JP3814923B2 - 生体磁気計測装置 - Google Patents
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Description
【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 Interference 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では、被検体から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系における生体活動電流源の位置、向き、大きさなどの推定がなされる（Jukka Sarvas "Basic mathematical and electromagnetic concepts of the biomagnetic inverse problem" , Phys. Med. Biol., 1987, vol.32, No.1, 11-22, Printed by the UK ）。
【０００４】
一方、このような生体内の脳磁図は、ＭＲＩ画像やＸ線ＣＴ画像などの医用画像と併用することにより、生体内の患部等の物理的位置を特定することが可能となるため、磁束計を基準とした座標系における生体活動電流源の位置情報と、医用画像との位置関係を正確に把握することが重要となる。
【０００５】
このため、鼻根部や両耳下などの頭部表面の明確な位置にPROBE POSITION INDICATOR とよばれる発振コイルを配置し、それによって生体活動電流源と被検体との位置関係を求める以下(1)-(5) に示す手法が提案されている。
【０００６】
(1) Yamamoto T,, S.J.Williamson, et al., "Magnetic localization of neuronal activity in the human brain", Proc. Natl. Acad. Sci. USA 85, p8732-8736
(2) S.Ahlfors, et al, "MAGNETOMETER POSITION INDICATOR FOR MULTI CHANNELMEG", Advances in Biomagnetism, Edited by S.J.Williamson et al, Plenum Press, New York 693-696, 1989
(3) Neuromag-122 Preliminary Technical Data, August 1991
(4) 「生体磁気測定を行うための装置及び方法」（特開平1-503603号）
(5) 「生体磁場測定装置の位置検出装置」（特公平5-55126 号）
これらの方法では、被検体の体表面の特徴的部位に貼り付けられた３つ或いはそれ以上の発振コイルの内、まず１つ目の発振コイルに直流電流が与えられ、その発振コイルから発せられる磁場を互いにその位置関係が既知の複数の磁束計によって検出し、発振コイルに与えた電流の強さと各磁束計で検出した磁場の強さ、及び各磁束計間の位置関係から、磁束計群に対する上記１つ目の発振コイルの位置が求められる。そして、この操作を２つ目以降の発振コイルに順次適用し、発振コイルすべての位置を求めた後、磁束計群に対する被検体の位置が決定される。
【０００７】
一方、医用画像の撮像、例えばＭＲＩ撮像において、被検体の各発振コイルと同じ位置にＭＲＩ撮像で検知可能な信号を発生するＭＲＩ用マーカを貼り付けて撮像を行い、画像上に描出されたＭＲＩ用マーカを指定することで画像空間でのＭＲＩ用マーカ位置を得ることができる。
【０００８】
得られた画像空間上のＭＲＩ用マーカ位置は、磁束計群に対する発振コイル位置と対応するので、この関係を基に、磁束計群に対する生体活動電流源の位置をＭＲＩ画像上に重ね合わせる手法が用いられている。
【０００９】
ここで、一般に、各スライス像の合成により立体像を得る撮像装置、例えば、ＭＲＩ撮像装置等では、診断用画像として大脳皮質のＭＲＩ撮像を行う場合、Ｓ／Ｎ比、空間分解能、および撮像時間の兼ね合いから、５ｍｍスライス厚が用いられる事が多い。そして、かかる生体磁気計測装置で求めた生体活動電流源は、最も診断能が高いＭＲＩ画像に対して重ね合わせることが診断上望ましい。
【００１０】
通常、生体活動電流源の位置を重ね合わせる際には、重ね合わせるべきＭＲＩ画像そのものに描出されているＭＲＩ用マーカを、マウスでクリックするなどの方法で指定するので、スライスに沿った方向の精度は高い。
【００１１】
【発明が解決しようとする課題】
