JPH10211183A - 生体磁気計測装置 - Google Patents
生体磁気計測装置Info
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- JPH10211183A JPH10211183A JP9019518A JP1951897A JPH10211183A JP H10211183 A JPH10211183 A JP H10211183A JP 9019518 A JP9019518 A JP 9019518A JP 1951897 A JP1951897 A JP 1951897A JP H10211183 A JPH10211183 A JP H10211183A
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Landscapes
- Measurement And Recording Of Electrical Phenomena And Electrical Characteristics Of The Living Body (AREA)
Abstract
(57)【要約】
【課題】 複数の関心領域が存在する場合であっても、
磁束計を移動させることなく、被検体の相対的な位置関
係を精度良く特定できる生体磁気計測装置を提供する。 【解決手段】 コンピュータ６から、電流供給部７に対
して、ｎ個の発振コイルC1〜Cnに対し、順次所定の時間
間隔で所定強度の電流を出力するよう指示する。発振コ
イル位置算出部３は、磁束計S1〜Smでそれぞれ検出さ
れ、各発振コイルC1〜Cn個々に生じた磁場データをデー
タ収集ユニット２より入力し、周知の最小二乗法などに
より、磁束計S1〜Smに対する各発振コイルC1〜Cn個々相
対位置を算出する。発振コイル選択部４は、求めた各発
振コイルC1〜Cn個々の相対位置の正しさを示すgoodness
-of-fit （以下「ＧＯＦ」という。）値を各発振コイル
C1〜Cn毎に求め、求めたＧＯＦ値を用いてＭＲＩ画像と
の位置合わせに用いる各発振コイルC1〜Cnを選択する。
発振コイルは、ＧＯＦ値が所定値以上のもので任意の組
合せにより得られる三角形の面積が最大となる３つを選
択する。
磁束計を移動させることなく、被検体の相対的な位置関
係を精度良く特定できる生体磁気計測装置を提供する。 【解決手段】 コンピュータ６から、電流供給部７に対
して、ｎ個の発振コイルC1〜Cnに対し、順次所定の時間
間隔で所定強度の電流を出力するよう指示する。発振コ
イル位置算出部３は、磁束計S1〜Smでそれぞれ検出さ
れ、各発振コイルC1〜Cn個々に生じた磁場データをデー
タ収集ユニット２より入力し、周知の最小二乗法などに
より、磁束計S1〜Smに対する各発振コイルC1〜Cn個々相
対位置を算出する。発振コイル選択部４は、求めた各発
振コイルC1〜Cn個々の相対位置の正しさを示すgoodness
-of-fit （以下「ＧＯＦ」という。）値を各発振コイル
C1〜Cn毎に求め、求めたＧＯＦ値を用いてＭＲＩ画像と
の位置合わせに用いる各発振コイルC1〜Cnを選択する。
発振コイルは、ＧＯＦ値が所定値以上のもので任意の組
合せにより得られる三角形の面積が最大となる３つを選
択する。
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。
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。
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】この生体磁気計測装置では、計測した磁場
データに基づき、例えば、最小自乗法や最小ノルム法等
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（Ju
kka Sarvas "Basic mathemtical and electromagneti
c concepts of the biomagnetic inverse problem" ,Ph
ys. Med. Biol., 1987, vol.32, No.1, 11-22, Printed
