JPH10276996A - 生体活動電流源推定装置 - Google Patents
生体活動電流源推定装置Info
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- JPH10276996A JPH10276996A JP9087890A JP8789097A JPH10276996A JP H10276996 A JPH10276996 A JP H10276996A JP 9087890 A JP9087890 A JP 9087890A JP 8789097 A JP8789097 A JP 8789097A JP H10276996 A JPH10276996 A JP H10276996A
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- Japan
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- sphere model
- coincidence
- current source
- magnetic sensor
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- Measurement And Recording Of Electrical Phenomena And Electrical Characteristics Of The Living Body (AREA)
Abstract
(57)【要約】
【課題】 生体活動電流源の位置を精度よく推定するこ
とができる生体活動電流源推定装置を提供する。 【解決手段】 磁気センサに近い関心部位の輪郭点ほ
ど、より大きな重み係数を設定し（Ｓ２）、球モデルの
中心点から各輪郭点までの距離を球モデルの半径との自
乗差を、この重み係数により重み付けした関数を使って
球モデルを算出し（Ｓ３）、この球モデルと輪郭点との
一致の度合いを示す、一致度評価関数の値（一致度）を
算出し（Ｓ４）、この値がしきい値以下か否かを判断す
る（Ｓ５）。一致度がしきい値以下である場合、球モデ
ルを確定し、一方、しきい値より大きい場合、しきい値
以下となるまでＳ２〜Ｓ５の処理を繰り返し、磁気セン
サに対面する関心部位の表面形状に最も整合した球モデ
ルを算出する。
とができる生体活動電流源推定装置を提供する。 【解決手段】 磁気センサに近い関心部位の輪郭点ほ
ど、より大きな重み係数を設定し（Ｓ２）、球モデルの
中心点から各輪郭点までの距離を球モデルの半径との自
乗差を、この重み係数により重み付けした関数を使って
球モデルを算出し（Ｓ３）、この球モデルと輪郭点との
一致の度合いを示す、一致度評価関数の値（一致度）を
算出し（Ｓ４）、この値がしきい値以下か否かを判断す
る（Ｓ５）。一致度がしきい値以下である場合、球モデ
ルを確定し、一方、しきい値より大きい場合、しきい値
以下となるまでＳ２〜Ｓ５の処理を繰り返し、磁気セン
サに対面する関心部位の表面形状に最も整合した球モデ
ルを算出する。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】この発明は、生体活動電流源
の位置、向き、大きさを推定する生体活動電流源推定装
置に係り、特に、生体活動電流源の位置を正確に推定す
る生体活動電流源装置に関する。
の位置、向き、大きさを推定する生体活動電流源推定装
置に係り、特に、生体活動電流源の位置を正確に推定す
る生体活動電流源装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】例えば、生体に刺激を与えると、細胞膜
を挟んで形成されている分極が壊れて生体活動電流が流
れる。この生体活動電流は、脳や心臓において現れ、脳
波、心電図として記録される。また、生体活動電流によ
って生じる磁界は、脳磁図、心磁図として記録される。
を挟んで形成されている分極が壊れて生体活動電流が流
れる。この生体活動電流は、脳や心臓において現れ、脳
波、心電図として記録される。また、生体活動電流によ
って生じる磁界は、脳磁図、心磁図として記録される。
【０００３】従来、ＭＲＩ装置を用いて、関心部位であ
る例えば頭部を撮影することで、三次元の形態情報が得
られる。これらの形態情報から例えば脳の輪郭データの
みを抽出し、特開平４ー２２６６３５に示す方法等を利
用して、ＭＲＩ装置で脳の立体像が作成される。生体活
動電流源推定装置は、この脳の立体像の輪郭データをＭ
ＲＩ装置から受け取る。この脳の輪郭データに基づいて
最小自乗法を用いた関数により立体像全体に合う球モデ
ルが算出される。
る例えば頭部を撮影することで、三次元の形態情報が得
られる。これらの形態情報から例えば脳の輪郭データの
みを抽出し、特開平４ー２２６６３５に示す方法等を利
用して、ＭＲＩ装置で脳の立体像が作成される。生体活
動電流源推定装置は、この脳の立体像の輪郭データをＭ
ＲＩ装置から受け取る。この脳の輪郭データに基づいて
最小自乗法を用いた関数により立体像全体に合う球モデ
ルが算出される。
【０００４】次に、頭部の外側にＳＱＵＩＤ（Supercon
ducting Quantum Interference Device ：超電導量子干
渉計）などを用いた磁気センサを置き、脳内に生じた生
体活動電流源である電流双極子（以下、「電流源」とい
う）による微小磁界を磁気センサで無侵襲に計測する。
特開平７ー１４８１３２に示す最小ノルム法等を用いた
推定方法を利用し、計測データから電流源の位置、大き
さ、向きが推定される。なお、電流源の位置、大きさ、
向きは、球モデルの座標系を基準として推定されてい
る。また、この球モデルは、脳の輪郭データから算出さ
れているので、電流源の位置、大きさ、向きを脳の立体
像に重ねることができる。これにより脳のどの位置に電
