のセンサー・アレイ
（２２５個のセンサー）をシミュレートするために変形
されたものである。上記コイルは、バイオメーション
（Biomation ）８１００形のＡ／Ｄ変換器に信号を供給
する前置増幅器に接続される。一定の時間にわたり適当
な数の信号を平均することによって測定におけるさまざ
まな雑音レベルが得られる。これらの測定は、シミュレ
ーションに使用される同一のプログラムに対して適用さ
れる。このようなアプローチの感度は、測定中の信号対
雑音比の観点ならびにセンサーの平面の下部に位置する
双極子の深さの観点で述べられている。本発明のシステ
ムを用いて得られた単一の双極子に関する結果は、マル
カートのアルゴリズムを用いて得られた結果と比較され
る。双極子の深さが増加するかまたは信号対雑音比（Ｓ
ＮＲ）が減少するにつれて、電流双極子の位置づけの精
度が落ちてくる。
【００４９】これまで実施例を用いて述べてきたよう
に、本発明においては、従来より少ない数のピックアッ
プ・コイルを用いて生物体内で発生する磁界を検出する
ことにより、電流双極子の位置を高精度でもって評価す
ることが可能となる。さらに、本発明の“ズーム”の手
法により所望の領域を急に大きくして表示画面上に拡大
表示することが可能となる。それゆえに、本発明は、脳
障害や心筋梗塞や不整脈等により病気にかかった領域の
位置を評価するために有効である。さらに、本発明は、
生体磁気計測装置の分野において顕著な改善を実現す
る。さらに、本発明の方法および装置は、特定の生物体
や被験者や実験材料の内部における電流双極子の画像を
形成することが要求されるような任意の分野に適用する
ことができる。
に、本発明においては、従来より少ない数のピックアッ
プ・コイルを用いて生物体内で発生する磁界を検出する
ことにより、電流双極子の位置を高精度でもって評価す
ることが可能となる。さらに、本発明の“ズーム”の手
法により所望の領域を急に大きくして表示画面上に拡大
表示することが可能となる。それゆえに、本発明は、脳
障害や心筋梗塞や不整脈等により病気にかかった領域の
位置を評価するために有効である。さらに、本発明は、
生体磁気計測装置の分野において顕著な改善を実現す
る。さらに、本発明の方法および装置は、特定の生物体
や被験者や実験材料の内部における電流双極子の画像を
形成することが要求されるような任意の分野に適用する
ことができる。
【００５０】今まで本発明の幾つかの好適な実施例につ
いて説明してきたが、ここでは、ただ単に、本発明の原
理を例証したに過ぎないと考えられる。さらに、当業者
においては数多くの変形および変更が容易になし得るの
で、本文で示したような構成および方法にのみ本発明を
限定することは望ましくない。したがって、本文に添付
されている請求の範囲およびその等価物に記載された発
明の範囲内にある限りにおいては、すべての適切な変形
例および等価例が考えられる。
いて説明してきたが、ここでは、ただ単に、本発明の原
理を例証したに過ぎないと考えられる。さらに、当業者
においては数多くの変形および変更が容易になし得るの
で、本文で示したような構成および方法にのみ本発明を
限定することは望ましくない。したがって、本文に添付
されている請求の範囲およびその等価物に記載された発
明の範囲内にある限りにおいては、すべての適切な変形
例および等価例が考えられる。
【００５１】
【発明の効果】以上説明したように、本発明によれば、
生物体等の内部における電流源の活動性の領域を常に含
みながらその一方で電流双極子のグリッド点の数を一定
に保った状態で、評価用電流双極子のグリッドを徐々に
縮小することにより、この電流双極子の位置を推定して
いるので、単位面積あたりのグリッド点の数が増加して
分解能の改善が図れる。この結果、従来より少ない数の
ピックアップ・コイル等のセンサーを用いて生物体内で
発生する磁界を検出することにより電流双極子の位置を
高精度でもって評価することが可能となり、比較的高分
解能の逆推定が実現される。
生物体等の内部における電流源の活動性の領域を常に含
みながらその一方で電流双極子のグリッド点の数を一定
に保った状態で、評価用電流双極子のグリッドを徐々に
縮小することにより、この電流双極子の位置を推定して
いるので、単位面積あたりのグリッド点の数が増加して
分解能の改善が図れる。この結果、従来より少ない数の
ピックアップ・コイル等のセンサーを用いて生物体内で
発生する磁界を検出することにより電流双極子の位置を
高精度でもって評価することが可能となり、比較的高分
解能の逆推定が実現される。
【図１】特定の電流源の分布に対する電流双極子のグリ
ッドが連続的に縮小されるような本発明の原理を説明す
るための図である。
ッドが連続的に縮小されるような本発明の原理を説明す
るための図である。
【図２】本発明の一実施例の概略的なブロック図であ
る。
る。
【図３】図２の信号処理プロセッサ、制御部およびディ
スプレイの詳細を示すブロック図である。
スプレイの詳細を示すブロック図である。
【図４】図３の回路の動作を説明するためのフローチャ
ートである。
ートである。
【図５】本発明に従って２次元の双極子のグリッドを再
構成する過程の一例を示す図である。
構成する過程の一例を示す図である。
【図６】図５の（ａ）に対応する再構成の結果を示すグ
ラフである。