by the UK ）。
データに基づき、例えば、最小自乗法や最小ノルム法等
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（Ju
kka Sarvas "Basic mathemtical and electromagneti
c concepts of the biomagnetic inverse problem" ,Ph
ys. Med. Biol., 1987, vol.32, No.1, 11-22, Printed
by the UK ）。
【０００４】一方、得られた生体活動電流源は、磁気共
鳴断層撮影装置（ＭＲＩ装置）で得られるＭＲＩ画像や
Ｘ線ＣＴ装置で得られるＸ線断層画像などの医用画像上
に並記されることで、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である。
鳴断層撮影装置（ＭＲＩ装置）で得られるＭＲＩ画像や
Ｘ線ＣＴ装置で得られるＸ線断層画像などの医用画像上
に並記されることで、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である。
【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 POSITIONINDICATOR とよばれる磁
場発生源を配置し、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のような方法 (1) S.Ahlfors, et al, "MAGNETOMETER POSITION IND
ICATOR FOR MULTICHANNEL MEG", Advances in Biomagne
tism, Edited by S.J.Williamson et al,Plenum Press,
New York 693-696, 1989 (2)Neuromag-122 Preliminary Technical Data, August
1991 (3) 「生体磁気測定を行うための装置及び方法」（特開
平1-503603 号） (4) 「生体磁場測定装置の位置検出装置」（特公平5-55
126 号） が提案されている。
の明確な位置にPROBE POSITIONINDICATOR とよばれる磁
場発生源を配置し、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のような方法 (1) S.Ahlfors, et al, "MAGNETOMETER POSITION IND
ICATOR FOR MULTICHANNEL MEG", Advances in Biomagne
tism, Edited by S.J.Williamson et al,Plenum Press,
New York 693-696, 1989 (2)Neuromag-122 Preliminary Technical Data, August
1991 (3) 「生体磁気測定を行うための装置及び方法」（特開
平1-503603 号） (4) 「生体磁場測定装置の位置検出装置」（特公平5-55
126 号） が提案されている。
【０００６】これらの方法では、被検体の体表面に貼り
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され、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、磁束計群に対する被検体の位置が決定され
る。
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され、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、磁束計群に対する被検体の位置が決定され
る。
【０００７】ここで、複数種の検査に際して、測定対象
となる脳内関心領域が複数存在する場合が多々生じる
が、かかる場合、磁束計を関心領域毎に最適な位置に移
動させ磁場計測を行うか、または、当該複数の関心領域
が感度範囲内に入るよう磁束計を配設する必要が生じ
る。
