JP3409551B2 - 生体磁気計測装置 - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】本発明は、被検体内の生体活
動電流源に伴って発生する微小磁界を計測し、その計測
データに基づいて前記被検体内の生体活動電流源を求め
る生体磁気計測装置に関する。

【０００２】

【従来の技術】近年の超伝導デバイス技術の発展に伴
い、ＳＱＵＩＤ（Superconducting QUantum Interferen
ce Device ）と呼ばれる高感度な磁束計を利用した生体
磁気計測装置が、医療診断装置の一つとして実用化され
つつあり、脳機能の解明や循環器疾患の診断に役立つも
のと期待されている。

【０００３】かかる生体磁気計測装置は、計測した磁場
データに基づき、たとえば、最小自乗法や最小ノルム法
によって、磁束計を基準とした座標計における生体活動
電流源の位置、向き、大きさなどを推定することを特徴
とし（Jukka Sarvas "Basicmathematical and electrom
agnetic concepts of the biomagnetic inverse probl
em" , Phys. Med. Biol., 1987, vol.32, No.1, 11-22,
Printed by theUK）、現在では、誘発脳磁と自発脳磁
等を計測するための臨床目的に用いられている。

【０００４】ここで、誘発脳磁とは、被検体に与えられ
た音、光、電気などの刺激によって誘発される生体活動
電流源から生じた磁場をいい、同じ刺激を被検体に与え
ることで再現できるため、計測の際には数十から数百回
の刺激を繰り返し与えることによって誘発された磁場デ
ータを加算平均することでＳ／Ｎ比の向上が図られてい
る。

【０００５】また、自発脳磁とは、てんかんなど自発的
に発生する生体活動電流源から生じた磁場をいい、誘発
脳磁のように繰り返し再現させることは不可能であるた
め、通常、加算平均せずに各時刻での磁場データがその
まま観察されるが、一定時間毎に切り出した磁場データ
に対してＦＦＴを行う場合は、その結果の加算平均が用
いられる。

【０００６】かかる誘発脳磁、自発脳磁のいずれを計測
する場合も、計測データに対して加算平均、ディジタル
フィルタリング、ＦＦＴなどの演算処理を施し、さらに
その結果を用いて最小自乗法などにより電流源の位置推
定がなされるのであるが、特に、加算平均処理は使用頻
度の高い演算であり、検査時間短縮の意味からも磁場デ
ータの計測と並行して行われる。また、生体活動電流源
から頭表面に伝わった電位データを得る脳波計や誘発電
位装置においても、やはり加算平均やディジタルフィル
タリング、ＦＦＴなどの演算処理が電位データの計測と
同時になされている。

【０００７】さて、生体磁気計測装置において、上述し
たように生体磁気計測と並行して加算平均処理を行う場
合、計測中に突発的に発生するデータ劣化要因への対応
方法が重要になる。

【０００８】特に、誘発脳磁、自発脳磁を計測する場
合、 （１）環境ノイズの急激な変動、 （２）筋電など被検体から発生する目的以外の磁場 （３）被検体自身の動き などが、磁場データ劣化の主な要因となる。

【０００９】これらの要因が生じた場合、例えば自発脳
磁の計測では、劣化要因が混入している期間に得られた
磁場データは全く信用ができなくなり、誘発脳磁の計測
に至っては数十から数百回の磁場データを加算平均する
ので、劣化要因が混入している期間のみならず計測デー
タ全体に悪影響を及ぼすこともまれではない。

【００１０】これに対し、被検体と磁束計をシールドル
ーム内に設置したり、センサ近傍以外の磁場感度を低減
する微分型ピックアップコイルを採用するなどして上記
（１）の環境ノイズの影響を小さくしたり、また、磁場
データ計測の際に同時に垂直眼電波形をモニタリングす
ることで上記（２）の瞬きによる筋電ノイズを検知し、
その時の磁場データを加算平均処理から除外する等の方
法が用いられている。

【００１１】これらに加え、上記（３）への対策とし
て、ＭＲＩ画像との重ね合わせのために用いる被検体表
面上の基準位置を、生体活動電流源からの磁場データ計
測前後で比較する方法が用いられている。

【００１２】ここで、被検体表面上の基準点の位置の検
出には、電磁送信手段と受信手段をセンサユニットおよ
び被検体にそれぞれ取り付ける方法（特開平１−５０３
６０３号公報「生体磁気測定を行うための装置及び方
法」）や、被検体表面の基準点に発振コイルを貼り付
け、そこから発せられる磁場をセンサそのもので受ける
方法が知られている（(1)S.Ahlfors, et al, "MAGNETOM
ETER POSITION INDICATORFOR MULTI CHANNEL MEG", Adv
ances in Biomagnetism, Edited by S.J.Williamson et
al, Plenum Press, New York 693-696, 1989、(2) N
euromag-122Preliminary Technical Data, August 1991
、(3) 特公平５−５５１２５号公報「生体磁場測定装
置の位置検出装置」）。