しかしながら、診断用の画像が必ずしも、被検体の特徴的部位などを示すＭＲＩ用マーカ等を高分解能で描写するとは限らず、例えば、上述したように、診断画像撮像のため、５ｍｍスライス厚のＭＲＩ画像を用いた場合、最大スライス厚方向に５ｍｍのＭＲＩ用マーカの表示誤差が生じる可能性がある。かかる場合、ＭＲＩ画像への重ね合わせは、ＭＲＩ用マーカの位置指定誤差が生体活動電流源の重ね合わせ誤差に直結するため（岡村他「脳手術ナビゲータの位置精度の改善」Medical ImagingTechnology Vol12. No.4 July 1994 ）、位置指定誤差に直結する５ｍｍの表示誤差は生体活動電流源の表示誤差に直結し、診断上支障を来すこととなる。
【００１２】
これを解消するには、１ｍｍ程度の薄いスライス厚でＭＲＩ撮像すればよいが、現在最も普及している永久磁石ＭＲＩや、超伝導ＭＲＩでも０．５Ｔ機等においては、１ｍｍ〜１．５ｍｍスライス厚の条件では診断上使用に耐えうる画質を得ることが困難である。
【００１３】
特に、最近、ｆＭＲＩ（functional ＭＲＩ）と呼ばれる手法を用いて、特定の脳機能を直接画像化する試みが行われているが、このｆＭＲＩ画像はその原理からある程度のスライス厚さを必要とするので、ｆＭＲＩ画像そのものに描出されているＭＲＩ用マーカを用いて生体磁気計測装置で求めた生体活動電流源を重ねあわせる場合にはより大きな誤差が生じるおそれが生じる。
【００１４】
このため、生体活動電流源の位置を重ね合わせるべきＭＲＩ画像と同一の画像を用いてＭＲＩ用マーカを指定する従来の方法においては、多くの臨床の現場で上記のような問題点があった。
【００１５】
そこで、本発明はこれらの課題を解消するために創案されたもので、生体活動電流源を診断用画像に精度良く重ね合わせ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であって、被検体に貼付された発振コイルが発する磁場を磁束計により検知することで得られた当該磁束計と前記発振コイルとの位置情報と、前記発振コイルの貼付位置と同じ位置にＭＲＩ用マーカを貼付した被検体を高分解能撮像することで得た位置参照用画像の空間座標系での前記ＭＲＩ用マーカの位置情報と、前記位置参照用画像の空間座標系と診断用に被検体を撮像することで得た診断用画像の空間座標系との位置関係情報を用いて、前記生体活動電流源を診断用画像の対応位置に重畳する演算手段を備えたことを特徴とする。
【００１７】
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であって、被検体に貼付された発振コイルが発する磁場の磁束計による検知データから当該磁束計に対する前記発振コイルの相対位置を算出する位置算出手段と、前記発振コイルの貼付位置と同じ位置にＭＲＩ用マーカを貼付した被検体を高分解能撮像することで得た位置参照用画像と、診断用に被検体を撮像することで得た診断用画像を記憶する画像記憶手段と、前記位置参照用画像の空間座標系と前記診断用画像の空間座標系との位置関係情報を用いて、前記位置参照用画像に描写されたＭＲＩ用マーカ位置に対応する前記診断用画像の空間座標系での位置を求める位置変換手段と、前記発振コイルの位置と前記診断用画像の空間座標系の前記ＭＲＩ用マーカ位置を対比することで、生体活動電流源を診断用画像に重ね合わせる重畳手段とを備えたことを特徴とする。
【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形態を説明する。
【００１９】
図１は、本発明の一実施形態にかかる生体磁気計測装置の概略構成図である。同図においてセンサユニット１は、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が、デュアの中に冷媒とともに収納され、生体活動電流源からの磁場の計測に先立って、被検体Ｍの頭部に近接配備される。発振コイルC1〜Cnは、被検体Ｍの鼻根部、両耳下等の特徴的部位に貼着されるものであるが、当該発振コイルC1〜Cnは、例えばセラミック板などの基板に金属を印刷してコイル部を形成したコイルや、ボビンに金属ワイヤを巻いて形成したコイルが使用される。
【００２０】
収集制御部８は、刺激部１１を介して被検体Ｍへ与える刺激を制御すると共に、電流供給部１０を介して発振コイルC1〜Cnへ供給する電流を制御する。
【００２１】
各発振コイルC1〜Cnへの交流電流の供給により発生した交流磁場は、センサーユニット１内の磁束計S1〜Smによって検出され、データ収集ユニット２によってＡ／Ｄ変換された後、発振コイル位置算出部３に送られる。
【００２２】