ラフである。
【図７】図５の（ｂ）に対応する再構成の結果を示すグ
ラフである。
ラフである。
【図８】図５の（ｃ）に対応する再構成の結果を示すグ
ラフである。
ラフである。
【図９】２つの電流双極子の一方がグリッド点の間に位
置している場合に本発明に従って双極子のグリッドを再
構成する過程の一例を示す図である。
置している場合に本発明に従って双極子のグリッドを再
構成する過程の一例を示す図である。
【図１０】図９の（ａ）に対応する再構成の結果を示す
グラフである。
グラフである。
【図１１】図１０を改善して得られる再構成の結果を示
すグラフである。
すグラフである。
【図１２】図９の（ｂ）に対応する再構成の結果を示す
グラフである。
グラフである。
【図１３】本発明に従って３次元のグリッドを使用する
過程の一例を示す図である。
過程の一例を示す図である。
【図１４】本発明に従って極座標のグリッドを使用する
過程と脳の形状を有するグリッドを使用する過程と心臓
の形状を有するグリッドを使用する過程とを示す図であ
る。
過程と脳の形状を有するグリッドを使用する過程と心臓
の形状を有するグリッドを使用する過程とを示す図であ
る。
【図１５】本発明による２つの表示画面を備えた表示部
を示す図である。
を示す図である。
【図１６】本発明による１つの表示画面上に異なったレ
ベルの分解能をそれぞれ有する４つの分離された表示領
域を備えた表示部を示す図である。
ベルの分解能をそれぞれ有する４つの分離された表示領
域を備えた表示部を示す図である。
【図１７】本発明により画像形成されると共に表示すべ
き平面の深さを選定することが可能な物体のさまざまな
平面を表示するための多数の表示画面を備えた表示部を
示す図である。
き平面の深さを選定することが可能な物体のさまざまな
平面を表示するための多数の表示画面を備えた表示部を
示す図である。
【図１８】本発明による第１の画面と、物体内の電流双
極子の動きをシミュレートすることを目的としてこの第
１の画面の各部をさまざまな時間において選択的に表示
するための第２の画面とを備えた表示部を示す図であ
る。
極子の動きをシミュレートすることを目的としてこの第
１の画面の各部をさまざまな時間において選択的に表示
するための第２の画面とを備えた表示部を示す図であ
る。
【図１９】本発明によりＭＲＩ画像と生体磁気学上の画
像またはＭＳＩ画像とを１つのＣＲＴ上で重ね合わせる
ための重ね合わせシステムを示すブロック図である。
像またはＭＳＩ画像とを１つのＣＲＴ上で重ね合わせる
ための重ね合わせシステムを示すブロック図である。
【図２０】図１９のシステムの動作を説明するためのフ
ローチャートである。
ローチャートである。
【図２１】図１９に示すような処理を遂行するためのＭ
ＳＩ画像とＭＲＩ画像との重ね合わせシステムの他の実
施例であって図２０の回路に対応するハードウェアの変
形を示すブロック図である。
ＳＩ画像とＭＲＩ画像との重ね合わせシステムの他の実
施例であって図２０の回路に対応するハードウェアの変
形を示すブロック図である。
【図２２】従来の生体磁気計測装置の動作を説明するた
めのフローチャートである。
めのフローチャートである。
１，１′，１″…グリッド ２…電流双極子 ２′…領域 ３…生物体 ４…ピックアップ・コイル ５…ＳＱＵＩＤ磁束計 ６…検出部 ８…信号処理プロセッサ ９…制御部 １０…ディスプレイ １８…ＣＰＵ
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 ロマン バジル クック アメリカ合衆国，コネチカット 06515, ニューヘブン，ウエスト ロック アベ ニュ 24 (72)発明者 ジェームズ ジョセフ シンガー アメリカ合衆国，コネチカット 06511, ニューヘブン，エドワーズ ストリート 90 (72)発明者 林 武彦 神奈川県川崎市中原区上小田中1015番地 富士通株式会社内 (72)発明者 後藤 隆男 神奈川県川崎市中原区上小田中1015番地 富士通株式会社内 (72)発明者 中島 善康 神奈川県川崎市中原区上小田中1015番地 富士通株式会社内 (72)発明者 志村 孚城 神奈川県川崎市中原区上小田中1015番地 富士通株式会社内 (72)発明者 川辺 憲二 神奈川県川崎市中原区上小田中1015番地 富士通株式会社内 (56)参考文献 特開 平３−97446（ＪＰ，Ａ) 特開 平３−60637（ＪＰ，Ａ) 特開 平２−249530（ＪＰ，Ａ) (58)調査した分野(Int.Cl.7，ＤＢ名) A61B 5/05 A61B 5/055
Claims (18)
- 【請求項１】 物体の内部の電流源を画像化するための
生体電流源の位置推定を行うための生体磁気計測装置に
おいて、 第１の領域に多数のグリッド点を有する１つのグリッド
を定義する第１の手段と、 前記物体において該定義されたグリッドに対応する部分
内に位置する電流源により生成される磁界を測定する第
２の手段と、 該測定された磁界に基づいて前記定義されたグリッド上
の電流源の分布を決定する第３の手段と、 前記グリッド上に分布する電流源の分解能を高めるため
に、前記第１の領域よりも小さい第２の領域内に前記定
義されたグリッドを修正する第４の手段とを備えること
を特徴とする生体磁気計測装置。 - 【請求項２】 前記第３の手段において決定された電流