【００１３】

【発明が解決しようとする課題】しかしながら、従来の
発振コイルによる方法では、被検体が動いたかどうかを
知ることができるのは、磁場データの計測後であり、ま
た、ある時点で被検体が大きく動いたことが判明して
も、計測した磁場データが使用可能か否かの判断しかで
きず、使用不能な場合は最初から磁場データの計測をや
り直さなければならないという不都合があった。

【００１４】また、電磁送信手段と受信手段を用いる方
法では、計測中に適宜電磁送信手段から発生された磁場
を受信手段で取り込むことで、ほぼリアルタイムに被検
体の動きを検出することができるが、かかる場合も、現
在計測中の磁場データが有効であるか否かの判断しかで
きず、有効でない場合、最初から磁場データの計測をや
り直さなければならないという不都合があった。

【００１５】本発明は、上記課題を解決するために創案
されたもので、磁場データ計測中に被検体が動いた場合
であっても、磁場データの計測をやり直すことなく精度
良く生体活動電流源を求めることができる生体磁気計測
装置の提供を目的とする。

【００１６】

【課題を解決するための手段】上記目的を達成するため
に、本発明は、被検体の頭蓋内の生体活動電流源に伴っ
て発生する微小磁界を計測し、その計測データに基づい
て前記被検体の生体活動電流源を求める生体磁気計測装
置において、前記被検体に付着される発振コイルと、前
記発振コイルに電流を供給する電流供給手段と、供給さ
れた電流により前記発振コイルから生じた磁場データを
計測する磁束計と、前記電流供給手段への電流の供給と
生体活動電流源からの生体磁気データ計測を交互に複数
回行わせると共に、前記生体磁気データ計測を挟んで得
られた前記発振コイルからの磁場データから前記被検体
の動きを検出し、被検体の動きがあった場合の前記生体
磁気データを排除し、被検体の動きがない場合の前記生
体磁気データを用いて生体活動電流源を求める演算制御
手段と、を備えたことを特徴とする。

【００１７】この演算制御手段は、前記被検体の動きが
ない場合に得られた各生体磁気計測データを用い、被検
体が動くまでに得られた生体磁気計測データから第１の
生体活動電流源を求めると共に、被検体が動いた後に得
られた生体磁気計測データから第２の生体活動電流源を
求め、被検体が動くまでに得られた前記発振コイルから
の磁場データより求めた被検体の位置情報を用いて表示
画面に被検体モデルと共に前記第１の生体活動電流源を
表示し、さらに、被検体が動いた後に得られた前記発振
コイルからの磁場データより求めた被検体の位置情報を
用いて前記表示画面に重ねて前記第２の生体活動電流源
を表示することを特徴とするまた、演算制御手段は、前
記発振コイルから発せら前記磁束計によって計測された
磁場強度の逆数の平方根と、過去に同じ発振コイルから
発せられた磁場強度の逆数の平方根の差の絶対値が予め
決められた閾値より大きい場合に被検体が動いたものと
判断することを特徴とする。

【００１８】

【発明の実施の形態】以下、図面を参照して本発明の一
実施例を説明する。

【００１９】図１は、本発明の一実施例に係わる生体磁
気計測装置の概略構成図である。

【００２０】同図においてセンサーユニット１は、その
内部にピックアップコイルとＳＱＵＩＤセンサからなる
複数の高感度な磁束計Ｓ1 〜Ｓm を冷媒とともに収納し
ており、生体活動電流源の計測に先立って、被検体Ｍの
頭部に近接配備される。

【００２１】発振コイルＣ1 〜Ｃn は、鼻根部、両耳下
等被検体Ｍを特定する上で特徴となる部分に付着されて
おり、例えば、図２（ａ）に示されるように、セラミッ
ク板などの絶縁体で形成された基板３１に金属を印刷し
てコイル部３２を形成したコイルＣや、図２（ｂ）に示
されるように、ボビン３３に金属ワイヤ３４を巻いて形
成したコイルＣ’等が使用される。そして、被検体Ｍの
頭表面上に配備された各発振コイルＣ1 〜Ｃn に対し
て、電流供給ユニット１２から電流が供給される。

【００２２】データ収集ユニット２は、磁束計Ｓ1 〜Ｓ
m で計測された磁場データをＡ／Ｄ変換して、コンピュ
ータ７内の動き検出部３と演算部４に出力する。ここ
で、被検体Ｍの位置検出や動き検出動作において各発振
コイルＣ1 〜Ｃn から生じる磁場や、被検体Ｍの生体活
動電流源から生じる磁場が、磁束計Ｓ1 〜Ｓm で計測さ
れることとなる。

