JPH10272111A - 生体磁気計測装置 - Google Patents
生体磁気計測装置Info
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- JPH10272111A JPH10272111A JP9081092A JP8109297A JPH10272111A JP H10272111 A JPH10272111 A JP H10272111A JP 9081092 A JP9081092 A JP 9081092A JP 8109297 A JP8109297 A JP 8109297A JP H10272111 A JPH10272111 A JP H10272111A
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- Measurement And Recording Of Electrical Phenomena And Electrical Characteristics Of The Living Body (AREA)
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Abstract
(57)【要約】 （修正有）
【課題】 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活動電流源を提供する 【解決手段】 各発振コイルC1〜Cnより発生した磁場
は、磁束計S1〜Smによって検出され、各発振コイルC1〜
Cnの相対位置が算出される。被検体Ｍに付与された刺激
に伴って発生する生体活動電流源からの磁場をデータ収
集ユニット２を介して磁場データとして入力し、磁束計
S1〜Smに対する生体活動電流源の相対位置を算出され
る。操作者により位置参照用ＭＲＩ画像上でのＭＲＩ用
マーカ位置が指定され、位置変換部６により、目的ＭＲ
Ｉ画像上でのＭＲＩ用マーカ位置が算出される。得られ
た目的ＭＲＩ画像上のＭＲＩ用マーカ位置と、先に求め
た発振コイルC1〜Cnの位置との対比により、目的ＭＲＩ
画像上で生体活動電流源の位置が特定される。
合わせることができる生体活動電流源を提供する 【解決手段】 各発振コイルC1〜Cnより発生した磁場
は、磁束計S1〜Smによって検出され、各発振コイルC1〜
Cnの相対位置が算出される。被検体Ｍに付与された刺激
に伴って発生する生体活動電流源からの磁場をデータ収
集ユニット２を介して磁場データとして入力し、磁束計
S1〜Smに対する生体活動電流源の相対位置を算出され
る。操作者により位置参照用ＭＲＩ画像上でのＭＲＩ用
マーカ位置が指定され、位置変換部６により、目的ＭＲ
Ｉ画像上でのＭＲＩ用マーカ位置が算出される。得られ
た目的ＭＲＩ画像上のＭＲＩ用マーカ位置と、先に求め
た発振コイルC1〜Cnの位置との対比により、目的ＭＲＩ
画像上で生体活動電流源の位置が特定される。
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】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 elec
tromagnetic concepts of the biomagnetic inverse pr
oblem" , Phys. Med. Biol., 1987, vol.32, No.1, 11-
22, Printedby the UK ）。
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 elec
tromagnetic concepts of the biomagnetic inverse pr
oblem" , Phys. Med. Biol., 1987, vol.32, No.1, 11-
22, Printedby the UK ）。
【０００４】一方、このような生体内の脳磁図は、ＭＲ
Ｉ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。
Ｉ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 POSITIONINDICATOR 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。
の明確な位置にPROBE POSITIONINDICATOR 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 a
l., "Magnetic localization ofneuronal activity in
the human brain", Proc. Natl. Acad. Sci. USA 85, p
8732-8736 (2) S.Ahlfors, et al, "MAGNETOMETER POSITION INDIC
ATOR FOR MULTI CHANNELMEG", Advances in Biomagneti
sm, Edited by S.J.Williamson et al, PlenumPress, N
ew York 693-696, 1989 (3) Neuromag-122 Preliminary Technical Data, Augus
t 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5-55
126 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。
l., "Magnetic localization ofneuronal activity in
the human brain", Proc. Natl. Acad. Sci. USA 85, p
8732-8736 (2) S.Ahlfors, et al, "MAGNETOMETER POSITION INDIC
ATOR FOR MULTI CHANNELMEG", Advances in Biomagneti
sm, Edited by S.J.Williamson et al, PlenumPress, N
ew York 693-696, 1989 (3) Neuromag-122 Preliminary Technical Data, Augus
t 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5-55
126 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。
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。
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実質の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。
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実質の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。
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ＭＲ
Ｉ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、ＭＲ
Ｉ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。
の画像が必ずしも、被検体の特徴的部位などを示すＭＲ
Ｉ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、ＭＲ
Ｉ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。
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 ＭＲ
Ｉ）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、ｆ
ＭＲＩ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。
Ｉ）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、ｆ
ＭＲＩ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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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）。
〜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）。
〜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）。
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）。
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, Ri
itta Hari, et al, "Magnetoencepharlography. Theor
y, instrumentation, and applications to noninvasiv
e studies of the human brain" Reviews of Modern Ph
ysics, Vol.65 No.2 April 1993のp441）等にその詳細
が述べられている。
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, Ri
itta Hari, et al, "Magnetoencepharlography. Theor
y, instrumentation, and applications to noninvasiv
e studies of the human brain" Reviews of Modern Ph
ysics, 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）。
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。
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、ｆＭＲ
Ｉ（functional ＭＲＩ）手法などによる撮像で得られ
る画像である。
〜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、ｆＭＲ
Ｉ（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。
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Ｍ
ＲＩ画像の空間座標系（a,b,c ）での３次元座標（a1,b
1,c1）（不図示）が得られる（図３(c) ）。
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Ｍ
ＲＩ画像の空間座標系（a,b,c ）での３次元座標（a1,b
1,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。
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( Xm
1, 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。
1, 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Ｍ
ＲＩ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）。
ＲＩ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。
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。
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Ｍ
ＲＩ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。
付与し、その刺激に誘発された生体活動電流源を目的Ｍ
ＲＩ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。
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。
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。
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。
間座標系の位置関係を示す図である。
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 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)
- 【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、 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ＭＲ
Ｉ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。 - 【請求項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。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP08109297A JP3814923B2 (ja) | 1997-03-31 | 1997-03-31 | 生体磁気計測装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP08109297A JP3814923B2 (ja) | 1997-03-31 | 1997-03-31 | 生体磁気計測装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH10272111A true JPH10272111A (ja) | 1998-10-13 |
| JP3814923B2 JP3814923B2 (ja) | 2006-08-30 |
Family
ID=13736756
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP08109297A Expired - Fee Related JP3814923B2 (ja) | 1997-03-31 | 1997-03-31 | 生体磁気計測装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP3814923B2 (ja) |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2007181566A (ja) * | 2006-01-06 | 2007-07-19 | Kanazawa Inst Of Technology | 生体計測装置および生体計測方法 |
| JP2007181564A (ja) * | 2006-01-06 | 2007-07-19 | Kanazawa Inst Of Technology | 生体計測装置および生体計測方法 |
-
1997
- 1997-03-31 JP JP08109297A patent/JP3814923B2/ja not_active Expired - Fee Related
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2007181566A (ja) * | 2006-01-06 | 2007-07-19 | Kanazawa Inst Of Technology | 生体計測装置および生体計測方法 |
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Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JP3814923B2 (ja) | 2006-08-30 |
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