源の分布を示す第１の表示を生成し、かつ、前記第４の
手段において得られる修正されたグリッドに基づいた電
流源の分布を示す第２の表示を生成する第５の手段をさ
らに備える請求項１記載の生体磁気計測装置。 - 【請求項３】 前記第４の手段において決定された電流
源の分布を示す表示を生成する表示生成手段をさらに備
える請求項１記載の生体磁気計測装置。 - 【請求項４】 前記表示生成手段が、１つの主表示領域
を有すると共に、拡大されたレベルにおいて該主表示領
域の選定された部分を表示するための複数個の拡大表示
領域を有するような１つの表示を生成する機能を含む請
求項３記載の生体磁気計測装置。 - 【請求項５】 前記表示生成手段が、前記物体における
互いに垂直な断面を表示すると共に該表示される断面の
深さを示すための複数の表示領域からなる１つの表示を
提供する機能を含む請求項３記載の生体磁気計測装置。 - 【請求項６】 前記表示生成手段が、 前記物体の画像を表示するための１つの主表示領域を生
成する機能と、 さまざまな時間において該主表示領域の選定された部分
を表示するように選択的に動作する複数種の拡大表示領
域を生成する機能とを含む請求項３記載の生体磁気計測
装置。 - 【請求項７】 前記第１の手段が、脳の形状を有するグ
リッドを定義する機能を含む請求項１記載の生体磁気計
測装置。 - 【請求項８】 前記第１の手段が、心臓の形状を有する
グリッドを定義する機能を含む請求項１記載の生体磁気
計測装置。 - 【請求項９】 前記の心臓の形状を有するグリッドが、
グリッド点がないものとして予め定義された領域を含ん
でおり、該予め定義された領域は、電気的な活動性が生
じないと予想される領域に対応する請求項８記載の生体
磁気計測装置。 - 【請求項１０】 前記定義されたグリッド上に分布する
電流源の分解能が選定されたレベルに達するまで前記第
２の手段，前記第３の手段および前記第４の手段を繰り
返す手段をさらに備える請求項１記載の生体磁気計測装
置。 - 【請求項１１】 前記第１の手段が、脳の形状を有する
グリッドを定義する機能を含む請求項１０記載の生体磁
気計測装置。 - 【請求項１２】 前記第１の手段が、心臓の形状を有す
るグリッドを定義する機能を含む請求項１０記載の生体
磁気計測装置。 - 【請求項１３】 前記定義されたグリッド上に分布する
電流源の分解能が選定されたレベルに達するまで前記第
２の手段，前記第３の手段および前記第４の手段を繰り
返す手段をさらに備える請求項３記載の生体磁気計測装
置。 - 【請求項１４】 前記第３の手段が、選定された複数個
の特異値を用いて特異値分解を実行する機能を含む請求
項１記載の生体磁気計測装置。 - 【請求項１５】 医学的画像データを表示するための生
体磁気計測装置であって、 生物医学上の生体磁気データを供給する生体磁気データ
供給手段と、 生物医学上の生体磁気データ以外の医学的画像データを
供給する医学的画像データ供給手段と、 該医学的画像データから輪郭線の画像データを選定する
画像データ選定手段と、 該選定された輪郭線の画像上に前記の生物医学上の磁気
画像を重ね合わせることにより１つの表示を生成する表
示生成手段とを備え、 前記医学的画像データ供給手段は次の複数のサブ手段を
具備しており、該複数のサブ手段は、 第１の領域を有すると共に多数のグリッド点を有する１
つのグリッドを定義する第１のサブ手段と、 物体において該定義されたグリッドに対応する部分内に
位置する電流源により生成される磁界を測定する第２の
サブ手段と、 該測定された磁界に基づいて前記定義されたグリッド上
の電流源の分布を決定する第３のサブ手段と、 前記グリッド上に分布する電流源の分解能を高めるため
に、前記第１の領域よりも小さい第２の領域を有するよ
うに前記定義されたグリッドを修正する第４のサブ手段
とからな ることを特徴とする生体磁気計測装置。 - 【請求項１６】 前記第３のサブ手段が、選定された複
数個の特異値を用いて特異値分解を実行する機能を含む
請求項１５記載の生体磁気計測装置。 - 【請求項１７】 物体の内部の電流源を画像化するため
の生物医学上の生体磁気計測装置であって、 前記物体内に位置する電流源により生成される磁界を検
出すると共に該検出された磁界に対応する測定信号を供
給するための検出部と、 第１の領域を有すると共に多数のグリッド点を有する１
つのグリッドを定義し、さらに、前記測定信号を処理し
て該定義されたグリッド上の電流源の分布を決定し、さ
らに、該第１の領域よりも小さい第２の領域を有するよ
うに前記定義されたグリッドを修正し、そして、該修正
されたグリッド上の電流源の分布を決定するための手段
と、 前記定義されたグリッド上の電流源の分布および前記修
正されたグリッド上の電流源の分布を表示するための表
示手段とを具備してなることを特徴とする生体磁気計測
装置。 - 【請求項１８】 前記検出部が、 複数のピックアップ・コイルと、 該複数のピックアップ・コイルにそれぞれ連結され、か
つ、前記検出された磁界に対応する前記測定信号を供給
する複数のＳＱＵＩＤ磁力計とを有する請求項１７記載
の生体磁気計測装置。