【００２３】コンピュータ７は、計測された磁場データ
の解析、被検体Ｍの動きの検出、被検体Ｍの動きに基づ
く磁場データの加算平均演算、電流供給ユニット１２及
び刺激装置１３の動作制御を主に行うもので、動き検出
部３、演算部４、磁場源解析部５及び収集制御部６から
構成される。

【００２４】コンピュータ７内の収集制御部６は、電流
供給ユニット１２に対する電流供給制御の他に、生体活
動電流源の計測時には被検体Ｍへの光、音、電気等の刺
激を与える刺激装置１３に対する刺激発生指示の制御も
行う。

【００２５】動き検出部３は、生体活動電流源からの磁
場データ計測の途中に被検体の動きの有無を検出するも
ので、発振コイルＣ1 〜Ｃn からの磁場データと前回に
得た同じ発振コイルＣ1 〜Ｃn からの磁場データに対し
て、予め決められたデータ処理を施して両者を所定の判
断基準で比較し、演算部４に対して被検体Ｍが動いたか
否かの有無を通知する。

【００２６】演算部４は、誘発脳磁において繰り返し計
測される磁場データや、自発脳磁において一定時間毎に
作られるＦＦＴ結果に対して、動き検出部３からの被検
体Ｍの動きの有無の通知に従い、加算平均を行うと共
に、発振コイルＣ1 〜Ｃn からの磁場データやここで加
算平均したデータ等を演算部４自身が有する所定の保存
メモリ領域ｊに一時的に記憶する。ここで、保存メモリ
領域ｊは、動き検出部３で被検体の動きが検出される度
に新たな領域が確保され、被検体が動いた後に収集され
たデータは新たに確保された領域に順次足し込まれて記
憶されることとなる。なお、これらのメモリ領域は、計
測開始前にゼロクリアされている。

【００２７】磁場源解析部５は、演算部４によって加算
平均された生体活動電流源からの磁場データを用いて、
磁束計Ｓ1 〜Ｓm に対する生体活動電流源の相対位置及
びその大きさを算出したり、各発振コイルＣ1 〜Ｃn か
らの磁場データを用いて磁束計Ｓ1 〜Ｓm に対する各発
振コイルＣ1 〜Ｃn の相対位置の算出を行う。

【００２８】なお、生体活動電流源と各発振コイルの相
対位置関係の算出は、演算部４に確保された各保存メモ
リ領域ｊ毎にそれぞれに記憶されたデータを用いて行わ
れる。

【００２９】ここで、算出された各発振コイルＣ1 〜Ｃ
n の磁束計Ｓ1 〜Ｓm に対する相対位置は、画像記憶部
８から読み出されたＭＲＩ画像上の鼻根部、両耳下部な
ど被検体Ｍの特定点に対応づけられ、生体活動電流源に
関する情報が、読み出されたＭＲＩ画像に重ねてモニタ
ー１０に表示されると共に、必要に応じてＭＯＤ（光磁
気ディスク）などの外部メモリ９に保存され、或いはプ
リンタ１１に出力される。

【００３０】次に、本発明の作用をコンピュータ７の動
作を示す図３のフローチャートを用いて説明する。

【００３１】まず、被検体Ｍの生体活動電流源からの磁
場計測、すなわち、生体磁気計測に先立って収集制御部
６に計測条件を入力する（Ｓ１）。例えば、誘発脳磁の
計測では、生体磁気データ収集のための条件として、刺
激種類（音声、光、電気）、刺激繰り返し回数、刺激間
隔、サンプリング周波数、サンプリング点数などが、ま
た位置情報データ収集のための条件として、頻度（ある
いは時間間隔）、時間、動き検出のための閾値などが計
測条件として入力される。具体的には、聴覚誘発脳磁の
計測に際しては、以下のような計測条件の設定がなされ
る。

【００３２】刺激時間５０ｍｓｅｃ 刺激間隔１０００ｍｓｅｃ〜２０００ｍｓｅｃランダム 刺激繰り返し２００回 サンプリング周波数１ＫＨｚ サンプリング点数３５０点 位置確認収集間隔３０秒 位置確認収集時間１００ｍｓｅｃ なお、これら計測条件の設定は、操作者が個別に指定し
たり、あるいは予め設定条件を記憶したメモリなどから
自動的に読み込み設定するようにしてもよい。計測条件
の設定が終了すると、次に、被検体Ｍの位置情報データ
の収集動作を行う（Ｓ２）。