となる脳内関心領域が複数存在する場合が多々生じる
が、かかる場合、磁束計を関心領域毎に最適な位置に移
動させ磁場計測を行うか、または、当該複数の関心領域
が感度範囲内に入るよう磁束計を配設する必要が生じ
る。
【０００８】
【発明が解決しようとする課題】しかしながら、関心領
域毎に磁束計の位置合わせをしていたのでは、それぞれ
の磁束計の位置毎に発振コイルとの相対位置を算出する
必要が生じ、多大な労力と検査時間が必要となる。
域毎に磁束計の位置合わせをしていたのでは、それぞれ
の磁束計の位置毎に発振コイルとの相対位置を算出する
必要が生じ、多大な労力と検査時間が必要となる。
【０００９】また、複数の関心領域が感度範囲内に入る
よう磁束計を位置決めした場合、発振コイルと磁束計と
の相対位置を求める動作は一度で済むが、関心領域から
大きく離れた磁束計の一部では、正確な磁場データが得
られず、このため磁束計に対する発振コイル、すなわち
被検体との相対位置を精度良く求めることができない。
よう磁束計を位置決めした場合、発振コイルと磁束計と
の相対位置を求める動作は一度で済むが、関心領域から
大きく離れた磁束計の一部では、正確な磁場データが得
られず、このため磁束計に対する発振コイル、すなわち
被検体との相対位置を精度良く求めることができない。
【００１０】本発明は、上記課題を解決するために創案
されたもので、複数の関心領域が存在する場合であって
も、磁束計を移動させることなく、被検体の相対的な位
置関係を精度良く特定できる生体磁気計測装置を提供す
ることを目的とする。
されたもので、複数の関心領域が存在する場合であって
も、磁束計を移動させることなく、被検体の相対的な位
置関係を精度良く特定できる生体磁気計測装置を提供す
ることを目的とする。
【００１１】
【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で
あって、前記被検体に付着される複数の発振コイルと、
この複数の発振コイルに所定電流を供給する電流供給手
段と、各発振コイルから生じた磁場を計測する磁束計
と、各発振コイル毎に得られた磁場データに基づき前記
磁束計に対する各発振コイルの相対位置を算出する磁場
解析手段と、得られた各発振コイルの相対位置からその
位置算出誤差を求め、当該誤差が発振コイルの位置算出
に際し許容範囲にあるものを選択するコイル選択手段
と、を備えることで、選択された発振コイルの位置情報
からＭＲＩ等の被検体画像との位置合わせを行うよう構
成したことを特徴とする。
に、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で
あって、前記被検体に付着される複数の発振コイルと、
この複数の発振コイルに所定電流を供給する電流供給手
段と、各発振コイルから生じた磁場を計測する磁束計
と、各発振コイル毎に得られた磁場データに基づき前記
磁束計に対する各発振コイルの相対位置を算出する磁場
解析手段と、得られた各発振コイルの相対位置からその
位置算出誤差を求め、当該誤差が発振コイルの位置算出
に際し許容範囲にあるものを選択するコイル選択手段
と、を備えることで、選択された発振コイルの位置情報
からＭＲＩ等の被検体画像との位置合わせを行うよう構
成したことを特徴とする。
【００１２】前記コイル選択手段は、前記位置算出誤差
が許容範囲にある発振コイルのうち、任意の組合せによ
り得られる三角形の面積を算出し、当該面積が最大とな
る３つの発振コイルを選択することを特徴とする。
が許容範囲にある発振コイルのうち、任意の組合せによ
り得られる三角形の面積を算出し、当該面積が最大とな
る３つの発振コイルを選択することを特徴とする。
【００１３】また、前記コイル選択手段は、位置算出誤
差が許容範囲にある発振コイルのうち、任意の組合せに
より得られる三角錐の体積が最大となる組合せを算出
し、当該体積が最大となる４つの発振コイルを選択する
ことを特徴とする。
差が許容範囲にある発振コイルのうち、任意の組合せに
より得られる三角錐の体積が最大となる組合せを算出
し、当該体積が最大となる４つの発振コイルを選択する
ことを特徴とする。
【００１４】前記コイル選択手段は、前記位置算出誤差