一方、刺激により生体活動電流源から発生した磁場は、発振コイルC1〜Cnから発生した磁場と同様に、センサユニット１内の磁束計S1〜Smによって検出され、データ収集ユニット２によってＡ／Ｄ変換された後、電源解析部４に送られる。ＭＲＩマーカ指定部７は、操作者の指示に基づき、高分解で撮像された位置参照用ＭＲＩ画像上に表示されたＭＲＩ用マーカを指定する。指定されたＭＲＩ用マーカ位置は、位置変換部６によって診断用に撮像された目的ＭＲＩ画像上の位置に変換される。
【００２３】
ＭＲＩ重ね合わせ部５は、発振コイル位置算出部３で求めた磁束計S1〜Smに対する発振コイルC1〜Cnの位置と、位置変換部６で求めた目的ＭＲＩ画像上のＭＲＩ用マーカ位置とを対応づけることで、電源解析部４で求めた生体活動電流源の位置を目的ＭＲＩ画像上に重ね合わせてモニタ１５に表示させる。
【００２４】
コンピュータ９は、Ａ／Ｄ変換された磁場データに基づいた発振コイルの位置の算出、生体活動電流源の位置の算出、位置参照用ＭＲＩ画像上のＭＲＩ用マーカ位置の指定、位置参照用ＭＲＩ上のＭＲＩ用マーカ位置の目的ＭＲＩ画像上での位置の変換、及びＭＲＩへの生体活動電流源の重ねあわせ等を行うもので、上述した発振コイル位置算出部３、電源解析部４、ＭＲＩマーカ指定部７、位置変換部６、ＭＲＩ重ね合わせ部５、及び収集制御部８からなる。
【００２５】
次に、本実施形態の作用をコンピュータ９の動作を示す図２のフローチャートを用いて説明する。
【００２６】
まず、磁束計S1〜Smに対する発振コイルC1〜Cnの相対位置測定に際し、収集制御部８は、電流供給部１０を介して各発振コイルC1〜Cnそれぞれに交流電流を供給する（Ｓ１）。
【００２７】
発振コイル位置算出部３は、発振コイルC1〜Cnから発生し、磁束計S1〜Smによって検出された交流磁場をデータ収集ユニット２を介して磁場データとしてに入力し（Ｓ２）、磁束計S1〜Smに対する各発振コイルC1〜Cnの相対位置を周知の最小二乗法等を用いて算出する（Ｓ３）。
【００２８】
次に、磁束計S1〜Smに対する生体活動電流源の位置を測定に際し、収集制御部８は、刺激部１１を介して被検体Ｍに刺激を付与する（Ｓ４）。
【００２９】
電源解析部５は、刺激に伴って発生する生体活動電流源からの磁場を磁束計S1〜Sm、データ収集ユニット２を介して磁場データとして入力し（Ｓ５）、磁束計S1〜Smに対する生体活動電流源の相対位置を算出する（Ｓ６）。
【００３０】
なお、磁束計S1〜Smに対する生体活動電流源の相対位置の算出方法は、最小ノルム法や格子点移動法など種々の手法が提案されており、例えば最小ノルム法の手順はHamarainen等の報告（Matti Hamarainen, Riitta Hari, et al, "Magnetoencepharlography. Theory, instrumentation, and applications to noninvasive studies of the human brain" Reviews of Modern Physics, Vol.65 No.2 April 1993のp441）等にその詳細が述べられている。
【００３１】
生体活動電流源の相対位置が算出されると、ＭＲＩマーカ指定部７は、操作者による位置参照用ＭＲＩ画像に描出されているＭＲＩ用マーカ位置の指定に基づき、位置参照用ＭＲＩ画像上でのＭＲＩ用マーカ位置を認識し、位置変換部６は、予め求めた位置参照用ＭＲＩ画像と目的ＭＲＩ画像上との位置関係に基づき、目的ＭＲＩ画像上でのＭＲＩ用マーカ位置を算出する（Ｓ７）。
【００３２】
なお、位置参照用ＭＲＩ画像上でのＭＲＩ用マーカ位置の指定は、操作者がマウス等を用いてモニタ１５に表示された画像のマーカ位置をクリック等すればよい。
【００３３】
また、位置参照用ＭＲＩ画像は、磁束計S1〜Smと被検体Ｍとの相対位置関係算出のため被検体Ｍに貼着した発振コイルC1〜Cnと同一箇所にＭＲＩ用マーカを貼着し、ＭＲＩ用マーカを高分解能、例えば１ｍｍスライスでＭＲＩ撮像を行うことで得られる。目的ＭＲＩ画像は、本来の診察を目的とした条件、例えば、ｆＭＲＩ（functional ＭＲＩ）手法などによる撮像で得られる画像である。
【００３４】
ここで、図３は、位置参照用ＭＲＩ画像の空間座標系と目的ＭＲＩ画像の空間座標系との位置関係を示しており、同図に基づき、位置参照用ＭＲＩ画像と目的ＭＲＩ画像との位置関係から、目的ＭＲＩ画像上でのＭＲＩ用マーカ位置を算出する方法を説明する。
【００３５】
位置参照用ＭＲＩ画像個々は、それぞれ断層像として二次元平面であるため、指定されたＭＲＩ用マーカM1の位置は二次元座標で与えられるが、位置指定に用いたスライスの番号を含めることで、位置参照用ＭＲＩ画像の空間座標系（a,b,c ）での３次元座標（a1,b1,c1）（不図示）が得られる（図３(c) ）。