【００３３】ここで、被検体Ｍの位置情報データの収集
動作を、図４に示すフローチャートに基づいて説明する
と、まず、収集制御部６は、発振コイルＣ1 〜Ｃn 中の
一つの発振コイルＣi （最初は、発振コイルＣ1 ）に電
流供給ユニット１２を通じて交流電流を供給し（Ｓ２
１）、動き検出部３は、データ収集ユニット２を介し
て、それぞれ磁束計Ｓ1 〜Ｓm で得られた磁場データを
収集する（Ｓ２２，Ｓ２３）。ここで、発振コイルＣi
へは、通常、所定の強度と周波数を持つsin 波の交流電
流が供給されるので、それにより生じる磁場データはや
はりsin 波となり、磁場強度は、このsin 波の磁場デー
タの振幅として直接求めることができるが、フーリエ変
換によって求めることもできる。

【００３４】そして、これらの動作を全ての発振コイル
Ｃ1 〜Ｃm について順次行い（Ｓ２４）、発振コイルＣ
i それぞれについての位置指標値Ｉi を、すべての磁束
計Ｓ1 〜Ｓm それぞれより得られた磁場データＩijの総
和として以下の式を用いて動き検出部３により算出し保
持する（Ｓ２５，Ｓ２６）。

【００３５】Ｉi ＝Σ（ｊ＝１．．ｍ） Ｉij ここで、磁場データＩijは、発振コイルＣi から生じた
磁場であって、磁束計Ｓj で検出された磁場強度を意味
する。

【００３６】なお、かかる位置情報データ収集動作にお
いて、データ収集ユニット２を介して収集された磁場デ
ータＩijは、演算部４にも供給され、演算部４は、これ
らの磁場データＩijを一時的に保持する。

【００３７】位置情報データ収集が終了すると、次に生
体磁場データの収集動作を行う（Ｓ３）。

【００３８】生体磁場データの収集動作は、図５のフロ
ーチャートに示されるように、まず、収集制御部６が、
刺激装置１３に対して、被検体Ｍに対する刺激として、
５０ｍｓｅｃ長の音を出力させる（Ｓ３１）。

【００３９】そして、この刺激により生体から生じた生
体磁気データを磁束計Ｓ1 〜Ｓm により検出して、デー
タ収集ユニット２を介して演算部４に取り込み（Ｓ３
２）、演算部４は、以下の式により、各磁束計Ｓj で得
られた磁場データｍj(k)の加算平均演算を行う（Ｓ３
３）。

【００４０】 Ｍj(k)＝｛Mj(k-1) ×（k-1 ）＋ｍj(k)｝／k ただし、Ｍj(k)はk 回目までの加算平均結果 Ｍj(k-1)はk-1 回目（前回）までの加算平均結果 ｍj(k)はk 回目の磁場データ この時、 Ｍj(k)＝｛Σ（ｌ−１．．ｋ） ｍj(i)｝／k と書き表すこともできるが、現実には１回毎に送られて
くる磁場データをその都度加算するので、この式のよう
には演算できない。

【００４１】その後、収集制御部６は、１０００ｍｓｅ
ｃ〜２０００ｍｓｅｃの待ち時間をおいて再び刺激装置
１３に５０ｍｓｅｃ長の音を出力させ、次に位置情報デ
ータの収集動作を行うまでの間、例えば３０秒間これら
の一連の動作Ｓ３１〜Ｓ３３を繰り返し、生体磁場デー
タ収集動作を終了する（Ｓ３４）。

【００４２】生体磁場データの収集動作が終了すると、
再び図４のフローチャートで説明したように、位置情報
データの収集を行う（Ｓ４）。

【００４３】そして、動き検出部３は、前回の位置情報
データの収集時に算出した発振コイルＣi それぞれにつ
いて算出し保持した位置指標値ＩiPと今回得られた発振
コイルＣi それぞれについて算出した位置指標値をＩiN
とから、動きの評価値εを下記の式 ε＝Σ（ｉ＝１．．ｎ）｜（１／ＩiN）−（１／ＩiP）
｜ ＩiNは今回の発振コイルＣi についての位置指標値 ＩiPは前回の発振コイルＣi についての位置指標値 により算出し、あらかじめ定めた所定の閾値と比較する
ことで被検体Ｍの動きの有無を判断する（Ｓ５）。

【００４４】ここで、以下の式で示されるビオ・サバー
ルの法則 ｄＨ＝（ sinθ／４πｒ2 ）ｄＩ から、磁場強度は電流源との距離の自乗に反比例するの
で、上記のように求めた動きの評価値εは被検体Ｍの動
いた距離に比例した値となり、動きの程度を表す数値と
して取り扱いやすい値となる。また、後述するような、
最小自乗法を用いて発振コイルの位置座標を求める処理
に比べ圧倒的に演算量が少なくなり、リアルタイムで被
検体Ｍが動いたか否かを検出することができる。