をgoodness-of-fit 値として求めることを特徴とする。
をgoodness-of-fit 値として求めることを特徴とする。
【００１５】前記コイル選択手段は、前記位置算出誤差
を、「測定磁場」と「解析位置からの理論磁場」との相
関係数γとして求めることを特徴とする。
を、「測定磁場」と「解析位置からの理論磁場」との相
関係数γとして求めることを特徴とする。
【００１６】
【発明の実施の形態】本発明の一実施形態を図１〜図４
に基づいて説明する。図１は、本発明の一実施形態であ
る生体磁気計測装置の概略構成図である。同図におい
て、センサーユニット１は、ピックアップコイルとＳＱ
ＵＩＤからなる複数の高感度な磁束計S1〜Smが、デュア
ーの中に冷媒とともに収納されており、生体活動電流源
の検出に先立って、被検体Ｍの頭部に近接配備される。
に基づいて説明する。図１は、本発明の一実施形態であ
る生体磁気計測装置の概略構成図である。同図におい
て、センサーユニット１は、ピックアップコイルとＳＱ
ＵＩＤからなる複数の高感度な磁束計S1〜Smが、デュア
ーの中に冷媒とともに収納されており、生体活動電流源
の検出に先立って、被検体Ｍの頭部に近接配備される。
【００１７】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、それぞれ、例えば図２(a) のようにセラミック板な
ど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) のようにボビン
３３に金属ワイヤ３４を巻いて形成したコイルＣ’が使
用される。電流供給部７は、上記各発振コイルC1〜Cn個
々に所定の既知電流を供給するが、例えば、周波数の異
なる交流電流を個別に指定した強度で同時に出力するよ
う構成しても良いし、所定の時間間隔で各発振コイルC1
〜Cnに所定電流を別々に供給するよう構成しても良い。
前者の場合、発振コイルC1〜Cnの位置計測時間を大幅に
縮小できるが、別途周波数解析を行い、個々の発振コイ
ルCiが磁束計S1〜Smに与えた磁場強度を算出する必要が
生じる。以下に示す実施形態は、所定の時間間隔で各発
振コイルC1〜Cnに所定電流を別々に供給する構成であ
る。
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、それぞれ、例えば図２(a) のようにセラミック板な
ど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) のようにボビン
３３に金属ワイヤ３４を巻いて形成したコイルＣ’が使
用される。電流供給部７は、上記各発振コイルC1〜Cn個
々に所定の既知電流を供給するが、例えば、周波数の異
なる交流電流を個別に指定した強度で同時に出力するよ
う構成しても良いし、所定の時間間隔で各発振コイルC1
〜Cnに所定電流を別々に供給するよう構成しても良い。
前者の場合、発振コイルC1〜Cnの位置計測時間を大幅に
縮小できるが、別途周波数解析を行い、個々の発振コイ
ルCiが磁束計S1〜Smに与えた磁場強度を算出する必要が
生じる。以下に示す実施形態は、所定の時間間隔で各発
振コイルC1〜Cnに所定電流を別々に供給する構成であ
る。
【００１８】データ収集ユニット２は、磁束計S1〜Smで
計測された各発振コイルC1〜Cnから生じる磁場データを
Ａ／Ｄ変換してコンピュータ６の発振コイル位置算出部
３に出力する。
計測された各発振コイルC1〜Cnから生じる磁場データを
Ａ／Ｄ変換してコンピュータ６の発振コイル位置算出部
３に出力する。
【００１９】コンピュータ６は、計測された磁場データ
の解析及び電流供給部の動作制御を行うもので、大きく
発振コイル位置算出部３、発振コイル選択部４、及び磁
場解析部５からなる。
の解析及び電流供給部の動作制御を行うもので、大きく
発振コイル位置算出部３、発振コイル選択部４、及び磁
場解析部５からなる。
【００２０】発振コイル位置算出部３は、データ収集ユ
ニット２から出力された、各発振コイルC1〜Cnそれぞれ
に起因する磁束計S1〜Smで得られた磁場データから、周
知の最小二乗法等により磁束計S1〜Smに対する各発振コ
イルC1〜Cnの相対位置を算出する。