【００３６】
通常ＭＲＩ画像は、ＭＲＩ装置内の磁場空間内の画像位置関係をヘッダ情報などとして保持するため、ＭＲＩ用マーカM1を指定した位置参照用ＭＲＩ画像の磁場空間内の位置関係、例えばスライス中心の磁場空間座標値( Xc', Yc', Zc')とスライスの法線ベクトルの向き( θ',φ')を用いることで、先に得た( a1, b1, c1 )を磁場空間座標( Xm1, Ym1, Zm1)に変換できる（図３(a) ）。同様に、他のＭＲＩ用マーカM2,M3 （不図示）の磁場空間座標値( Xm2, Ym2, Zm2)、(Xm3, Ym3, Zm3 )（不図示）も求めることができる。
【００３７】
磁場空間座標系で得られたマーカ位置( Xm1, Ym1, Zm1)〜(Xm3, Ym3, Zm3 )は、目的ＭＲＩ画像の磁場空間内の位置関係、すなわち目的ＭＲＩ画像のスライス中心の磁場空間座標値( Xci, Yci, Zci)と法線ベクトルの向き( θ, φ )から、目的ＭＲＩ画像上の位置とスライス番号に変換することが可能となる。
【００３８】
ＭＲＩ重ね合わせ部５は、得られた目的ＭＲＩ画像上のＭＲＩ用マーカ位置を、先に求めた発振コイルC1〜Cnの位置に対応づけることで、目的ＭＲＩ画像上の生体活動電流源の位置を特定し（Ｓ８）、生体活動電流源を重ねた目的ＭＲＩ画像上に重ね合わせてモニタ１５に表示する（Ｓ９）。
【００３９】
本実施形態では、生体活動電流源の位置をＭＲＩ画像に重ね合わせているが、本発明はこれに限らず、当該ＭＲＩ画像に換えて、Ｘ線ＣＴ画像や核医学画像を用いても良い。その場合、マーカは各モダリティで描出される素材で作られている必要がある。
【００４０】
また、本発明ではマーカ指定用の画像と重ね合わせ用の画像が別々のモダリティで撮像されていても良い。その場合、両者の位置関係が互いに明確である必要がある。
【００４１】
さらに、本実施形態では、被検体に刺激を付与し、その刺激に誘発された生体活動電流源を目的ＭＲＩ画像に重ね合わせているが、本発明はそれに限らず、てんかんなど刺激を与えることなく自発的に発生する生体活動電流源を重ね合わせても良く、この場合、刺激出力を行わずに測定する。
【００４２】
なお、本実施形態では、位置参照用ＭＲＩ画像において特定したＭＲＩ用マーカの位置を診断用画像の空間座標系での位置情報に変換し、生体磁気計測により得た発振コイルの位置情報との対比により、生体活動電流源を診断用画像に重畳するよう構成したが、位置参照用ＭＲＩ画像において特定したＭＲＩ用マーカの位置と生体磁気計測により得た発振コイルの位置情報との対比により、位置参照用ＭＲＩ画像の空間座標系での生体活動電流源の位置を求め、これを診断用画像の空間座標系での位置情報に変換して重畳するよう構成してもよい。
【００４３】
【発明の効果】
本発明によれば、ＭＲＩ用マーカの位置情報を得るためのＭＲＩ画像を高分解能で撮像し、生体活動電流源の位置を重ね合わせは別途診断用のＭＲＩ画像に行うよう構成したため、生体活動電流源を精度良く、目的のＭＲＩ画像に重ね合わせることができ、また、ｆＭＲＩ（functional MRI）や脳表面画像などスライス厚の大きいＭＲＩ画像においても、精度よく生体活動電流源を重ね合わせることができる。
【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】本実施例の動作を示すフローチャートである。
【図３】位置参照用ＭＲＩ画像と目的ＭＲＩ画像との空間座標系の位置関係を示す図である。
【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 発振コイル位置算出部
４ 電源解析部
５ ＭＲＩ重ね合わせ部
６ 位置変換部
７ ＭＲＩマーカ指定部
８ 収集制御部
９ コンピュータ
１０ 電流供給部
１１ 刺激部
１２ 刺激装置
１３ 目的ＭＲＩ
１４ 位置参照用ＭＲＩ
１５ モニタ
【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 Interference 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では、被検体から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系における生体活動電流源の位置、向き、大きさなどの推定がなされる（Jukka Sarvas "Basic mathematical and electromagnetic concepts of the biomagnetic inverse problem" , Phys. Med. Biol., 1987, vol.32, No.1, 11-22, Printed by the UK ）。