【００４５】そして、動き検出部３によって、被検体Ｍ
の動きがないと判断された場合は、演算部４にその旨が
通知され、演算部４は、現在確保している保存メモリ領
域ｊにおいて、今回の計測により得られ加算平均された
生体磁気データＭj と位置情報データＩijを各磁束計Ｓ
1 〜Ｓm 毎に与えられているアドレスにそれぞれ加算す
る（Ｓ６）。

【００４６】動き検出部３によって、被検体Ｍの動きが
あると判断された場合は、演算部４にその旨が通知さ
れ、演算部４は、今回収集された生体磁場データＭj 及
び位置情報データＩijのすべてを廃棄し（Ｓ７）、新た
な保存メモリ領域（ｊ＝ｊ＋１）を確保する（Ｓ８）。
これにより、次の計測で得られる生体磁気データと位置
情報データは、被検体Ｍの動きがない限り、ここで新た
に確保された保存メモリ領域（ｊ＝ｊ＋１）に順次加算
されることとなる。

【００４７】そして、データ収集動作が完全に終了する
まで、上述したＳ３〜Ｓ８の動作、すなわち、生体磁気
データＭj 及び位置情報データＩijの収集動作と、被検
体Ｍの動きの有無の判断がセットとして繰り返し行われ
ることとなる（Ｓ９）。

【００４８】ここで、図６には、上述した位置情報デー
タを収集するために発振コイルＣ1〜Ｃm に電流を供給
するタイミングと、生体磁気データを収集するために音
刺激を被検体Ｍに与えるタイミングが示されており、図
６ａに示されるように、発振コイルＣ1 〜Ｃm への電流
供給は３０秒間隔で行い、その間に被検体Ｍへの音刺激
を与え、被検体Ｍに与える音刺激が２００回となった時
点で生体磁場データの収集を終了する。

【００４９】被検体Ｍへの音刺激は、図６ｂに示される
ように、一回当たり５０ｍｓｅｃの音を与え、これを１
０００ｍｓｅｃ〜２０００ｍｓｅｃ毎に繰り返し行う。
そして、データ収集ユニット２によって、磁束計Ｓ1 〜
Ｓm で次々に検出される生体磁場データは、１ｍｍｓｅ
ｃづつ計３５０ｍｓｅｃの間（３５０点×１／１００
０）サンプリングされ、Ａ／Ｄ変換された後に演算部４
に送られる。

【００５０】一方、発振コイルＣ1 〜Ｃm への電流供給
は、図６ｃに示されるように、発振コイルＣ1 〜Ｃn に
順次に一回当たり、１００ｍｓｅｃの間所定電流が供給
される。

【００５１】以上の通り、生体磁場データの収集時に
は、演算部４と動き検出部３では、３０秒間の生体磁場
収集とそれを挟む２回の位置情報データ収集を一つの収
集単位として取り扱い、上記Ｓ３３で行ったこの収集単
位での生体磁場データの加算平均処理の結果は、動き検
出部３の判断結果に応じて演算部４で確保された保存メ
モリ領域に加算される。

【００５２】すなわち、上述したＳ２〜Ｓ９の動作を具
体的に説明すると、初回の収集単位では、この収集単位
を構成する１回目と２回目の位置情報データ収集の結果
を用いて被検体Ｍが動いたかどうかが判断され、被検体
Ｍが動いたと判断されると、その加算平均結果及び位置
情報データは棄却され、被検体Ｍが動いていないと判断
されると、その加算平均結果及び位置情報データは１つ
めの保存メモリ領域に格納される。

【００５３】２回目の収集単位で、この収集単位を構成
する２回目と３回目の位置情報データ収集の結果から被
検体Ｍが動いたと判断されると、やはりその加算平均結
果及び位置情報データが棄却されるが、初回の場合と異
なり、２つめの保存メモリ領域が確保され、被検体Ｍが
動いていない場合、今回得られた加算平均結果及び位置
情報データは１つめの保存メモリ領域に足し込まれる。

【００５４】３回目以降の収集単位では、同様に、その
収集単位を構成する位置情報データ収集の結果から被検
体Ｍが動いたと判断されると、その加算平均結果及び位
置情報データが棄却され、新たな保存メモリ領域が確保
されるが、被検体Ｍ動いていない場合には、得られた加
算平均結果及び位置情報データは、２回目に新たに確保
され或いは確保されている保存メモリ領域に足し込まれ
る。