ニット２から出力された、各発振コイルC1〜Cnそれぞれ
に起因する磁束計S1〜Smで得られた磁場データから、周
知の最小二乗法等により磁束計S1〜Smに対する各発振コ
イルC1〜Cnの相対位置を算出する。
【００２１】発振コイル選択部４は、発振コイル位置算
出部３で算出された磁束計S1〜Smに対する各発振コイル
C1〜Cnの相対位置についての誤差等からＭＲＩ画像など
とのマッチングに用いる発振コイルを選択する。
出部３で算出された磁束計S1〜Smに対する各発振コイル
C1〜Cnの相対位置についての誤差等からＭＲＩ画像など
とのマッチングに用いる発振コイルを選択する。
【００２２】磁場解析部５は、上記した周知の最小二乗
法などにより生体活動電流源の推定演算を行うと共に、
発振コイル位置算出部３で求められ、発振コイル選択部
４で選択された発振コイルについての位置情報を、画像
記憶部７から読み出したＭＲＩ画像上の鼻根部、両耳下
等、被検体Ｍの特徴点に対応づけ、求めた生体活動電流
源に関する位置情報を、ここで対応づけた位置関係をも
とにＭＲＩ画像上に重ねてモニタ９に表示すると共に、
必要に応じてＭＯＤ（光磁気ディスク）などの外部メモ
リ８に保存し、或いは不図示のプリンタ等に出力する。
法などにより生体活動電流源の推定演算を行うと共に、
発振コイル位置算出部３で求められ、発振コイル選択部
４で選択された発振コイルについての位置情報を、画像
記憶部７から読み出したＭＲＩ画像上の鼻根部、両耳下
等、被検体Ｍの特徴点に対応づけ、求めた生体活動電流
源に関する位置情報を、ここで対応づけた位置関係をも
とにＭＲＩ画像上に重ねてモニタ９に表示すると共に、
必要に応じてＭＯＤ（光磁気ディスク）などの外部メモ
リ８に保存し、或いは不図示のプリンタ等に出力する。
【００２３】次に、本実施形態の作用をコンピュータ６
の動作を示す図３及び図４のフローチャートに基づいて
説明する。
の動作を示す図３及び図４のフローチャートに基づいて
説明する。
【００２４】まず、コンピュータ６から、電流供給部７
に対して、ｎ個の発振コイルC1〜Cnに対し、順次所定の
時間間隔で所定強度の電流を出力するよう指示する（Ｓ
１）。
に対して、ｎ個の発振コイルC1〜Cnに対し、順次所定の
時間間隔で所定強度の電流を出力するよう指示する（Ｓ
１）。
【００２５】次に、発振コイル選択部４は、磁束計S1〜
Smでそれぞれ検出され、各発振コイルC1〜Cn個々に生じ
た磁場データをデータ収集ユニット２より入力し（Ｓ
２）、周知の最小二乗法などにより、磁束計S1〜Smに対
する各発振コイルC1〜Cn個々の相対位置を算出する（Ｓ
３）。
Smでそれぞれ検出され、各発振コイルC1〜Cn個々に生じ
た磁場データをデータ収集ユニット２より入力し（Ｓ
２）、周知の最小二乗法などにより、磁束計S1〜Smに対
する各発振コイルC1〜Cn個々の相対位置を算出する（Ｓ
３）。
【００２６】そして、発振コイル位置算出部３は、求め
た各発振コイルC1〜Cn個々の相対位置の正しさを示すgo
odness-of-fit （以下「ＧＯＦ」という。）値を各発振
コイルC1〜Cn毎に求める（Ｓ４）。
た各発振コイルC1〜Cn個々の相対位置の正しさを示すgo
odness-of-fit （以下「ＧＯＦ」という。）値を各発振
コイルC1〜Cn毎に求める（Ｓ４）。
【００２７】ここで、ＧＯＦとは、ある時刻におけるす
べての磁気検出素子の磁場強度データを用いて最小二乗
法で解析した電流源位置がどれだけ信頼に値するかを示
す指標であり、次式で求められる。
べての磁気検出素子の磁場強度データを用いて最小二乗
法で解析した電流源位置がどれだけ信頼に値するかを示
す指標であり、次式で求められる。
【００２８】goodness-of-fit 値＝（１−Σ（Ｂmi−Ｂ
ci）2 ／Σ（Ｂmi）2 ）×１００ Ｂci：解析した位置に所定の発振コイルがあると仮定し
た場合にｉ番目の磁気検出素子（磁束計の各素子）が検
出すると考えられる磁場強度 Ｂmi：ｉ番目の磁気検出素子が実際に計測した磁場強度 各発振コイルC1〜Cn毎にＧＯＦ値が求められると、求め
たＧＯＦ値を用いてＭＲＩ画像との位置合わせに用いる
各発振コイルC1〜Cnが選択される（Ｓ５）。