流源があるかを推定する。
ducting Quantum Interference Device ：超電導量子干
渉計）などを用いた磁気センサを置き、脳内に生じた生
体活動電流源である電流双極子（以下、「電流源」とい
う）による微小磁界を磁気センサで無侵襲に計測する。
特開平７ー１４８１３２に示す最小ノルム法等を用いた
推定方法を利用し、計測データから電流源の位置、大き
さ、向きが推定される。なお、電流源の位置、大きさ、
向きは、球モデルの座標系を基準として推定されてい
る。また、この球モデルは、脳の輪郭データから算出さ
れているので、電流源の位置、大きさ、向きを脳の立体
像に重ねることができる。これにより脳のどの位置に電
流源があるかを推定する。
【０００５】ここで、最小自乗法を含む関数を用いて、
関心部位の輪郭データから球モデルを算出する従来の手
順を説明する。上述した輪郭データは多数の座標点（以
下、「輪郭点」と呼ぶ））の集合であるので、その各輪
郭点の座標は、Ｐi ＝（ｘi , ｙi ，ｚi ）（i=1,2,
…,n) で表すことができる。ここで、求めたい球モデル
の中心座標をＰ＝（Ｘ，Ｙ，Ｚ）、半径をｒとする。次
に、球モデルの中心点Ｐから各輪郭点Ｐi までの距離を
Ｒ i (i=1,2, …,n) とすると、Ｒi は次式（１）で表さ
れる。
関心部位の輪郭データから球モデルを算出する従来の手
順を説明する。上述した輪郭データは多数の座標点（以
下、「輪郭点」と呼ぶ））の集合であるので、その各輪
郭点の座標は、Ｐi ＝（ｘi , ｙi ，ｚi ）（i=1,2,
…,n) で表すことができる。ここで、求めたい球モデル
の中心座標をＰ＝（Ｘ，Ｙ，Ｚ）、半径をｒとする。次
に、球モデルの中心点Ｐから各輪郭点Ｐi までの距離を
Ｒ i (i=1,2, …,n) とすると、Ｒi は次式（１）で表さ
れる。
【０００６】 Ｒi ＝√（（Ｘ−ｘi ）2 ＋（Ｙ−ｙi ）2 ＋（Ｚ−ｚi ）2 ）‥‥‥（１） 中心点Ｐから各輪郭点Ｐi までの距離Ｒi と、求めたい
球モデルの半径ｒとの自乗差を最小とするような中心点
の座標Ｐ＝（Ｘ，Ｙ，Ｚ）と球モデルの半径ｒを求める
ことで、関心部位の表面形状に整合した球モデルが設定
することができる。すなわち、Ｒi とｒの最小自乗差を
求める。ここで、最小自乗法を用いた関数ｅとして、次
式（２）が用いられる。
球モデルの半径ｒとの自乗差を最小とするような中心点
の座標Ｐ＝（Ｘ，Ｙ，Ｚ）と球モデルの半径ｒを求める
ことで、関心部位の表面形状に整合した球モデルが設定
することができる。すなわち、Ｒi とｒの最小自乗差を
求める。ここで、最小自乗法を用いた関数ｅとして、次
式（２）が用いられる。
【０００７】
【数１】
【０００８】（２）式において、関数ｅを最小とするた
めの条件を次式（３）〜（６）に示す。
めの条件を次式（３）〜（６）に示す。
【０００９】
【数２】
【００１０】ここで、（３）〜（６）式で与えられた連
立方程式の解を求めることで球モデルの中心点の座標Ｐ
＝（Ｘ，Ｙ，Ｚ）と、その半径ｒとが求まり、関心部位
の表面形状に適合した球モデルが設定される。これが、
輪郭データから最小自乗法を含む関数を用いた球モデル
の算出手順である。
立方程式の解を求めることで球モデルの中心点の座標Ｐ
＝（Ｘ，Ｙ，Ｚ）と、その半径ｒとが求まり、関心部位
の表面形状に適合した球モデルが設定される。これが、
輪郭データから最小自乗法を含む関数を用いた球モデル
の算出手順である。
【００１１】
【発明が解決しようとする課題】しかしながら、このよ
うな構成を有する従来例の場合、次のような問題があ
る。生体磁気を測定する場合、電流源が存在すると予測
される位置の近くに磁気センサを設置する。ここで、磁
気センサに対面する関心部位、例えば脳の表面形状は、
理想的な球面として設定されている。しかし、人間の脳
は球体ではなく、歪んだ形状となっている。その脳の立
体像の全体に基づいて算出された球モデルには、脳の表
面から外側に設定される部分と、内側に設定される部分
とが存在する。例えば、磁気センサの対面する脳の表面
形状が、設定された球面と一致していない場合が多くあ
る。この一致していない部分に、電流源が推定された場
合、脳の立体像にこの電流源を重ねると、電流源は脳の
立体像から外れた位置に示される。このように、頭部全
体に合わせた球モデルでは、正しい位置に電流源を推定
し示すことができなかった。
うな構成を有する従来例の場合、次のような問題があ
る。生体磁気を測定する場合、電流源が存在すると予測
される位置の近くに磁気センサを設置する。ここで、磁
気センサに対面する関心部位、例えば脳の表面形状は、
理想的な球面として設定されている。しかし、人間の脳
は球体ではなく、歪んだ形状となっている。その脳の立
体像の全体に基づいて算出された球モデルには、脳の表
面から外側に設定される部分と、内側に設定される部分
とが存在する。例えば、磁気センサの対面する脳の表面
形状が、設定された球面と一致していない場合が多くあ
る。この一致していない部分に、電流源が推定された場
合、脳の立体像にこの電流源を重ねると、電流源は脳の
立体像から外れた位置に示される。このように、頭部全
体に合わせた球モデルでは、正しい位置に電流源を推定
し示すことができなかった。
【００１２】この発明は、このような事情に鑑みてなさ
れたものであって、生体活動電流源の位置を正確に表示
するのに適した球モデルを得ることができる生体活動電
流源推定装置を提供することを目的としている。
れたものであって、生体活動電流源の位置を正確に表示
するのに適した球モデルを得ることができる生体活動電
流源推定装置を提供することを目的としている。
【００１３】
【課題を解決するための手段】この発明は、このような
目的を達成するために、次のような構成をとる。すなわ
ち、請求項１に記載の発明は、被検体の関心部位の輪郭