【０００４】
一方、このような生体内の脳磁図は、ＭＲＩ画像やＸ線ＣＴ画像などの医用画像と併用することにより、生体内の患部等の物理的位置を特定することが可能となるため、磁束計を基準とした座標系における生体活動電流源の位置情報と、医用画像との位置関係を正確に把握することが重要となる。
【０００５】
このため、鼻根部や両耳下などの頭部表面の明確な位置にPROBE POSITION INDICATOR とよばれる発振コイルを配置し、それによって生体活動電流源と被検体との位置関係を求める以下(1)-(5) に示す手法が提案されている。
【０００６】
(1) Yamamoto T,, S.J.Williamson, et al., "Magnetic localization of neuronal activity in the human brain", Proc. Natl. Acad. Sci. USA 85, p8732-8736
(2) S.Ahlfors, et al, "MAGNETOMETER POSITION INDICATOR FOR MULTI CHANNELMEG", Advances in Biomagnetism, Edited by S.J.Williamson et al, Plenum Press, New York 693-696, 1989
(3) Neuromag-122 Preliminary Technical Data, August 1991
(4) 「生体磁気測定を行うための装置及び方法」（特開平1-503603号）
(5) 「生体磁場測定装置の位置検出装置」（特公平5-55126 号）
これらの方法では、被検体の体表面の特徴的部位に貼り付けられた３つ或いはそれ以上の発振コイルの内、まず１つ目の発振コイルに直流電流が与えられ、その発振コイルから発せられる磁場を互いにその位置関係が既知の複数の磁束計によって検出し、発振コイルに与えた電流の強さと各磁束計で検出した磁場の強さ、及び各磁束計間の位置関係から、磁束計群に対する上記１つ目の発振コイルの位置が求められる。そして、この操作を２つ目以降の発振コイルに順次適用し、発振コイルすべての位置を求めた後、磁束計群に対する被検体の位置が決定される。
【０００７】
一方、医用画像の撮像、例えばＭＲＩ撮像において、被検体の各発振コイルと同じ位置にＭＲＩ撮像で検知可能な信号を発生するＭＲＩ用マーカを貼り付けて撮像を行い、画像上に描出されたＭＲＩ用マーカを指定することで画像空間でのＭＲＩ用マーカ位置を得ることができる。
【０００８】
得られた画像空間上のＭＲＩ用マーカ位置は、磁束計群に対する発振コイル位置と対応するので、この関係を基に、磁束計群に対する生体活動電流源の位置をＭＲＩ画像上に重ね合わせる手法が用いられている。
【０００９】
ここで、一般に、各スライス像の合成により立体像を得る撮像装置、例えば、ＭＲＩ撮像装置等では、診断用画像として大脳皮質のＭＲＩ撮像を行う場合、Ｓ／Ｎ比、空間分解能、および撮像時間の兼ね合いから、５ｍｍスライス厚が用いられる事が多い。そして、かかる生体磁気計測装置で求めた生体活動電流源は、最も診断能が高いＭＲＩ画像に対して重ね合わせることが診断上望ましい。
【００１０】
通常、生体活動電流源の位置を重ね合わせる際には、重ね合わせるべきＭＲＩ画像そのものに描出されているＭＲＩ用マーカを、マウスでクリックするなどの方法で指定するので、スライスに沿った方向の精度は高い。
【００１１】
【発明が解決しようとする課題】
しかしながら、診断用の画像が必ずしも、被検体の特徴的部位などを示すＭＲＩ用マーカ等を高分解能で描写するとは限らず、例えば、上述したように、診断画像撮像のため、５ｍｍスライス厚のＭＲＩ画像を用いた場合、最大スライス厚方向に５ｍｍのＭＲＩ用マーカの表示誤差が生じる可能性がある。かかる場合、ＭＲＩ画像への重ね合わせは、ＭＲＩ用マーカの位置指定誤差が生体活動電流源の重ね合わせ誤差に直結するため（岡村他「脳手術ナビゲータの位置精度の改善」Medical ImagingTechnology Vol12. No.4 July 1994 ）、位置指定誤差に直結する５ｍｍの表示誤差は生体活動電流源の表示誤差に直結し、診断上支障を来すこととなる。
【００１２】
これを解消するには、１ｍｍ程度の薄いスライス厚でＭＲＩ撮像すればよいが、現在最も普及している永久磁石ＭＲＩや、超伝導ＭＲＩでも０．５Ｔ機等においては、１ｍｍ〜１．５ｍｍスライス厚の条件では診断上使用に耐えうる画質を得ることが困難である。
【００１３】
