JP3661329B2 - 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】
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（Jukka Sarvas "Basic mathemtical 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、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。
【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 INDICATOR FOR MULTI
CHANNEL MEG", Advances in Biomagnetism, 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5-55126 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。
【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。
【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。
【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。
【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。
【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。
【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。
【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。
【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。
【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。
【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ＳＱＵＩＤ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。
【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。
【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。
【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。
【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。
【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。
【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。
【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（Ｓ１）。
【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（Ｓ２）、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（Ｓ３）。
【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goodness-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。
【００２８】
goodness-of-fit 値＝（１−Σ（Ｂmi−Ｂci）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。
【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）。
【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。
【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。
【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。
【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。
【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）。
【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、ＭＲＩ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。
【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）。
【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）。
【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。
【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。
【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。
【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。
【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。
【図面の簡単な説明】
【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。
【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。
【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
６ コンピュータ
７ 電流供給部
【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】
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（Jukka Sarvas "Basic mathemtical 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、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。
【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 INDICATOR FOR MULTI
CHANNEL MEG", Advances in Biomagnetism, 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5-55126 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。
【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。
【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。
【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。
【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。
【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。
【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。
【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。
【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。
【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。
【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ＳＱＵＩＤ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。
【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。
【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。
【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。
【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。
【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。
【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。
【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（Ｓ１）。
【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（Ｓ２）、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（Ｓ３）。
【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goodness-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。
【００２８】
goodness-of-fit 値＝（１−Σ（Ｂmi−Ｂci）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。
【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）。
【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。
【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。
【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。
【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。
【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）。
【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、ＭＲＩ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。
【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）。
【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）。
【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。
【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。
【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。
【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。
【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。
【図面の簡単な説明】
【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。
【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。
【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
６ コンピュータ
７ 電流供給部
Claims (2)
- 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。 - 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 JPH10211183A (ja) | 1998-08-11 |
| JP3661329B2 true 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
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| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH10211183A (ja) | 1998-08-11 |
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