【００５５】この様に、本発明では、生体磁気データの
収集動作を挟んで２回収集された位置情報データから被
検体Ｍが動いたと判断された場合、この間の収集単位の
生体磁場データは棄却され、かつ、次に保存すべき新た
な保存メモリ領域が確保され、被検体の動きがあった前
後での生体磁場データが別々に管理されることとなる。
次に、収集されたデータの解析手法について説明す
る。演算部４によって、それぞれの保存メモリ領域ｊに
一時的に記憶された生体磁気の加算平均データ及び位置
情報データは磁場源解析部５へ送られ、まず、それぞれ
の保存メモリ領域ｊ毎に記憶された生体磁場の加算平均
データを用いて、それぞれの保存メモリ領域ｊ毎に、磁
束計Ｓ1 〜Ｓm に対する生体活動電流源の大きさ及び相
対位置が算出される（Ｓ１０）。

【００５６】その後、演算部４におけるそれぞれの保存
メモリ領域ｊ毎に記憶された発振コイルＣ1 〜Ｃn から
の磁場強度Ｉijからは、それぞれの保存メモリ領域ｊ毎
に、磁束計Ｓ1 〜Ｓm に対する発振コイルＣ1 〜Ｃn の
相対位置が算出される（Ｓ１１）。

【００５７】そして、磁束計Ｓ1 〜Ｓm に対する発振コ
イルＣ1 〜Ｃn の相対位置関係及び磁束計Ｓ1 〜Ｓm に
対する生体活動電流源の発生位置がそれぞれ保存メモリ
領域ｊ毎に求められると、次に、予め被検体Ｍについて
撮影されたＭＲＩ画像が画像記憶部８から読み出され、
それぞれ保存メモリ領域ｊに記憶されたデータ毎に求め
られ生体活動電流源に関する情報が、それに対応する磁
束計Ｓ1 〜Ｓm に対する発振コイルＣ1 〜Ｃn の相対位
置関係を用いて、ＭＲＩ画像に重ねられた状態でモニタ
１０に表示される（Ｓ１２）。

【００５８】ここで、磁束計Ｓ1 〜Ｓm に対する生体活
動電流源の大きさ及び相対位置の算出方法は、最小ノル
ム法や最小自乗法など種々の手法が提案されており、い
ずれの手法を用いても良いが、ここでは、最小ノルム法
を用いた従来の電流源推定方法を説明する。

【００５９】すなわち、図７に示すように、被検体Ｍに
近接してセンサユニット１が配設され、このセンサユニ
ット１内に磁束計Ｓ1 〜Ｓm が収納されているとする。

【００６０】一方、被検体Ｍの診断対象領域である例え
ば脳に、多数の格子点１〜ｎを仮想的に設定し、各格子
点に未知の電流源（電流双極子）を仮定し、各電流源を
３次元ベクトルVPj （ｊ＝１〜ｎ）で表す。そうする
と、各磁束計Ｓ1 〜Ｓm で検出される磁界Ｂ1 〜Ｂm
は、次式（１）で表される。

【００６１】

【数１】 式（１）において、VPj ＝（Ｐjx，Ｐjy，Ｐjz） αij＝（αijx,αijy,αijz ） なお、αijは、格子点上にＸ，Ｙ，Ｚ方向の単位大きさ
の電流源を置いた場合に磁束計Ｓ1 〜Ｓm の各位置で検
出される磁界の強さを表す既知の係数である。ここで、
［Ｂ］＝（Ｂ1,Ｂ2,・・・Ｂm ） ［Ｐ］＝（Ｐ1x，Ｐ1y，Ｐ1z，・・・・Ｐnx，Ｐny，Ｐ
nz） のように表すと、（１）式は（２）式のような線形の関
係式に書き換えられる。 ［Ｂ］＝Ａ［Ｐ］ （２） （２）式において、Ａは次式（３）で表される３ｎ×ｍ
個の要素を持った行列である。

【００６２】

【数２】 ここで、Ａの逆行列をＡ^- で表すと、［Ｐ］は次式
（４）で表される。

【００６３】 ［Ｐ］＝Ａ^- ［Ｂ］ （４） ここで、最小ノルム法は、式の個数ｍ（磁束計Ｓ1 〜Ｓ
m の個数）よりも、未知数の個数３ｎ（各格子点に仮定
される電流源のＸ，Ｙ，Ｚ方向の大きさを考慮した場合
の未知数）が多い場合を前提とするもので、電流源
［Ｐ］のノルム｜［Ｐ］｜を最小にするという条件を付
加することで電流源［Ｐ］の解を求めるものである。

【００６４】なお、上述した式の個数ｍと未知数の個数
３ｎとを等しくとることで、解は一意的に求めることが
できるが、かかる場合には、解が非常に不安定となるこ
とからこの最小ノルム法が用いられている。