特に、最近、ｆＭＲＩ（functional ＭＲＩ）と呼ばれる手法を用いて、特定の脳機能を直接画像化する試みが行われているが、このｆＭＲＩ画像はその原理からある程度のスライス厚さを必要とするので、ｆＭＲＩ画像そのものに描出されているＭＲＩ用マーカを用いて生体磁気計測装置で求めた生体活動電流源を重ねあわせる場合にはより大きな誤差が生じるおそれが生じる。
【００１４】
このため、生体活動電流源の位置を重ね合わせるべきＭＲＩ画像と同一の画像を用いてＭＲＩ用マーカを指定する従来の方法においては、多くの臨床の現場で上記のような問題点があった。
【００１５】
そこで、本発明はこれらの課題を解消するために創案されたもので、生体活動電流源を診断用画像に精度良く重ね合わせ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であって、被検体に貼付された発振コイルが発する磁場を磁束計により検知することで得られた当該磁束計と前記発振コイルとの位置情報と、前記発振コイルの貼付位置と同じ位置にＭＲＩ用マーカを貼付した被検体を高分解能撮像することで得た位置参照用画像の空間座標系での前記ＭＲＩ用マーカの位置情報と、前記位置参照用画像の空間座標系と診断用に被検体を撮像することで得た診断用画像の空間座標系との位置関係情報を用いて、前記生体活動電流源を診断用画像の対応位置に重畳する演算手段を備えたことを特徴とする。
【００１７】
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であって、被検体に貼付された発振コイルが発する磁場の磁束計による検知データから当該磁束計に対する前記発振コイルの相対位置を算出する位置算出手段と、前記発振コイルの貼付位置と同じ位置にＭＲＩ用マーカを貼付した被検体を高分解能撮像することで得た位置参照用画像と、診断用に被検体を撮像することで得た診断用画像を記憶する画像記憶手段と、前記位置参照用画像の空間座標系と前記診断用画像の空間座標系との位置関係情報を用いて、前記位置参照用画像に描写されたＭＲＩ用マーカ位置に対応する前記診断用画像の空間座標系での位置を求める位置変換手段と、前記発振コイルの位置と前記診断用画像の空間座標系の前記ＭＲＩ用マーカ位置を対比することで、生体活動電流源を診断用画像に重ね合わせる重畳手段とを備えたことを特徴とする。
【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形態を説明する。
【００１９】
図１は、本発明の一実施形態にかかる生体磁気計測装置の概略構成図である。同図においてセンサユニット１は、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が、デュアの中に冷媒とともに収納され、生体活動電流源からの磁場の計測に先立って、被検体Ｍの頭部に近接配備される。発振コイルC1〜Cnは、被検体Ｍの鼻根部、両耳下等の特徴的部位に貼着されるものであるが、当該発振コイルC1〜Cnは、例えばセラミック板などの基板に金属を印刷してコイル部を形成したコイルや、ボビンに金属ワイヤを巻いて形成したコイルが使用される。
【００２０】
収集制御部８は、刺激部１１を介して被検体Ｍへ与える刺激を制御すると共に、電流供給部１０を介して発振コイルC1〜Cnへ供給する電流を制御する。
【００２１】
各発振コイルC1〜Cnへの交流電流の供給により発生した交流磁場は、センサーユニット１内の磁束計S1〜Smによって検出され、データ収集ユニット２によってＡ／Ｄ変換された後、発振コイル位置算出部３に送られる。
【００２２】
一方、刺激により生体活動電流源から発生した磁場は、発振コイルC1〜Cnから発生した磁場と同様に、センサユニット１内の磁束計S1〜Smによって検出され、データ収集ユニット２によってＡ／Ｄ変換された後、電源解析部４に送られる。ＭＲＩマーカ指定部７は、操作者の指示に基づき、高分解で撮像された位置参照用ＭＲＩ画像上に表示されたＭＲＩ用マーカを指定する。指定されたＭＲＩ用マーカ位置は、位置変換部６によって診断用に撮像された目的ＭＲＩ画像上の位置に変換される。
【００２３】
ＭＲＩ重ね合わせ部５は、発振コイル位置算出部３で求めた磁束計S1〜Smに対する発振コイルC1〜Cnの位置と、位置変換部６で求めた目的ＭＲＩ画像上のＭＲＩ用マーカ位置とを対応づけることで、電源解析部４で求めた生体活動電流源の位置を目的ＭＲＩ画像上に重ね合わせてモニタ１５に表示させる。
【００２４】
コンピュータ９は、Ａ／Ｄ変換された磁場データに基づいた発振コイルの位置の算出、生体活動電流源の位置の算出、位置参照用ＭＲＩ画像上のＭＲＩ用マーカ位置の指定、位置参照用ＭＲＩ上のＭＲＩ用マーカ位置の目的ＭＲＩ画像上での位置の変換、及びＭＲＩへの生体活動電流源の重ねあわせ等を行うもので、上述した発振コイル位置算出部３、電源解析部４、ＭＲＩマーカ指定部７、位置変換部６、ＭＲＩ重ね合わせ部５、及び収集制御部８からなる。