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Families Citing this family (58)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS6261095A (ja) * | 1985-09-11 | 1987-03-17 | カシオ計算機株式会社 | 波形エディット装置 |
| US5601081A (en) * | 1993-06-04 | 1997-02-11 | Shimdaszu Corporation | Method and apparatus for deducing bioelectric current sources |
| US6009208A (en) * | 1995-08-21 | 1999-12-28 | Lucent Technologies Inc. | System and method for processing space-time images |
| JPH09179962A (ja) * | 1995-12-22 | 1997-07-11 | Matsushita Electric Ind Co Ltd | 画像処理装置 |
| US8350804B1 (en) * | 1996-04-10 | 2013-01-08 | Moll Edward W | Thought controlled system |
| US5947899A (en) * | 1996-08-23 | 1999-09-07 | Physiome Sciences | Computational system and method for modeling the heart |
| US5978694A (en) * | 1997-02-27 | 1999-11-02 | Uri Rapoport | Method and apparatus for detecting a magnetically responsive substance |
| US6336043B1 (en) * | 1997-10-02 | 2002-01-01 | Hitachi, Ltd. | Method for processing biomagnetic field data, magnetic field contour mapping, forming their waveforms and a biomagnetic instrument using the same |
| US6473518B1 (en) * | 1997-10-02 | 2002-10-29 | Hitachi, Ltd. | Method of measuring a biomagnetic field, method of analyzing a measured biomagnetic field, method of displaying biomagnetic field data, and apparatus therefor |
| JP4208275B2 (ja) * | 1997-10-30 | 2009-01-14 | 株式会社東芝 | 心臓内電気現象の診断装置およびその現象の表示方法 |
| US6697660B1 (en) | 1998-01-23 | 2004-02-24 | Ctf Systems, Inc. | Method for functional brain imaging from magnetoencephalographic data by estimation of source signal-to-noise ratio |
| US6370414B1 (en) | 1998-01-23 | 2002-04-09 | Ctf Systems, Inc. | System and method for measuring, estimating and displaying RMS current density maps |
| EP1212735A1 (en) | 1999-09-16 | 2002-06-12 | Automotive Systems Laboratory Inc. | Magnetic field sensor |
| US6674601B1 (en) | 1999-10-12 | 2004-01-06 | Seagate Technology Llc | Method and apparatus for electronically shifting mechanical resonance of an actuator system of a disc drive |
| JP3712348B2 (ja) * | 2000-07-18 | 2005-11-02 | 独立行政法人科学技術振興機構 | 心房粗動および心房細動の心臓磁界診断装置およびその作動方法 |
| JP3712349B2 (ja) * | 2000-07-18 | 2005-11-02 | 独立行政法人科学技術振興機構 | 生存心筋診断装置およびその作動方法 |
| CN100337584C (zh) * | 2000-08-29 | 2007-09-19 | 心脏磁力成像公司 | 心磁图检查中的局部缺血识别、量化和局部定位的系统 |
