JP3651540B2

JP3651540B2 - Biomagnetic field measurement device

Info

Publication number: JP3651540B2
Application number: JP20662697A
Authority: JP
Inventors: 重治大湯
Original assignee: Toshiba Corp
Current assignee: Toshiba Corp
Priority date: 1997-07-31
Filing date: 1997-07-31
Publication date: 2005-05-25
Anticipated expiration: 2017-07-31
Also published as: JPH1147108A

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、超伝導量子干渉素子（Superconducting QUantum Interference Device ; SQUID）を利用して生体の脳や心臓などから発生する微弱な磁場（磁気、磁界）を計測する生体磁場計測装置に関する。とくに、本発明は、かかる生体磁場計測装置に備える磁場検出用の検出コイルの感度およびコイルバランスの推定、並びにコイルバランスの補正に関する。
【０００２】
【従来の技術】
超伝導システムの１分野として、ＳＱＵＩＤを用いた生体磁場計測装置の研究開発が盛んに行われている。この生体磁場計測装置は、例えば人体の脳から発生する微弱な脳磁界や、心臓から発生する微弱な心磁界を計測する装置である。この計測装置は、近年、検出磁界に基づき機能診断を行うことができるモダリティとして富に注目されている。
【０００３】
生体磁場計測装置は、通常、生体が発生した微弱な磁場を各検出位置にて検出コイルで検出し、この検出磁場をＳＱＵＩＤ（超伝導量子干渉素子）である超伝導リングに導くように形成した磁場センサを備えている。ＳＱＵＩＤには、感度も良く、雑音もあまり発生しない点でｄｃ型のＳＱＵＩＤが好んで使用される。また、現在では、ＳＱＵＩＤの多チャンネル化が進んでいる。
【０００４】
磁場センサ（ＳＱＵＩＤセンサとも呼ばれる）は、検出チャンネル毎に、検出コイルとＳＱＵＩＤ部とを備える。各検出コイルは超伝導コイルを用いた１個または複数個のピックアップコイルで形成される。ＳＱＵＩＤ部は、インプットコイル、超伝導リング（ＳＱＵＩＤ）、およびフィードバックコイルを備える。ｄｃ型ＳＱＵＩＤの場合、超伝導リング（ＳＱＵＩＤ）のジャンクション接合部には超伝導状態が保持できなくなる程度の直流バイアス電流が流される。この状態で、ピックアップコイルが生体から検知した磁場をインプットコイルを介して超伝導リングに導くと、ジャンクション接合部には検出磁場に対して周期的に変化する電圧が発生する。ジャンクション接合部には駆動回路が電気的に接続されている。駆動回路は、かかる電圧変化を打ち消すような磁束をフィードバックコイルから超伝導リングに与える。これと共に、駆動回路はフィードバックコイルに流す電流に比例した電圧を読み出し、これを生体磁場に比例した電圧信号として出力する。
【０００５】
このように動作させる磁場センサは、液体ヘリウムなどの極低温溶液により極低温に冷却させる必要がある。この冷却を行うため、通常、真空断熱容器（デュア）が利用される。真空断熱容器には、極低温溶液が入れられるとともに磁場センサが収納され、これにより極低温冷却が行われる。
【０００６】
検出コイル（検出器とも呼ばれる）を形成するピックアップコイルには、マグネットメータ、１次微分型グラジオメータ、２次微分型グラジオメータなど、種々のタイプのものが使用される。生体磁場計測の精度を向上させる上で、このピックアップコイルのコイルバランス（ピックアップコイルの微分次数と同じ次数の磁場勾配に対する感度と、それ以下の次数の磁場勾配に対する感度との比：すなわち外来磁場の除去率）の維持は重要なファクタである。
【０００７】
従来のコイルバランスの計測法などに関する例として以下のものが知られていた。ピックアップコイルが１次微分型グラジオメータである場合、へルムホルツコイルを用いて均一な磁場を形成し、その均一磁場領域内にＳＱＵＩＤ磁束計の検出部（磁場センサ）を置いて、その検出部のピックアップコイル（１次微分型グラジオメータ）のコイルバランス（すなわち、均一磁場の除去率）を計測する方法が在る。また、ピックアップコイルが２次微分型グラジオメータである場合、１次微分型と同様にしてコイルバランスを計測し、さらに、勾配磁場発生用のコイルを用いて均一な１次勾配磁場を発生させ、その均一な１次勾配磁場空間に同検出部を置いて、その検出部のピックアップコイル（２次微分型グラジオメータ）のコイルバランス（すなわち、１次勾配磁場の除去率）を計測する方法が在る。
【０００８】
また、ピックアップコイルのコイルバランスの補正方法としては、ピックアップコイルに直列に小さなコイルを挿入して補正する方法が知られている。
【０００９】
さらに、コイルバランスの推定方法として、特開平７−１２２７８９号に記載の方法も知られている。この推定方法は、既知の位置に設置した複数の磁場発生用コイルを用いるものである。具体的には、既知の複数の位置に設置した磁場発生用コイルから磁場を発生させ、その夫々の磁場を、グラジオメータ型ピックアップコイルを有するＳＱＵＩＤ磁束計で計測するとともに、そのグラジオメータ型ピックアップコイルと同じコイル面積のマグネットメータ型ピックアップコイルを有する別のＳＱＵＩＤ磁束計で計測する。これらのＳＱＵＩＤ磁束計の計測結果から最小２乗法により、グラジオメータおよびマグネットメータ双方のピックアップの位置、方向、および感度を推定する手法である。