データに基づき、前記関心部位の表面形状に整合した球
モデルを設定し、この球モデルを使って前記関心部位内
の生体活動電流源の位置、大きさ、方向等の物理量を推
定する装置であって、（ａ）生体磁気を計測するための
磁気センサの位置と、前記被検体の輪郭データで表され
る多数の輪郭点の各位置との位置関係に基づき、前記磁
気センサに近い輪郭点ほど、より大きい重み係数を設定
する重み係数設定手段と、（ｂ）前記球モデルの中心点
から前記輪郭点までの距離と前記球モデルの半径との自
乗差を、前記重み係数によって重み付けした関数を使っ
て、前記関数の値を最小にする球モデルを算出手段する
球モデル算出手段を備えたことを特徴とするものであ
る。
目的を達成するために、次のような構成をとる。すなわ
ち、請求項１に記載の発明は、被検体の関心部位の輪郭
データに基づき、前記関心部位の表面形状に整合した球
モデルを設定し、この球モデルを使って前記関心部位内
の生体活動電流源の位置、大きさ、方向等の物理量を推
定する装置であって、（ａ）生体磁気を計測するための
磁気センサの位置と、前記被検体の輪郭データで表され
る多数の輪郭点の各位置との位置関係に基づき、前記磁
気センサに近い輪郭点ほど、より大きい重み係数を設定
する重み係数設定手段と、（ｂ）前記球モデルの中心点
から前記輪郭点までの距離と前記球モデルの半径との自
乗差を、前記重み係数によって重み付けした関数を使っ
て、前記関数の値を最小にする球モデルを算出手段する
球モデル算出手段を備えたことを特徴とするものであ
る。
【００１４】請求項２に記載の発明は、請求項１に記載
の装置において、（ｃ）前記球モデル算出手段で算出さ
れた球モデルと、前記磁気センサに対面する被検体の関
心部位の表面形状とが一致する度合いを数値で表すため
の一致度評価関数を予め定め、この一致度評価関数に前
記算出された球モデルの情報と、各輪郭点の情報とを与
えて、一致度評価関数の値である一致度を算出する一致
度算出手段と、（ｄ）前記一致度算出手段が算出した一
致度が、予め定められたしきい値以下である場合は、そ
の球モデルが適正な球モデルであるとして確定し、一
方、前記一致度がしきい値よりも大きい場合は、前記重
み係数設定手段による新たな重み係数の再設定と、前記
新たな重み係数に基づく前記球モデル算出手段による球
モデルの再算出とを、前記一致度がしきい値以下と判断
されるまで繰り返し実行させる判断手段とを備えたこと
を特徴とするものである。
の装置において、（ｃ）前記球モデル算出手段で算出さ
れた球モデルと、前記磁気センサに対面する被検体の関
心部位の表面形状とが一致する度合いを数値で表すため
の一致度評価関数を予め定め、この一致度評価関数に前
記算出された球モデルの情報と、各輪郭点の情報とを与
えて、一致度評価関数の値である一致度を算出する一致
度算出手段と、（ｄ）前記一致度算出手段が算出した一
致度が、予め定められたしきい値以下である場合は、そ
の球モデルが適正な球モデルであるとして確定し、一
方、前記一致度がしきい値よりも大きい場合は、前記重
み係数設定手段による新たな重み係数の再設定と、前記
新たな重み係数に基づく前記球モデル算出手段による球
モデルの再算出とを、前記一致度がしきい値以下と判断
されるまで繰り返し実行させる判断手段とを備えたこと
を特徴とするものである。
【００１５】〔作用〕請求項１に記載の発明の作用は次
のとおりである。まず、被検体の関心部位からの生体磁
気を計測するための磁気センサは、電流源が存在するで
あろうと予測される関心部位の表面に対面するように位
置決めされる。また、生体磁気は非常に微弱であるの
で、実際に計測可能な電流源の多くは、関心部位の表面
近くの電流源である。したがって、これから設定しよう
とするものがよい。そこで、この発明では、球モデルを
設定するにあたり、重み係数設定手段が、磁気センサの
位置と、予め得られている被検体の輪郭データで表され
る多数の輪郭点の各位置との位置関係に基づき、磁気セ
ンサに近い輪郭点ほど、より大きい重み係数を設定す
る。球モデル算出手段は、球モデルの中心点から各輪郭
点までの距離と球モデルの半径との自乗差を、前記重み
係数によって重み付けした関数を使って、この関数を最
小にする球モデルを算出する。前記自乗差を重み付けす
る重み係数は、磁気センサに近い輪郭点ほど大きくなる
ように設定されているので、球モデルが磁気センサに近
い側において、関心部位の表面形状から外れていると、
前記関数の値はより大きくなる。換言すれば、前記関数
を最小にするような球モデルを算出すれば、磁気センサ
に近い関心部位の表面形状に整合した球モデルを得るこ
とができる。
のとおりである。まず、被検体の関心部位からの生体磁
気を計測するための磁気センサは、電流源が存在するで
あろうと予測される関心部位の表面に対面するように位
置決めされる。また、生体磁気は非常に微弱であるの
で、実際に計測可能な電流源の多くは、関心部位の表面
近くの電流源である。したがって、これから設定しよう
とするものがよい。そこで、この発明では、球モデルを
設定するにあたり、重み係数設定手段が、磁気センサの
位置と、予め得られている被検体の輪郭データで表され
る多数の輪郭点の各位置との位置関係に基づき、磁気セ
ンサに近い輪郭点ほど、より大きい重み係数を設定す
る。球モデル算出手段は、球モデルの中心点から各輪郭
点までの距離と球モデルの半径との自乗差を、前記重み
係数によって重み付けした関数を使って、この関数を最
小にする球モデルを算出する。前記自乗差を重み付けす
る重み係数は、磁気センサに近い輪郭点ほど大きくなる
ように設定されているので、球モデルが磁気センサに近
い側において、関心部位の表面形状から外れていると、
前記関数の値はより大きくなる。換言すれば、前記関数
を最小にするような球モデルを算出すれば、磁気センサ
に近い関心部位の表面形状に整合した球モデルを得るこ
とができる。