| US7051286B1 (en) * | 2000-11-14 | 2006-05-23 | Siemens Aktiengesellschaft | Method for altering a protocol in a magnetic resonance apparatus |
| JP2002221513A (ja) * | 2001-01-25 | 2002-08-09 | Seiji Motojima | マイクロセンサ及びその用途 |
| US6996261B2 (en) * | 2001-01-30 | 2006-02-07 | Decharms R Christopher | Methods for physiological monitoring, training, exercise and regulation |
| US20050283053A1 (en) * | 2002-01-30 | 2005-12-22 | Decharms Richard C | Methods for physiological monitoring, training, exercise and regulation |
| US6724923B2 (en) * | 2001-04-13 | 2004-04-20 | Ge Medical Systems Global Technology Co., Llc | Automatic coil selection of multi-receiver MR data using fast prescan data analysis |
| DE10119784B4 (de) * | 2001-04-23 | 2004-04-15 | Siemens Ag | Stufenlose Überblendung zwischen Darstellungen mehrerer Spinkollektive an der Benutzer-Schnittstelle mit einem Eingabegerät bei der Kernspintomographie |
| JP2002355229A (ja) * | 2001-05-31 | 2002-12-10 | Japan Science & Technology Corp | 磁界解析方法および電流分布可視化装置 |
| US6856830B2 (en) * | 2001-07-19 | 2005-02-15 | Bin He | Method and apparatus of three dimension electrocardiographic imaging |
| US20030149354A1 (en) * | 2001-08-23 | 2003-08-07 | Bakharev Alexander A. | Ischemia identification, quantification and partial localization MCG |
| US20040092809A1 (en) * | 2002-07-26 | 2004-05-13 | Neurion Inc. | Methods for measurement and analysis of brain activity |
| BRPI0406873B1 (pt) * | 2003-01-27 | 2015-09-08 | Compumedics Usa Inc | aparelho e método para reconstrução de fontes online para eeg/meg e ecg/mcg |
| US20050033154A1 (en) * | 2003-06-03 | 2005-02-10 | Decharms Richard Christopher | Methods for measurement of magnetic resonance signal perturbations |
| JP4027867B2 (ja) * | 2003-09-10 | 2007-12-26 | 株式会社日立ハイテクノロジーズ | 生体磁場計測装置 |
| US7367943B2 (en) * | 2004-01-06 | 2008-05-06 | General Electric Company | Systems and methods for determining the electrical activity of a material |
| DE102004046441B8 (de) * | 2004-09-24 | 2006-07-06 | Siemens Ag | Verfahren zur Bildwiedergabe, insbesondere bei medizinischen Einzel- oder Serienaufnahmen |
| WO2006055582A2 (en) * | 2004-11-15 | 2006-05-26 | Christopher Decharms | Stimulation of neural tissue with light |
| US7551287B2 (en) * | 2006-06-06 | 2009-06-23 | Ge Homeland Protection, Inc. | Actuator for micro-electromechanical system fabry-perot filter |