【００２５】
次に、本実施形態の作用をコンピュータ９の動作を示す図２のフローチャートを用いて説明する。
【００２６】
まず、磁束計S1〜Smに対する発振コイルC1〜Cnの相対位置測定に際し、収集制御部８は、電流供給部１０を介して各発振コイルC1〜Cnそれぞれに交流電流を供給する（Ｓ１）。
【００２７】
発振コイル位置算出部３は、発振コイルC1〜Cnから発生し、磁束計S1〜Smによって検出された交流磁場をデータ収集ユニット２を介して磁場データとしてに入力し（Ｓ２）、磁束計S1〜Smに対する各発振コイルC1〜Cnの相対位置を周知の最小二乗法等を用いて算出する（Ｓ３）。
【００２８】
次に、磁束計S1〜Smに対する生体活動電流源の位置を測定に際し、収集制御部８は、刺激部１１を介して被検体Ｍに刺激を付与する（Ｓ４）。
【００２９】
電源解析部５は、刺激に伴って発生する生体活動電流源からの磁場を磁束計S1〜Sm、データ収集ユニット２を介して磁場データとして入力し（Ｓ５）、磁束計S1〜Smに対する生体活動電流源の相対位置を算出する（Ｓ６）。
【００３０】
なお、磁束計S1〜Smに対する生体活動電流源の相対位置の算出方法は、最小ノルム法や格子点移動法など種々の手法が提案されており、例えば最小ノルム法の手順はHamarainen等の報告（Matti Hamarainen, Riitta Hari, et al, "Magnetoencepharlography. Theory, instrumentation, and applications to noninvasive studies of the human brain" Reviews of Modern Physics, Vol.65 No.2 April 1993のp441）等にその詳細が述べられている。
【００３１】
生体活動電流源の相対位置が算出されると、ＭＲＩマーカ指定部７は、操作者による位置参照用ＭＲＩ画像に描出されているＭＲＩ用マーカ位置の指定に基づき、位置参照用ＭＲＩ画像上でのＭＲＩ用マーカ位置を認識し、位置変換部６は、予め求めた位置参照用ＭＲＩ画像と目的ＭＲＩ画像上との位置関係に基づき、目的ＭＲＩ画像上でのＭＲＩ用マーカ位置を算出する（Ｓ７）。
【００３２】
なお、位置参照用ＭＲＩ画像上でのＭＲＩ用マーカ位置の指定は、操作者がマウス等を用いてモニタ１５に表示された画像のマーカ位置をクリック等すればよい。
【００３３】
また、位置参照用ＭＲＩ画像は、磁束計S1〜Smと被検体Ｍとの相対位置関係算出のため被検体Ｍに貼着した発振コイルC1〜Cnと同一箇所にＭＲＩ用マーカを貼着し、ＭＲＩ用マーカを高分解能、例えば１ｍｍスライスでＭＲＩ撮像を行うことで得られる。目的ＭＲＩ画像は、本来の診察を目的とした条件、例えば、ｆＭＲＩ（functional ＭＲＩ）手法などによる撮像で得られる画像である。
【００３４】
ここで、図３は、位置参照用ＭＲＩ画像の空間座標系と目的ＭＲＩ画像の空間座標系との位置関係を示しており、同図に基づき、位置参照用ＭＲＩ画像と目的ＭＲＩ画像との位置関係から、目的ＭＲＩ画像上でのＭＲＩ用マーカ位置を算出する方法を説明する。
【００３５】
位置参照用ＭＲＩ画像個々は、それぞれ断層像として二次元平面であるため、指定されたＭＲＩ用マーカM1の位置は二次元座標で与えられるが、位置指定に用いたスライスの番号を含めることで、位置参照用ＭＲＩ画像の空間座標系（a,b,c ）での３次元座標（a1,b1,c1）（不図示）が得られる（図３(c) ）。
【００３６】
通常ＭＲＩ画像は、ＭＲＩ装置内の磁場空間内の画像位置関係をヘッダ情報などとして保持するため、ＭＲＩ用マーカM1を指定した位置参照用ＭＲＩ画像の磁場空間内の位置関係、例えばスライス中心の磁場空間座標値( Xc', Yc', Zc')とスライスの法線ベクトルの向き( θ',φ')を用いることで、先に得た( a1, b1, c1 )を磁場空間座標( Xm1, Ym1, Zm1)に変換できる（図３(a) ）。同様に、他のＭＲＩ用マーカM2,M3 （不図示）の磁場空間座標値( Xm2, Ym2, Zm2)、(Xm3, Ym3, Zm3 )（不図示）も求めることができる。
【００３７】
磁場空間座標系で得られたマーカ位置( Xm1, Ym1, Zm1)〜(Xm3, Ym3, Zm3 )は、目的ＭＲＩ画像の磁場空間内の位置関係、すなわち目的ＭＲＩ画像のスライス中心の磁場空間座標値( Xci, Yci, Zci)と法線ベクトルの向き( θ, φ )から、目的ＭＲＩ画像上の位置とスライス番号に変換することが可能となる。