ci）2 ／Σ（Ｂmi）2 ）×１００ Ｂci：解析した位置に所定の発振コイルがあると仮定し
た場合にｉ番目の磁気検出素子（磁束計の各素子）が検
出すると考えられる磁場強度 Ｂmi：ｉ番目の磁気検出素子が実際に計測した磁場強度 各発振コイルC1〜Cn毎にＧＯＦ値が求められると、求め
たＧＯＦ値を用いてＭＲＩ画像との位置合わせに用いる
各発振コイルC1〜Cnが選択される（Ｓ５）。
【００２９】ここで、各発振コイルC1〜Cnの選択動作を
図４に示すフローチャートに基づいて説明する。
図４に示すフローチャートに基づいて説明する。
【００３０】まず、各発振コイルC1〜Cn毎にＧＯＦ値と
所定の基準値とを比較し、ＧＯＦ値が基準値を超えてい
る発振コイルのみ選択する（Ｓ５１）。
所定の基準値とを比較し、ＧＯＦ値が基準値を超えてい
る発振コイルのみ選択する（Ｓ５１）。
【００３１】ここで、基準値は、ＭＲＩ画像との位置合
わせを行うのに診断上支障のない状態を示す値である
が、ＧＯＦ値は、信号強度とノイズ量に依存するため、
基準値は、測定の種類（聴覚誘発脳滋、体性感覚脳滋な
ど）や装置自身のシステムのノイズ量、また測定時の環
境ノイズ量によって異なる。
わせを行うのに診断上支障のない状態を示す値である
が、ＧＯＦ値は、信号強度とノイズ量に依存するため、
基準値は、測定の種類（聴覚誘発脳滋、体性感覚脳滋な
ど）や装置自身のシステムのノイズ量、また測定時の環
境ノイズ量によって異なる。
【００３２】但し、過去の経験から特定の測定では信号
強度のおおよその値は既知となっており、例えば、体性
感覚脳滋（手首正中神経刺激）では８５．０％、体性感
覚脳滋（足首後頚椎神経刺激）では８０．０％、聴覚誘
発脳滋では、９０．０％、さらに、視覚誘発脳滋（半視
覚、パターンリバーサル刺激）では、９０．０％とな
る。
強度のおおよその値は既知となっており、例えば、体性
感覚脳滋（手首正中神経刺激）では８５．０％、体性感
覚脳滋（足首後頚椎神経刺激）では８０．０％、聴覚誘
発脳滋では、９０．０％、さらに、視覚誘発脳滋（半視
覚、パターンリバーサル刺激）では、９０．０％とな
る。
【００３３】これにより、被検体Ｍの関心領域から離れ
た位置にあり、位置算出上誤差原因となる磁束計のデー
タが排除されるので、ＭＲＩ画像との位置合わせをより
正確に行うことができる。
た位置にあり、位置算出上誤差原因となる磁束計のデー
タが排除されるので、ＭＲＩ画像との位置合わせをより
正確に行うことができる。
【００３４】ＧＯＦ値が基準値以上の発振コイルが選択
されると、選択された発振コイルの任意の３つの組合せ
を求め、各３つの発振コイルを結ぶ三角形の面積を求め
る（Ｓ５２）。例えば、選択された発振コイル数がＮの
場合、任意の３つの組合せ数は、 NＣ3 で求められ、Ｎ
＝５の場合、 5Ｃ3 ＝１０となる。
されると、選択された発振コイルの任意の３つの組合せ
を求め、各３つの発振コイルを結ぶ三角形の面積を求め
る（Ｓ５２）。例えば、選択された発振コイル数がＮの
場合、任意の３つの組合せ数は、 NＣ3 で求められ、Ｎ
＝５の場合、 5Ｃ3 ＝１０となる。
【００３５】任意の組合せ毎に三角形の面積が求められ
ると、それぞれの面積を比較し、三角形の面積が最大と
なる３つの発振コイルを選択する（Ｓ５３）。
ると、それぞれの面積を比較し、三角形の面積が最大と
なる３つの発振コイルを選択する（Ｓ５３）。
【００３６】これにより、互いの距離が最も離れている
と考えられる３つの発振コイルが選択されるため、かか
る発振コイルの位置情報を用いることにより、最小限の
位置情報を用いてＭＲＩ画像との位置合わせをより正確
に行うことが可能となる。また、発振コイルは、通常髪
毛などによって不安定にならないよう、被検体の顔面に
付着されるため、選択する発振コイルが少ない場合、Ｍ
ＲＩ撮像時に被検体に付着されるコイル数が少なくな
り、被検体へ与える不快感を軽減することができる。
と考えられる３つの発振コイルが選択されるため、かか
る発振コイルの位置情報を用いることにより、最小限の
位置情報を用いてＭＲＩ画像との位置合わせをより正確
に行うことが可能となる。また、発振コイルは、通常髪
毛などによって不安定にならないよう、被検体の顔面に