【００６５】電流源［Ｐ］のノルム｜［Ｐ］｜を最小に
するという条件を付加することで、上式（４）は次式
（５）のように表される。

【００６６】 ［Ｐ］＝Ａ⁺ ［Ｂ］ （５） ここで、Ａ+ は次式（６）で表される一般行列である。

【００６７】 Ａ⁺ ＝Ａ^ｔ（ＡＡ^ｔ）^-1 （６） ただし、ＡｔはＡの転置行列である。

【００６８】上式（５）を解いて各格子点上の電流源VP
j の方向、大きさを推定し、その中で値の最も大きなも
のを真の電流源に近いものとする。

【００６９】さらに、最小ノルム法の位置分解能を向上
させるために格子点分割を細分しながら最小ノルム解を
繰り返し求めることもできる。

【００７０】図８は、図７に示した格子点群Ｎの一部を
拡大して示したもので、図中の符号Ｊは、上述した最小
ノルム法を用いて推定された真の電流源に近い電流源が
存在する格子点で、この格子点Ｊの周りに細分された格
子点群Ｍ（図８では小さな黒点で示す）を追加設定し、
最初に設定した格子点群に新たに設定した格子点群Ｍを
含ませた形態で、前述と同様の手法を用いてより真の電
流源に近い電流源を推定するものである。

【００７１】次に、発振コイルからの磁場強度を用い
て、磁束計Ｓ1 〜Ｓm に対する発振コイルの相対位置
を、最小自乗法によって求める手順を以下に示す。

【００７２】ここで、各発振コイルＣ1 〜Ｃn 毎の磁場
強度列Ｉ1j〜Ｉnjを用いて、磁束計Ｓ1 〜Ｓm の位置に
対する各発振コイルＣ1 〜Ｃn の相対位置を最小自乗法
によって求める手順を、磁場源解析部４の動作を示す図
９のフローチャートに基づいて説明する。

【００７３】まず、第１番目の発振コイルＣ1 に起因す
る磁場データを用い（Ｓ１１１）、発振コイルＣ1 の位
置を仮想的に設定する（Ｓ１１２）。そして、その仮想
位置に発振コイルＣ1 がある場合に、各磁束計Ｓ1 〜Ｓ
m によって検出される仮想磁強度列を計算する（Ｓ１１
３）。この仮想磁場強度列と実際に測定された検出磁場
強度列Ｉ11〜Ｉ1mとの間で対応する項同士の差の自乗和
を求め、自乗誤差とする（Ｓ１１４）。

【００７４】次に、求めた自乗誤差と、予め決められた
判定値とを比較し（Ｓ１１５）、自乗誤差が予め決めら
れた判定値よりも大きければこの発振コイルの仮想位置
を自乗誤差が小さくなる方向に移動し（Ｓ１１６）、こ
れを新たな仮想位置として同様に自乗誤差を求め、自乗
誤差が判定値以下になるまで上記の動作を繰り返す（Ｓ
１１３〜Ｓ１１６）。

【００７５】自乗誤差が、予め決められた判定値よりも
小さければ、その仮想位置を発振コイルＣ1 の位置と特
定し、２番目の発振コイルＣ2 を特定して（Ｓ１１
９）、磁束計群に対する全ての発振コイルＣ1 〜Ｃn に
対して上述した動作を繰り返し行う（Ｓ１１２〜Ｓ１１
７）。

【００７６】ここで、ＭＲＩ画像上の所定位置に生体活
動電流源を示す情報を重ねて表示する手法について説明
する。まず、発振コイルＣ1 〜Ｃn を付着すべき位置に
ＭＲＩ撮像用のマーカを付着してＭＲＩ撮影を行うこと
により、撮影したＭＲＩ画像上に付着したマーカが表示
される。そして、生体活動電流源の計測時には、付着し
たマーカを外し、その位置に発振コイルＣ1 〜Ｃn を付
着して、発振コイルＣ1 〜Ｃn の位置特定を行う。これ
により、ＭＲＩ画像上に表示されたマーカの位置に発振
コイルの位置を対応させれば、ＭＲＩ画像上での磁束計
Ｓ1 〜Ｓm の位が特定されるため、求められた生体活動
電流源のＭＲＩ画像上での位置が特定される。

【００７７】なお、発振コイルのコイル部が真円に近
く、かつ全ての発振コイルのコイル部にばらつきがない
方が、上記の算出結果の精度は向上する。

【００７８】本実施例では、発振コイルと磁束計の組み
合わせで、動き検出と演算制御を行っているが、本発明
ではこれに限らず電磁送信、受信手段の組み合わせでも
行うことができる（特開平１−５０３６０３号）。

【００７９】この場合、電磁受信手段は直接送信手段と
の相対位置を知ることができるので、その位置と前回位
置との距離が予め決められている閾値より大きい時、加
算平均演算を新たに行うようにすることになる。