【００３８】
ＭＲＩ重ね合わせ部５は、得られた目的ＭＲＩ画像上のＭＲＩ用マーカ位置を、先に求めた発振コイルC1〜Cnの位置に対応づけることで、目的ＭＲＩ画像上の生体活動電流源の位置を特定し（Ｓ８）、生体活動電流源を重ねた目的ＭＲＩ画像上に重ね合わせてモニタ１５に表示する（Ｓ９）。
【００３９】
本実施形態では、生体活動電流源の位置をＭＲＩ画像に重ね合わせているが、本発明はこれに限らず、当該ＭＲＩ画像に換えて、Ｘ線ＣＴ画像や核医学画像を用いても良い。その場合、マーカは各モダリティで描出される素材で作られている必要がある。
【００４０】
また、本発明ではマーカ指定用の画像と重ね合わせ用の画像が別々のモダリティで撮像されていても良い。その場合、両者の位置関係が互いに明確である必要がある。
【００４１】
さらに、本実施形態では、被検体に刺激を付与し、その刺激に誘発された生体活動電流源を目的ＭＲＩ画像に重ね合わせているが、本発明はそれに限らず、てんかんなど刺激を与えることなく自発的に発生する生体活動電流源を重ね合わせても良く、この場合、刺激出力を行わずに測定する。
【００４２】
なお、本実施形態では、位置参照用ＭＲＩ画像において特定したＭＲＩ用マーカの位置を診断用画像の空間座標系での位置情報に変換し、生体磁気計測により得た発振コイルの位置情報との対比により、生体活動電流源を診断用画像に重畳するよう構成したが、位置参照用ＭＲＩ画像において特定したＭＲＩ用マーカの位置と生体磁気計測により得た発振コイルの位置情報との対比により、位置参照用ＭＲＩ画像の空間座標系での生体活動電流源の位置を求め、これを診断用画像の空間座標系での位置情報に変換して重畳するよう構成してもよい。
【００４３】
【発明の効果】
本発明によれば、ＭＲＩ用マーカの位置情報を得るためのＭＲＩ画像を高分解能で撮像し、生体活動電流源の位置を重ね合わせは別途診断用のＭＲＩ画像に行うよう構成したため、生体活動電流源を精度良く、目的のＭＲＩ画像に重ね合わせることができ、また、ｆＭＲＩ（functional MRI）や脳表面画像などスライス厚の大きいＭＲＩ画像においても、精度よく生体活動電流源を重ね合わせることができる。
【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】本実施例の動作を示すフローチャートである。
【図３】位置参照用ＭＲＩ画像と目的ＭＲＩ画像との空間座標系の位置関係を示す図である。
【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 発振コイル位置算出部
４ 電源解析部
５ ＭＲＩ重ね合わせ部
６ 位置変換部
７ ＭＲＩマーカ指定部
８ 収集制御部
９ コンピュータ
１０ 電流供給部
１１ 刺激部
１２ 刺激装置
１３ 目的ＭＲＩ
１４ 位置参照用ＭＲＩ
１５ モニタ
Claims (2)
- 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、
被検体に貼付された発振コイルが発する磁場を磁束計により検知することで得られた当該磁束計と前記発振コイルとの位置情報と、前記発振コイルの貼付位置と同じ位置にＭＲＩ用マーカを貼付した被検体を高分解能撮像することで得た位置参照用画像の空間座標系での前記ＭＲＩ用マーカの位置情報と、前記位置参照用画像の空間座標系と診断用に被検体を撮像することで得た診断用画像の空間座標系との位置関係情報を用いて、前記生体活動電流源を診断用画像の対応位置に重畳する演算手段を備えたことを特徴とする生体磁気計測装置。 - 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、
被検体に貼付された発振コイルが発する磁場の磁束計による検知データから当該磁束計に対する前記発振コイルの相対位置を算出する位置算出手段と、
前記発振コイルの貼付位置と同じ位置にＭＲＩ用マーカを貼付した被検体を高分解能撮像することで得た位置参照用画像と、診断用に被検体を撮像することで得た診断用画像を記憶する画像記憶手段と、
前記位置参照用画像の空間座標系と前記診断用画像の空間座標系との位置関係情報を用いて、前記位置参照用画像に描写されたＭＲＩ用マーカ位置に対応する前記診断用画像の空間座標系での位置を求める位置変換手段と、
前記発振コイルの位置と前記診断用画像の空間座標系の前記ＭＲＩ用マーカ位置を対比することで、生体活動電流源を診断用画像に重ね合わせる重畳手段とを備えたことを特徴とする生体磁気計測装置。
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