付着されるため、選択する発振コイルが少ない場合、Ｍ
ＲＩ撮像時に被検体に付着されるコイル数が少なくな
り、被検体へ与える不快感を軽減することができる。
【００３７】なお、三角形の面積Ｓは、ヘロンの公式よ
り次式で求めることができる。
り次式で求めることができる。
【００３８】 Ｓ＝√（ｓ（ｓ−ａ）（ｓ−ｂ）（ｓ−ｃ）） ａ，ｂ，ｃ：それぞれ三角形の各片の長さ、 ｓ：２
（ａ＋ｂ＋ｃ） 図１において、ＭＲＩ画像との位置合わせに使用するた
めの発振コイルの選択が終了すると、次に、本来の目的
である被検体Ｍの生体磁気データの計測がなされ、磁場
解析部５は、得られたデータに基づいて生体活動電流源
の推定演算を行う（Ｓ６）。
（ａ＋ｂ＋ｃ） 図１において、ＭＲＩ画像との位置合わせに使用するた
めの発振コイルの選択が終了すると、次に、本来の目的
である被検体Ｍの生体磁気データの計測がなされ、磁場
解析部５は、得られたデータに基づいて生体活動電流源
の推定演算を行う（Ｓ６）。
【００３９】そして、最終的に選択された３つの発振コ
イルの位置情報に基づき、直交座標変換等を行うこと
で、画像記憶部９から読み出したＭＲＩ画像との位置合
わせを行い、表示部８に求めた生体活動電流源をＭＲＩ
画像に重ねて表示する（Ｓ７）。
イルの位置情報に基づき、直交座標変換等を行うこと
で、画像記憶部９から読み出したＭＲＩ画像との位置合
わせを行い、表示部８に求めた生体活動電流源をＭＲＩ
画像に重ねて表示する（Ｓ７）。
【００４０】上述した実施形態では、各発振コイルの位
置算出誤差としてＧＯＦ値を用いたが、例えば、以下の
式で示される「測定磁場」と「解析位置からの理論磁
場」との相関係数γを用いても良い。
置算出誤差としてＧＯＦ値を用いたが、例えば、以下の
式で示される「測定磁場」と「解析位置からの理論磁
場」との相関係数γを用いても良い。
【００４１】 γ＝Σi （Ｂthi ×Ｂexi ）／√（Σi （Ｂexi 2 ）×
Σi （Ｂthi 2 ）） Ｂexi ：磁束計Ｓi での測定磁場 Ｂthi ：算出した位置から発生した時に、磁束計Ｓi で
発生するはずの測定磁場 また、上述した実施形態では、３つの発振コイルを最終
的に選択する例を示したが、本発明はこれに限らず、例
えば、４つの発振コイルを選択する場合は、それらによ
り構成される三角錐の体積が最大となる組合せを選択
し、アフィン座標変換を用いてＭＲＩ画像などとの位置
合わせをすればよく、或いは、誤差が条件を満たすすべ
ての発振コイルに基づきＭＲＩ画像などとの位置合わせ
を行うようにしても良い。
Σi （Ｂthi 2 ）） Ｂexi ：磁束計Ｓi での測定磁場 Ｂthi ：算出した位置から発生した時に、磁束計Ｓi で
発生するはずの測定磁場 また、上述した実施形態では、３つの発振コイルを最終
的に選択する例を示したが、本発明はこれに限らず、例
えば、４つの発振コイルを選択する場合は、それらによ
り構成される三角錐の体積が最大となる組合せを選択
し、アフィン座標変換を用いてＭＲＩ画像などとの位置
合わせをすればよく、或いは、誤差が条件を満たすすべ
ての発振コイルに基づきＭＲＩ画像などとの位置合わせ
を行うようにしても良い。
【００４２】これにより、４つの発振コイル位置に誤差
が同じだけ生じた場合でも、４つの位置が作る三角錐内
では空間対応付けの誤差が３つの位置を用いた場合に比
べて小さくなるというメリットが生じる。
が同じだけ生じた場合でも、４つの位置が作る三角錐内
では空間対応付けの誤差が３つの位置を用いた場合に比
べて小さくなるというメリットが生じる。
【００４３】さらに、上述した実施形態では、各発振コ
イルについてのＧＯＦ値や相関係数γと固定された基準
値とを比較したが、すべてのＧＯＦ値を高い順に並べ、
所定数の発振コイル、例えば上位５乃至１０個を選択し
た上で、任意の三角形の組合せを求めても良い。
イルについてのＧＯＦ値や相関係数γと固定された基準
値とを比較したが、すべてのＧＯＦ値を高い順に並べ、
所定数の発振コイル、例えば上位５乃至１０個を選択し
た上で、任意の三角形の組合せを求めても良い。
【００４４】
【発明の効果】本発明によれば、各発振コイルの相対位
置の位置算出誤差が各発振コイルの位置算出に際し許容