【００１６】請求項２に記載の発明の作用は次のとおり
である。重み係数の設定値によっては、磁気センサに対
面する関心部位の表面形状に対して、常に整合した球モ
デルが算出されるとは限らない。そこで、磁気センサに
対面した関心部位の表面形状と球モデルとが一致する度
合いを数値で表すための一致度評価関数に、算出された
球モデルの情報と、各輪郭点の情報とを与えて一致度を
計算する。この一致度が、予め設定されたしきい値以下
となった場合、その球モデルが関心部位の表面形状に最
も整合した球モデルであると判断する。また、一致度が
しきい値よりも大きいと判断された場合に、新たな重み
係数を再度設定する。この重み係数に基づいて、球モデ
ル算出手段と、判断手段による処理を繰り返すことで、
被検体の表面形状に最適の球モデルを算出することがで
きる。
である。重み係数の設定値によっては、磁気センサに対
面する関心部位の表面形状に対して、常に整合した球モ
デルが算出されるとは限らない。そこで、磁気センサに
対面した関心部位の表面形状と球モデルとが一致する度
合いを数値で表すための一致度評価関数に、算出された
球モデルの情報と、各輪郭点の情報とを与えて一致度を
計算する。この一致度が、予め設定されたしきい値以下
となった場合、その球モデルが関心部位の表面形状に最
も整合した球モデルであると判断する。また、一致度が
しきい値よりも大きいと判断された場合に、新たな重み
係数を再度設定する。この重み係数に基づいて、球モデ
ル算出手段と、判断手段による処理を繰り返すことで、
被検体の表面形状に最適の球モデルを算出することがで
きる。
【００１７】
【発明の実施の形態】図１を参照して実施例に係る生体
活動電流源推定装置の概略構成を説明する。図中、符号
１４は磁気シールドルームであり、この磁気シールドル
ーム１４内に被検体Ｍが仰臥されるベッド１５と、被検
体Ｍの関心部位である、例えば脳に近接配備され、脳内
に生じた生体活動電流源による微小磁界を無侵襲に計測
するための磁気センサ２とが設けられている。本実施例
において、磁気センサ２は、被検体Ｍの脳を球体とした
場合に、その半径方向の磁界成分を検出する複数個のコ
イルで構成されている。
活動電流源推定装置の概略構成を説明する。図中、符号
１４は磁気シールドルームであり、この磁気シールドル
ーム１４内に被検体Ｍが仰臥されるベッド１５と、被検
体Ｍの関心部位である、例えば脳に近接配備され、脳内
に生じた生体活動電流源による微小磁界を無侵襲に計測
するための磁気センサ２とが設けられている。本実施例
において、磁気センサ２は、被検体Ｍの脳を球体とした
場合に、その半径方向の磁界成分を検出する複数個のコ
イルで構成されている。
【００１８】磁気センサ２で検出された磁界データはデ
ータ変換部４に与えられてデジタルデータに変換された
後、データ収集部５に集められる。刺激装置６は、被検
体Ｍに電気的刺激（あるいは音、光刺激など）を与える
ためのものである。ポジショニング部７は、磁気センサ
２を基準とした３次元座標系に対する被検体Ｍの位置関
係を把握するための装置である。例えば、被検体Ｍの複
数箇所に小コイルを取付け、これらの小コイルにポジシ
ョニング部７から給電する。そして、各コイルから発生
した磁界を磁気センサ２で検出することにより、磁気セ
ンサ２に対する被検体Ｍの位置関係を把握する。なお、
磁気センサ２に対する被検体Ｍの位置関係を把握するた
めの手法は、これ以外に、光ビームを被検体Ｍに照射し
て両者の位置関係を把握するものや、あるいは、特開平
５ー２３７０６５号、特開平６ー７８８９２５号などに
開示された種々の手法が用いられる。
ータ変換部４に与えられてデジタルデータに変換された
後、データ収集部５に集められる。刺激装置６は、被検
体Ｍに電気的刺激（あるいは音、光刺激など）を与える
ためのものである。ポジショニング部７は、磁気センサ
２を基準とした３次元座標系に対する被検体Ｍの位置関
係を把握するための装置である。例えば、被検体Ｍの複
数箇所に小コイルを取付け、これらの小コイルにポジシ
ョニング部７から給電する。そして、各コイルから発生
した磁界を磁気センサ２で検出することにより、磁気セ
ンサ２に対する被検体Ｍの位置関係を把握する。なお、
磁気センサ２に対する被検体Ｍの位置関係を把握するた
めの手法は、これ以外に、光ビームを被検体Ｍに照射し
て両者の位置関係を把握するものや、あるいは、特開平
５ー２３７０６５号、特開平６ー７８８９２５号などに
開示された種々の手法が用いられる。
【００１９】球モデル設定部８は、輪郭データ記憶部９
に記憶された輪郭データに基づいて、球モデルを設定す
るためのものである。この輪郭データ記憶部９には、例
えばＭＲＩ装置で得られた脳の立体像の輪郭データが三
次元座標デ─タとして記憶されている。また、球モデル
設定部８に関連して設けられた電流源推定部１６は、球
モデル設定部８で設定された球モデルとデータ収集部５
に集められた磁界データに基づいて、被検体Ｍの関心部
位内の電流源を推定するためのものである。電流源推定
部１６で推定された電流源は、輪郭データ記憶部９に記
憶された脳の立体像に重ね合わされてカラーモニタ１１
に表示されたり、カラープリンタ１２に印字出力される
ようになっている。なお、ＭＲＩ装置で得られた脳の立
体像の輪郭データは、図１に示した通信回線１３を介し
て球モデル設定部８に直接伝送する構成にしてもよい。
に記憶された輪郭データに基づいて、球モデルを設定す
るためのものである。この輪郭データ記憶部９には、例
えばＭＲＩ装置で得られた脳の立体像の輪郭データが三
次元座標デ─タとして記憶されている。また、球モデル
設定部８に関連して設けられた電流源推定部１６は、球
モデル設定部８で設定された球モデルとデータ収集部５
に集められた磁界データに基づいて、被検体Ｍの関心部
位内の電流源を推定するためのものである。電流源推定