| JP4810395B2 (ja) * | 2006-10-31 | 2011-11-09 | 株式会社東芝 | 医用画像生成装置及びその方法 |
| EP2959824A1 (en) | 2007-09-25 | 2015-12-30 | Olympus Corporation | Position sensor |
| US20090306532A1 (en) * | 2008-06-06 | 2009-12-10 | Tucker Don M | Method for locating tracts of electrical brain activity |
| US7816916B2 (en) * | 2008-09-15 | 2010-10-19 | Siemens Aktiengesellschaft | Magnetic resonance imaging method using a parallel imaging technique combined with a zoomed acquisition technique |
| JP5299511B2 (ja) * | 2009-07-09 | 2013-09-25 | コニカミノルタ株式会社 | 輪郭抽出装置およびプログラム |
| US8406848B2 (en) * | 2009-10-06 | 2013-03-26 | Seiko Epson Corporation | Reconstructing three-dimensional current sources from magnetic sensor data |
| US8593141B1 (en) | 2009-11-24 | 2013-11-26 | Hypres, Inc. | Magnetic resonance system and method employing a digital squid |
| FI124019B (fi) * | 2010-03-26 | 2014-02-14 | Elekta Ab | Kelajärjestelmien suunnittelumenetelmä halutun geometrian omaavien magneettikenttien luomiseksi |
| US8970217B1 (en) | 2010-04-14 | 2015-03-03 | Hypres, Inc. | System and method for noise reduction in magnetic resonance imaging |
| US8688192B2 (en) * | 2011-01-31 | 2014-04-01 | Seiko Epson Corporation | High-resolution magnetocardiogram restoration for cardiac electric current localization |
| US9089274B2 (en) | 2011-01-31 | 2015-07-28 | Seiko Epson Corporation | Denoise MCG measurements |
| WO2012151498A2 (en) | 2011-05-04 | 2012-11-08 | Cardioinsight Technologies, Inc. | Signal averaging |
| US9549683B2 (en) | 2011-10-12 | 2017-01-24 | Cardioinsight Technologies, Inc. | Sensing zone for spatially relevant electrical information |
| JP2014140942A (ja) * | 2013-01-25 | 2014-08-07 | Seiko Epson Corp | ロボット制御システム、ロボット、ロボット制御方法及びプログラム |
| DE112014007064T5 (de) * | 2014-10-17 | 2017-06-29 | Synaptive Medical (Barbados) Inc. | System und Verfahren für die Konnektivitätszuordnung |
| JP6852372B2 (ja) * | 2016-12-02 | 2021-03-31 | 株式会社リコー | 生体データ処理装置、生体データ処理システム及び生体データ処理プログラム |
| WO2019060298A1 (en) | 2017-09-19 | 2019-03-28 | Neuroenhancement Lab, LLC | METHOD AND APPARATUS FOR NEURO-ACTIVATION |
| US11717686B2 (en) | 2017-12-04 | 2023-08-08 | Neuroenhancement Lab, LLC | Method and apparatus for neuroenhancement to facilitate learning and performance |