範囲にあるもののみ選択されるため、複数の関心領域が
存在する場合であっても、磁束計を移動させることな
く、被検体の相対的な位置関係の高精度な特定が可能と
なる。
置の位置算出誤差が各発振コイルの位置算出に際し許容
範囲にあるもののみ選択されるため、複数の関心領域が
存在する場合であっても、磁束計を移動させることな
く、被検体の相対的な位置関係の高精度な特定が可能と
なる。
【図１】本発明にかかる生体磁気計測装置の一実施形態
を示す図である。
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形態を示す
図である。
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】本発明の動作を示すフローチャートである。
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 ６ コンピュータ ７ 電流供給部
Claims (2)
- 【請求項１】 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
おいて、 前記被検体に付着される複数の発振コイルと、 この複数の発振コイルに所定電流を供給する電流供給手
段と、 各発振コイルから生じた磁場を計測する磁束計と、 各発振コイル毎に得られた磁場データに基づき前記磁束
計に対する各発振コイルの相対位置を算出する磁場解析
手段と、 得られた各発振コイルの相対位置からその位置算出誤差
を求め、当該誤差が発振コイルの位置算出に際し許容範
囲にあるものを選択するコイル選択手段と、 を備えることで、選択された発振コイルの位置情報から
ＭＲＩ等の被検体画像との位置合わせを行うよう構成し
たことを特徴とする生体磁気計測装置。 - 【請求項２】 前記コイル選択手段は、前記位置算出誤
差が許容範囲にある発振コイルのうち、任意の組合せに
より得られる三角形の面積を算出し、当該面積が最大と
なる３つの発振コイルを選択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。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP01951897A JP3661329B2 (ja) | 1997-01-31 | 1997-01-31 | 生体磁気計測装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP01951897A JP3661329B2 (ja) | 1997-01-31 | 1997-01-31 | 生体磁気計測装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH10211183A true JPH10211183A (ja) | 1998-08-11 |
| JP3661329B2 JP3661329B2 (ja) | 2005-06-15 |
Family
ID=12001579
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP01951897A Expired - Fee Related JP3661329B2 (ja) | 1997-01-31 | 1997-01-31 | 生体磁気計測装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP3661329B2 (ja) |
-
1997
- 1997-01-31 JP JP01951897A patent/JP3661329B2/ja not_active Expired - Fee Related
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JP3661329B2 (ja) | 2005-06-15 |
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Legal Events
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