部１６で推定された電流源は、輪郭データ記憶部９に記
憶された脳の立体像に重ね合わされてカラーモニタ１１
に表示されたり、カラープリンタ１２に印字出力される
ようになっている。なお、ＭＲＩ装置で得られた脳の立
体像の輪郭データは、図１に示した通信回線１３を介し
て球モデル設定部８に直接伝送する構成にしてもよい。
【００２０】以下、図２のフローチャートと図３を参照
して、上記球モデル設定部８で実行される球モデル設定
処理について説明する。
して、上記球モデル設定部８で実行される球モデル設定
処理について説明する。
【００２１】まず、ＭＲＩ装置を用いて頭部３を撮影す
ることで、三次元の形態情報が得られる。この形態情報
から脳の輪郭データのみを抽出し、立体像１が作成され
る。生体電流源推定装置は、この立体像１を輪郭データ
記憶部９に記憶する。この立体像１は三角形要素で構成
されており、この三角形要素の各頂点（以下、「輪郭
点」と呼ぶ）の座標が、輪郭データＰi ＝（ｘi ,
ｙi ，ｚi ）(i=1,2, …,n)に相当する。球モデル設部
８は、この輪郭データＰi を読みだす（ステップＳ
１）。
ることで、三次元の形態情報が得られる。この形態情報
から脳の輪郭データのみを抽出し、立体像１が作成され
る。生体電流源推定装置は、この立体像１を輪郭データ
記憶部９に記憶する。この立体像１は三角形要素で構成
されており、この三角形要素の各頂点（以下、「輪郭
点」と呼ぶ）の座標が、輪郭データＰi ＝（ｘi ,
ｙi ，ｚi ）(i=1,2, …,n)に相当する。球モデル設部
８は、この輪郭データＰi を読みだす（ステップＳ
１）。
【００２２】例えば後頭部を測定する場合、図３に示す
ように、頭部３の後頭部外側に磁気センサ２を配置す
る。磁気センサ２のセンサ面中央を磁気センサ２の中心
点として、磁気センサ座標Ｓを設定する。ここで、磁気
センサの中心点Ｓと各輪郭点Ｐ i との相対関係を関数ｆ
（αi ）とする。ここで、変数αi は、相対角度あるい
は相対距離で表すことができるが、本実施例では変数α
i を相対距離で表す。ｆ（αi ）は後述する式（８）で
ｔａｎ-1関数の変数として用いるため、０≦ｆ（αi ）
≦１８０ となるようにすると、ｆ（αi ）は次式
（７）で表すことができる。
ように、頭部３の後頭部外側に磁気センサ２を配置す
る。磁気センサ２のセンサ面中央を磁気センサ２の中心
点として、磁気センサ座標Ｓを設定する。ここで、磁気
センサの中心点Ｓと各輪郭点Ｐ i との相対関係を関数ｆ
（αi ）とする。ここで、変数αi は、相対角度あるい
は相対距離で表すことができるが、本実施例では変数α
i を相対距離で表す。ｆ（αi ）は後述する式（８）で
ｔａｎ-1関数の変数として用いるため、０≦ｆ（αi ）
≦１８０ となるようにすると、ｆ（αi ）は次式
（７）で表すことができる。
【００２３】
【数３】
【００２４】式（７）において、αi は、磁気センサの
中心点Ｓから輪郭点Ｐi までの距離を示す。αmax は、
磁気センサの中心点Ｓから最も遠い輪郭点Ｐi までの距
離を示す。αmin は、磁気センサの中心点Ｓから最も近
い輪郭点Ｐi までの距離を示す。ここで、ｆ（αi ）
は、輪郭点Ｐi が磁気センサの中心点Ｓに近いほど、輪
郭点Ｐi に対する下記重み付け係数ｗi を、より大きく
するような性格の関数である。
中心点Ｓから輪郭点Ｐi までの距離を示す。αmax は、
磁気センサの中心点Ｓから最も遠い輪郭点Ｐi までの距
離を示す。αmin は、磁気センサの中心点Ｓから最も近
い輪郭点Ｐi までの距離を示す。ここで、ｆ（αi ）
は、輪郭点Ｐi が磁気センサの中心点Ｓに近いほど、輪
郭点Ｐi に対する下記重み付け係数ｗi を、より大きく
するような性格の関数である。
【００２５】次に、重み付け係数ｗi は、重み付け変数
ｆ（αi ）を含むｔａｎ-1関数を利用すると、ｗi は次
式（８）で表すことができる。
ｆ（αi ）を含むｔａｎ-1関数を利用すると、ｗi は次
式（８）で表すことができる。
【００２６】
【数４】
【００２７】式（８）において、パラメータｔ、θ、ｓ
に任意の値を設定する。ここで、図４〜６を参照しなが
ら前記パラメータをそれぞれ変化させたときの重み付け
係数ｗi の変化の様子を説明をする。図４において、ｓ
＝０、θ＝６０と固定して、ｔを０〜１０まで変化させ
た場合を示す。グラフから明らかなように、ｔの値を大
きくするほどｆ（αi ）の変化に対しｗi は急激に変化
することが判る。また、図５において、ｔ＝５、ｓ＝０
と固定して、θを０〜１８０まで変化させた場合、グラ
フから明らかなように、θは、重み付けを大きくしたい
範囲を設定するためのパラメータであることが判る。ま
た、図６において、ｔ＝５、θ＝６０と固定して、ｓを
１〜２まで変化させた場合、グラフから明らかなよう
に、ｓを大きくすれば、ｆ（αi ）の値によりｗi は大
きく変化することが判る。以上のことを考慮して、式
（８）のパラメータｔ、θ、ｓに任意の値を与え、重み
係数ｗi を設定する。（ステップＳ２）。
に任意の値を設定する。ここで、図４〜６を参照しなが
ら前記パラメータをそれぞれ変化させたときの重み付け
係数ｗi の変化の様子を説明をする。図４において、ｓ
＝０、θ＝６０と固定して、ｔを０〜１０まで変化させ
た場合を示す。グラフから明らかなように、ｔの値を大
きくするほどｆ（αi ）の変化に対しｗi は急激に変化
することが判る。また、図５において、ｔ＝５、ｓ＝０
と固定して、θを０〜１８０まで変化させた場合、グラ
フから明らかなように、θは、重み付けを大きくしたい
範囲を設定するためのパラメータであることが判る。ま
た、図６において、ｔ＝５、θ＝６０と固定して、ｓを
１〜２まで変化させた場合、グラフから明らかなよう
に、ｓを大きくすれば、ｆ（αi ）の値によりｗi は大
きく変化することが判る。以上のことを考慮して、式