| US11478603B2 (en) | 2017-12-31 | 2022-10-25 | Neuroenhancement Lab, LLC | Method and apparatus for neuroenhancement to enhance emotional response |
| US11364361B2 (en) | 2018-04-20 | 2022-06-21 | Neuroenhancement Lab, LLC | System and method for inducing sleep by transplanting mental states |
| WO2020056418A1 (en) | 2018-09-14 | 2020-03-19 | Neuroenhancement Lab, LLC | System and method of improving sleep |
| US11786694B2 (en) | 2019-05-24 | 2023-10-17 | NeuroLight, Inc. | Device, method, and app for facilitating sleep |
| US11712189B2 (en) * | 2019-10-30 | 2023-08-01 | Ricoh Company, Ltd. | Dipole group quantification method and dipole group display system |
| CN114035130B (zh) * | 2021-11-16 | 2024-02-27 | 苏州卡迪默克医疗器械有限公司 | 超导磁力仪弱磁探头磁场分辨率的测试方法及装置 |
Family Cites Families (8)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| EP0112582B1 (en) * | 1982-12-27 | 1987-03-18 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Superposed image display device |
| US4928253A (en) * | 1986-01-25 | 1990-05-22 | Fujitsu Limited | Consecutive image processing system |
| DE3725532A1 (de) * | 1987-07-31 | 1989-02-09 | Siemens Ag | Verfahren zur biomagnetischen lokalisierung einer quelle elektrischer aktivitaet im menschlichen koerper |
| US5046027A (en) * | 1988-11-08 | 1991-09-03 | Massachusetts General Hospital | Apparatus and method for processing and displaying images in a digital procesor based system |
| EP0384770B1 (en) * | 1989-02-23 | 1999-04-28 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Magnetic resonance imaging system |
| JPH02246926A (ja) * | 1989-03-17 | 1990-10-02 | Fujitsu Ltd | 推定電流源の表示方式 |
| DE3922150A1 (de) * | 1989-07-06 | 1991-01-17 | Philips Patentverwaltung | Verfahren zur rekonstruktion der raeumlichen stromverteilung in einem biologischen objekt und anordnung zur durchfuehrung des verfahrens |
| US5291889A (en) * | 1991-05-23 | 1994-03-08 | Vanguard Imaging Ltd. | Apparatus and method for spatially positioning images |
-
1991
- 1991-08-09 US US07/743,065 patent/US5594849A/en not_active Expired - Lifetime
-
1992
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Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
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| DE4218563A1 (de) | 1993-02-11 |
| JPH05197767A (ja) | 1993-08-06 |
| CA2075609A1 (en) | 1993-02-10 |
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