【００８０】また、動き検出動作として、発振コイルＣ
1 〜Ｃn に順番に電流を送るようにしているが、本発明
ではこれに限らず異なった周波数を持つ交流電流を発振
コイルに送り全コイルからの磁場データを数学的処理で
弁別するようにしても良い。さらに、動き検出を３０秒
おきに自動的に行うようにしているが、本発明ではこれ
に限らず操作者からの指示によって適宜行うようにして
も良い。

【００８１】本実施例では、被検体Ｍの動きを検出して
誘発脳磁の磁場データの加算平均演算結果の劣化を防い
でいるが、自発脳磁の場合であっても同様に適用でき
る。この場合、自発脳磁データそのものではなく、自発
脳磁データの一部分に対しフーリエ変換を施したデータ
が加算平均の対象となる。

【００８２】

【発明の効果】本発明によれば、特殊な装置を付加する
ことなく、通常のＭＲＩへの重ね合わせのための発振コ
イルなどの機能を用いて、生体活動電流源からの磁場デ
ータ計測中での被検体の動きを検知することができると
共に、検知した動きに基づいて計測中の加算平均処理を
制御し、動き前と動き後の磁場データを別々に管理する
事ができるので、計測データの劣化を未然に防ぐことが
できる。このため、正確な検査結果を医師に提供するこ
とができると共に、データ劣化による検査時間の延長を
防ぐことができ、検査に伴う患者の負担を軽減でき、か
つ装置のスループット向上を図ることができる。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明の一実施例に係わる生体磁気計測装置の
概略構成を示す図である。

【図２】本発明にかかる発振コイルの一実施例を示す図
である。

【図３】本発明の動作を示すフローチャートである。

【図４】本発明において位置情報データの収集動作を示
すフローチャートである。

【図５】本発明において生体磁場データの収集動作を示
すフローチャートである。

【図６】本発明の一実施例に係わる刺激装置出力とい電
流出力のタイミングチャートである。

【図７】生体活動電流源推定方法の説明に供する図であ
る。

【図８】生体活動電流源推定方法の説明に供する図であ
る。

【図９】各発振コイルの位置を求める手順を示すフロー
チャートである。

【符号の説明】

Ｍ 被検体 Ｓ1 〜Ｓm 磁束計 Ｃ1 〜Ｃn 発振コイル １ センサーユニット ２ データ収集ユニット ３ 動き検出部 ４ 演算部 ５ 磁場解析部 ６ 収集制御部 ７ コンピュータ ８ 画像記憶部画像 ９ 外部メモリ １０ モニタ １１ プリンタ １２ 電源供給ユニット １３ 刺激装置

フロントページの続き (56)参考文献 特開 平５−305062（ＪＰ，Ａ) 特開 平６−133941（ＪＰ，Ａ) 特開 昭61−199836（ＪＰ，Ａ) 特表 平１−503603（ＪＰ，Ａ) (58)調査した分野(Int.Cl.⁷，ＤＢ名) A61B 5/05

Claims (2)

(57)【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】 被検体の頭蓋内の生体活動電流源に伴っ
   て発生する微小磁界を計測し、その計測データに基づい
   て前記被検体の生体活動電流源を求める生体磁気計測装
   置において、 前記被検体に付着される発振コイルと、 前記発振コイルに電流を供給する電流供給手段と、 供給された電流により前記発振コイルから生じた磁場デ
   ータを計測する磁束計と、 前記電流供給手段への電流の供給と生体活動電流源から
   の生体磁気データ計測を交互に複数回行わせると共に、
   前記生体磁気データ計測を挟んで得られた前記発振コイ
   ルからの磁場データから前記被検体の動きを検出し、被
   検体の動きがあった場合の前記生体磁気データを排除
   し、被検体の動きがない場合の前記生体磁気データを用
   いて生体活動電流源を求める演算制御手段と、 を備えたことを特徴とする生体磁気計測装置。
2. 【請求項２】 前記演算制御手段は、前記被検体の動き
   がない場合に得られた各生体磁気データを用い、被検体
   が動くまでに得られた生体磁気計測データから第１の生
   体活動電流源を求めると共に、被検体が動いた後に得ら
   れた生体磁気データから第２の生体活動電流源を求め、
   被検体が動くまでに得られた前記発振コイルからの磁場
   データより求めた被検体の位置情報を用いて表示画面に
   被検体モデルと共に前記第１の生体活動電流源を表示
   し、さらに、被検体が動いた後に得られた前記発振コイ
   ルからの磁場データより求めた被検体の位置情報を用い
   て前記表示画面に重ねて前記第２の生体活動電流源を表
   示することを特徴とする請求項１記載の生体磁気計測装
   置。