（８）のパラメータｔ、θ、ｓに任意の値を与え、重み
係数ｗi を設定する。（ステップＳ２）。
【００２８】上述したｗi を含み、球モデルを算出する
ための関数Ｅについて説明する。ここでは、従来例と同
様にして、求めたい球モデルの中心点の座標Ｐ＝（Ｘ，
Ｙ，Ｚ）、その半径をｒとする。次に、中心点Ｐから各
輪郭点Ｐi までの距離をＲi(i=1,2, …,n) とすると、
Ｒi は次式で表わされる。 Ｒi ＝√（（Ｘ−ｘi ）2 ＋（Ｙ−ｙi ）2 ＋（Ｚ−ｚ
i ）2 ） 距離Ｒi と求めたい球モデルの半径ｒとの自乗差を最小
とするようなＰ＝（Ｘ，Ｙ，Ｚ）とｒとを求めること
で、磁気センサに対面する関心部位（本実施例では後頭
部）の表面形状に整合した球モデルを算出することがで
きる。すなわち、Ｒi とｒの最小自乗差を求める。ここ
で、重み係数ｗi を含む最小自乗法を用いた関数Ｅを、
次式（９）に示す。
ための関数Ｅについて説明する。ここでは、従来例と同
様にして、求めたい球モデルの中心点の座標Ｐ＝（Ｘ，
Ｙ，Ｚ）、その半径をｒとする。次に、中心点Ｐから各
輪郭点Ｐi までの距離をＲi(i=1,2, …,n) とすると、
Ｒi は次式で表わされる。 Ｒi ＝√（（Ｘ−ｘi ）2 ＋（Ｙ−ｙi ）2 ＋（Ｚ−ｚ
i ）2 ） 距離Ｒi と求めたい球モデルの半径ｒとの自乗差を最小
とするようなＰ＝（Ｘ，Ｙ，Ｚ）とｒとを求めること
で、磁気センサに対面する関心部位（本実施例では後頭
部）の表面形状に整合した球モデルを算出することがで
きる。すなわち、Ｒi とｒの最小自乗差を求める。ここ
で、重み係数ｗi を含む最小自乗法を用いた関数Ｅを、
次式（９）に示す。
【００２９】
【数５】
【００３０】（９）式において、関数Ｅを最小とするた
めの条件は次式（１０）〜（１３）式で表される。
めの条件は次式（１０）〜（１３）式で表される。
【００３１】
【数６】
【００３２】ここで、（１０）〜（１３）式で与えられ
た連立方程式の解を求めることで球モデルの中心点の座
標Ｐ＝（Ｘ，Ｙ，Ｚ）とその半径ｒとが求まり、磁気セ
ンサに対面する関心部位の表面形状に整合した球モデル
が算出される（ステップＳ３）。
た連立方程式の解を求めることで球モデルの中心点の座
標Ｐ＝（Ｘ，Ｙ，Ｚ）とその半径ｒとが求まり、磁気セ
ンサに対面する関心部位の表面形状に整合した球モデル
が算出される（ステップＳ３）。
【００３３】次に、この球モデルが磁気センサ２に対面
する関心部位の表面形状に十分に一致しているか否かを
調べる。前記一致するか否かは、一致度評価関数Ｆから
得た値と予め与えられたしきい値との比較により判断さ
れる。一致度評価関数Ｆを次式（１４）に示す。
する関心部位の表面形状に十分に一致しているか否かを
調べる。前記一致するか否かは、一致度評価関数Ｆから
得た値と予め与えられたしきい値との比較により判断さ
れる。一致度評価関数Ｆを次式（１４）に示す。
【００３４】
【数７】
【００３５】一致度評価関数Ｆは、磁気センサ２に近い
位置にある輪郭点Ｐi ほど、より大きい重み係数ｗi が
付加されているので、磁気センサ２に近い側において、
Ｒiとｒの差如何によって、一致度評価関数Ｆの値は大
きく変化する。しかし、磁気センサ２に遠い位置にある
輪郭点Ｐi においては、重み係数ｗi が小さいので、Ｒ
i とｒの差如何によって、一致度評価関数Ｆの値はあま
り変化しない。このような性格を持った一致度評価関数
Ｆは、磁気センサ２に対面する関心部位の表面形状に球
モデルが一致している場合は、一致度評価関数Ｆの値
（以下、「一致度」という）は小さくなり、一致してい
ない場合は、一致度は大きくなる。ここで、一致度評価
関数Ｆにｗi とＲi とｒを代入し一致度を算出する（ス
テップＳ４）。
位置にある輪郭点Ｐi ほど、より大きい重み係数ｗi が
付加されているので、磁気センサ２に近い側において、
Ｒiとｒの差如何によって、一致度評価関数Ｆの値は大
きく変化する。しかし、磁気センサ２に遠い位置にある
輪郭点Ｐi においては、重み係数ｗi が小さいので、Ｒ
i とｒの差如何によって、一致度評価関数Ｆの値はあま
り変化しない。このような性格を持った一致度評価関数
Ｆは、磁気センサ２に対面する関心部位の表面形状に球
モデルが一致している場合は、一致度評価関数Ｆの値
（以下、「一致度」という）は小さくなり、一致してい
ない場合は、一致度は大きくなる。ここで、一致度評価
関数Ｆにｗi とＲi とｒを代入し一致度を算出する（ス
テップＳ４）。
【００３６】一致度が予め設定されたしきい値以下にな
るまで、スッテプＳ２〜Ｓ５の処理を繰り返し、一致度
表関数Ｆが、しきい値以下となれば、球モデルと磁気セ
ンサ２に対面する関心部位の表面形状は一致したものと
して、この球モデルが確定される（ステップＳ５）。
るまで、スッテプＳ２〜Ｓ５の処理を繰り返し、一致度
表関数Ｆが、しきい値以下となれば、球モデルと磁気セ
ンサ２に対面する関心部位の表面形状は一致したものと
して、この球モデルが確定される（ステップＳ５）。
【００３７】上述した手段で算出された球モデルは、磁
気センサ２に対面した被検体の表面形状に最も適した球
モデルである。また、この球モデルに基づいて、電流源
推定を行うことで、脳の立体像に対して正確な位置に電
流源を推定することができる。
気センサ２に対面した被検体の表面形状に最も適した球
モデルである。また、この球モデルに基づいて、電流源
推定を行うことで、脳の立体像に対して正確な位置に電
流源を推定することができる。
【００３８】〔シュミレーション〕図７、８は脳の立体
像１０と球モデル２０、２１を三方向から見た図であ
る。ここで、（ａ）は脳を左側から見た図である、
（ｂ）は脳を後側から見た図である、（ｃ）は脳を上側
から見た図である。二点鎖線で囲んだ領域内の立体像は
磁気センサ２に対面する脳の表面に相当する。上述した
手法の有効性を確認するために磁気センサを後頭部に配
置した場合のシュミレーションを行った。また、このシ
ュミレーションでは、従来の球モデル算出手段と、この
発明の球モデル算出手段とを比べるため、一致度判断手
段を使わず、予め３条件の重み係数を設定する。まず、
三角形要素立体モデル１０の輪郭データに基づいて、従
来法を利用して算出した球モデル２０をこの三角形要素
立体モデル１０に重ねて図７に示す。また、この球モデ
ル２０の中心座標、半径、一致度評価関数値を表１に示
す。次に、前記同様の三角形要素立体モデル１０の輪郭
データに基づいて重み付けを行った球モデル２１を算出
する。式（８）の各パラメータを条件１〜３についてそ
れぞれ設定する。 条件１：ｔ＝１ ，θ＝３０，ｓ＝０ 条件２：ｔ＝１０，θ＝３０，ｓ＝１０ 条件３：ｔ＝１０，θ＝９０，ｓ＝１０ 前記条件について、式（７）〜式（９）を計算した結果
を表１に示す。また、球モデル２１を図８に示す。
像１０と球モデル２０、２１を三方向から見た図であ
る。ここで、（ａ）は脳を左側から見た図である、
（ｂ）は脳を後側から見た図である、（ｃ）は脳を上側
から見た図である。二点鎖線で囲んだ領域内の立体像は
磁気センサ２に対面する脳の表面に相当する。上述した
手法の有効性を確認するために磁気センサを後頭部に配
置した場合のシュミレーションを行った。また、このシ
ュミレーションでは、従来の球モデル算出手段と、この
発明の球モデル算出手段とを比べるため、一致度判断手
段を使わず、予め３条件の重み係数を設定する。まず、
三角形要素立体モデル１０の輪郭データに基づいて、従
来法を利用して算出した球モデル２０をこの三角形要素
立体モデル１０に重ねて図７に示す。また、この球モデ
ル２０の中心座標、半径、一致度評価関数値を表１に示
す。次に、前記同様の三角形要素立体モデル１０の輪郭
データに基づいて重み付けを行った球モデル２１を算出
する。式（８）の各パラメータを条件１〜３についてそ
れぞれ設定する。 条件１：ｔ＝１ ，θ＝３０，ｓ＝０ 条件２：ｔ＝１０，θ＝３０，ｓ＝１０ 条件３：ｔ＝１０，θ＝９０，ｓ＝１０ 前記条件について、式（７）〜式（９）を計算した結果
を表１に示す。また、球モデル２１を図８に示す。
【００３９】
【表１】
【００４０】表１から明らかなように、条件２の一致度
評価関数値が最も小さくなっている。また、図７、図８
に示す後頭部に対する球モデルとを見比べた場合、図８
の本発明の球モデルの方が、後頭部に合っていると言え
る。
評価関数値が最も小さくなっている。また、図７、図８
に示す後頭部に対する球モデルとを見比べた場合、図８
の本発明の球モデルの方が、後頭部に合っていると言え
る。
【００４１】
【発明の効果】以上の説明から明らかなように、請求項
１に記載の生体活動電流源推定装置には、磁気センサに
近い関心部位の輪郭点ほど、より大きい重み係数により
重み付けをし、球モデルの中心点から各輪郭点までの距
離と球モデルの半径との自乗差を、重み係数で重み付け
した関数を使って、球モデルを算出している。したがっ
て、この発明によれば、重み係数を設定しない場合のよ
うに、磁気センサに対面する関心部位の表面形状に対し
て、球モデルが外れて設定されることがなく、磁気セン
サに対面する関心部位の表面形状に適合した球モデルを
得ることができる。この球モデルに基づいて、磁界計測
および電流源推定を行うことで、被検体に対する電流源
の位置を関心部位の立体像に対して正確に推定すること
ができる。
１に記載の生体活動電流源推定装置には、磁気センサに
近い関心部位の輪郭点ほど、より大きい重み係数により
重み付けをし、球モデルの中心点から各輪郭点までの距
離と球モデルの半径との自乗差を、重み係数で重み付け
した関数を使って、球モデルを算出している。したがっ
て、この発明によれば、重み係数を設定しない場合のよ
うに、磁気センサに対面する関心部位の表面形状に対し
て、球モデルが外れて設定されることがなく、磁気セン
サに対面する関心部位の表面形状に適合した球モデルを
得ることができる。この球モデルに基づいて、磁界計測
および電流源推定を行うことで、被検体に対する電流源
の位置を関心部位の立体像に対して正確に推定すること
ができる。
【００４２】請求項２に記載の生体活動電流源推定装置
によれば、磁気センサに対面する関心部位の表面形状と
球モデルが一致しているか否かを、一致度評価関数の値
で判断し、一致している場合は、この球モデルに確定す
る、一方、一致していない場合は、新たな重み係数を設
定し、この重み係数に基づいて、球モデルを算出するこ
とを、一致するまで繰り返す。したがって、この発明に
よれば磁気センサに対面する関心部位の表面形状に最も
適した球モデルを算出することができる。この球モデル
に基づいて、磁界計測および電流源推定を行うことで、
電流源の位置を関心部位の立体像に対してさらに正確に
推定することができる。
によれば、磁気センサに対面する関心部位の表面形状と
球モデルが一致しているか否かを、一致度評価関数の値
で判断し、一致している場合は、この球モデルに確定す
る、一方、一致していない場合は、新たな重み係数を設
定し、この重み係数に基づいて、球モデルを算出するこ
とを、一致するまで繰り返す。したがって、この発明に
よれば磁気センサに対面する関心部位の表面形状に最も
適した球モデルを算出することができる。この球モデル
に基づいて、磁界計測および電流源推定を行うことで、
電流源の位置を関心部位の立体像に対してさらに正確に
推定することができる。
【図１】生体電流源推定装置の概略構成図である。
【図２】実施例の球モデル算出手段のフローチャートで
ある。
ある。
【図３】実施例の脳の立体像と磁気センサを示す図であ
る。
る。
【図４】パラメータｔのみを変化させた場合の重み係数
の変化を示す図である。
の変化を示す図である。
【図５】パラメータθのみを変化させた場合の重み係数
の変化を示す図である。
の変化を示す図である。
【図６】パラメータｓのみを変化させた場合の重み係数
の変化を示す図である。
の変化を示す図である。
【図７】脳の立体像に従来技術により算出した球モデル
を重ね、脳の（ａ）左側面、（ｂ）後面、（ｃ）上面の
３方向から見た図である。
を重ね、脳の（ａ）左側面、（ｂ）後面、（ｃ）上面の
３方向から見た図である。
【図８】脳の立体像にこの発明により算出した球モデル
を重ね、脳の（ａ）左側面、（ｂ）後面、（ｃ）上面の
３方向から見た図である。
を重ね、脳の（ａ）左側面、（ｂ）後面、（ｃ）上面の
３方向から見た図である。
１ … 脳の立体像 ２ … 磁気センサ ｓ … 磁気センサ面の中央座標 Ｐi … 輪郭点 １０ … 脳の立体像 ２０ … 従来技術により算出した球モデル ２１ … この発明により算出した球モデル
Claims (2)
- 【請求項１】 被検体の関心部位の輪郭データに基づ
き、前記関心部位の表面形状に整合した球モデルを設定
し、この球モデルを使って前記関心部位内の生体活動電
流源の位置、大きさ、方向等の物理量を推定する装置で
あって、（ａ）生体磁気を計測するための磁気センサの
位置と、前記被検体の輪郭データで表される多数の輪郭
点の各位置との位置関係に基づき、前記磁気センサに近
い輪郭点ほど、より大きい重み係数を設定する重み係数
設定手段と、（ｂ）前記球モデルの中心点から前記輪郭
点までの距離と前記球モデルの半径との自乗差を、前記
重み係数によって重み付けした関数を使って、前記関数
の値を最小にする球モデルを算出する球モデル算出手段
を備えたことを特徴とする生体活動電流源推定装置。 - 【請求項２】 請求項１に記載の装置において、（ｃ）
前記球モデル算出手段で算出された球モデルと、前記磁
気センサに対面する被検体の関心部位の表面形状とが一
致する度合いを数値で表すための一致度評価関数を予め
定め、この一致度評価関数に前記算出された球モデルの
情報と、各輪郭点の情報とを与えて、一致度評価関数の
値である一致度を算出する一致度算出手段と、（ｄ）前
記一致度算出手段が算出した一致度が、予め定められた
しきい値以下である場合は、その球モデルが適正な球モ
デルであるとして確定し、一方、前記一致度がしきい値
よりも大きい場合は、前記重み係数設定手段による新た
な重み係数の再設定と、前記新たな重み係数に基づく前
記球モデル算出手段による球モデルの再算出とを、前記
一致度がしきい値以下と判断されるまで繰り返し実行さ
せる判断手段とを備えたことを特徴とする生体活動電流
源推定装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP9087890A JPH10276996A (ja) | 1997-04-07 | 1997-04-07 | 生体活動電流源推定装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP9087890A JPH10276996A (ja) | 1997-04-07 | 1997-04-07 | 生体活動電流源推定装置 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH10276996A true JPH10276996A (ja) | 1998-10-20 |
Family
ID=13927485
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP9087890A Pending JPH10276996A (ja) | 1997-04-07 | 1997-04-07 | 生体活動電流源推定装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH10276996A (ja) |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US11324428B2 (en) | 2019-03-14 | 2022-05-10 | Ricoh Company, Ltd. | Multi-sphere head model for dipole localization without ghost spheres |
| US11331028B2 (en) | 2019-03-14 | 2022-05-17 | Ricoh Company, Ltd. | Multi-sphere head model for dipole localization |
-
1997
- 1997-04-07 JP JP9087890A patent/JPH10276996A/ja active Pending
Cited By (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US11324428B2 (en) | 2019-03-14 | 2022-05-10 | Ricoh Company, Ltd. | Multi-sphere head model for dipole localization without ghost spheres |
| US11331028B2 (en) | 2019-03-14 | 2022-05-17 | Ricoh Company, Ltd. | Multi-sphere head model for dipole localization |
| US20220233122A1 (en) * | 2019-03-14 | 2022-07-28 | Ricoh Company, Ltd. | Multi-sphere head model for dipole localization |
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