【００１０】
【発明が解決しようとする課題】
しかしながら、上述した従来のコイルバランスの計測法、補正法、および推定方法には以下のような種々の問題が未解決のまま残されていた。
【００１１】
（１）まず、へルムホルツコイルで均一磁場を生成してコイルバランスを計測するときの問題が在る。頭部全体を囲うように磁場センサが配置されたホールヘッドの磁束計の全ての検出チャンネルのコイルバランスを計測するには、磁場センサが占有する空間の全領域が均一磁場になるような大きなへルムホルツコイルが必要になる。
【００１２】
しかし、そのような大きなヘルムホルツコイルは生体磁場計測装置が設置される磁気シールドルームの扉から搬入することは実際上、困難である。このため、生体磁場計測装置を磁気シールドルーム内に設置した後ではコイルバランスを計測することができないという問題があつた。とくに、生体磁場計測装置の定期検査のときにコイルバランスを計測できないという、看過することのできない不都合が生じていた。また、センサ故障などのためピックアップコイルやＳＱＵＩＤ部を交換した後においてもコイルバランスを計測し直すことができないという不都合もあった。
【００１３】
（２）第２に、環境磁場の影響を低減させるときのコイルバランスの問題が在る。生体磁場を主に計測する生体磁場計測チャンネルの他に、環境磁場のみを測定するリファレンスコイルを用いて、生体磁場計測チャンネルに含まれる環境磁場の影響を低減する方法が知られている。具体的には、例えば、複数のリファレンス・チャンネルからの出力を補間して、各生体磁場計測チャンネルのピックアップコイル位置での環境磁場の値を求め、この磁場値を生体磁場検出値から減ずるものである。
【００１４】
しかし、このような環境磁場低減法にあっては、生体磁場計測チャンネルのコイルバランスの影響を考慮していないため、コイルバランスの低さに因る測定誤差を排除できていないという問題があった。
【００１５】
また、２乗平均推定法により生体磁場計測チャンネルのデータ中に含まれる環境雑音磁場を除去する方法も知られている。この方法の場合、コイルバランスの影響を除去することは可能だが、自然に存在する環境磁場を用いてリファレンス・チャンネルと生体磁場計測チャンネルとで測定される環境磁場の間の相関を計算することから、相関の計算に使用した環境磁場と大きく異なるパターンの環境磁場が混入した場合、環境磁場除去能が低下するという問題があった。
【００１６】
（３）第３にコイルバランスを補正するときの問題が在る。ピックアップコイルに直列に小さなコイルを挿入してコイルバランスを補正する方法の場合、各チャンネル毎に補正のための調整作業が必要になる。したがって、多チャンネル型の生体磁場計測装置の全ての生体計測（検出）チャンネルについて、そのコイルバランスを調整するには非常に多くの手間と時間が掛かり、計測能率が良くないという問題があった。
【００１７】
（４）第４に、前述した複数の磁場発生用コイルを用いるコイルバランスの推定法（特開平７−１２２７８９号）に関して、以下のような問題がある。
【００１８】
この推定法は、大型のコイルを設置する必要がなく、必要なときに容易にコイルバランスを計測・推定できるものの、その推定原理の性質によって、コイルバランスの計測対象であるグラジオメータのほかに、このグラジオメータと同一のコイル面積を有するマグネットメータの計測値を参照する必要があった。このため、装置が比較的大掛かりになり、また高価になる。
【００１９】
また、この推定法の場合、コイルの位置は複数の磁場発生用コイルとの相対位置関係の情報として推定されることから、これを高精度に推定しようとすれば、磁場発生用コイルの位置自体を再現性良くかつ高精度に設置する必要がある。この従来例では、複数の磁場発生用コイルは共通の支持体に設置されているから、それらのコイル間の相対位置は正確性を期することができるものの、磁場センサ本体との位置関係には各別の配慮がなされておらず、位置推定が不安定である。このため、装置全体として、コイルの位置を正確にかつ再現性良く推定することが難しく、強いてはコイルバランスの推定精度が低かった。
【００２０】
本発明は、以上のような従来技術の問題に鑑みてなされたもので、生体磁場計測装置を磁気シールドルームに設置した後でも、定期検査や保守時などの適宜なタイミングで検出コイルのコイルバランスをよりコンパクトなシステムで、より高精度に、再現性良く、且つ安定して計測、または、計測および補正することができ、これにより、コイルバランスの崩れに因る環境雑音除去能力の低下を防止し、生体磁場計測の精度を向上させることを、その１つの目的とする。
【００２１】
また、本発明は、複数のリファレンスコイルの検出値を用いて生体磁場計測チャンネルの計測値に含まれる環境磁場の影響を低減させる場合、コイルバランスの影響に因る測定誤差を減らすことを、別の目的とする。
【００２２】
さらに、本発明は、２乗平均推定法により生体磁場計測チャンネルのデータ中に含まれる環境雑音磁場を除去するときに、相関計算に使用した環境磁場とは大幅に異なるパターンの環境磁場が混入した場合でも、環境磁場除去能力を十分に発揮させることを、別の目的とする。
【００２３】
さらに、本発明は、多チャンネルの生体磁場計測チャンネルを有する生体磁場計測装置であっても、従来のような調整ための手間を各別に必要とせず、ピックアップコイルのコイルバランスの影響を自動的に補正できるようにすることを、別の目的とする。
【００２４】
【課題を解決するための手段】
上記目的を達成させるため、本発明の主要な特徴によれば、生体の磁場を検出する複数の検出コイルを有する磁場センサを備えた生体磁場計測装置において、前記検出コイルのコイルバランスを求めるために複数のコイルで形成され、かつ外来磁場を人工的に発生する外来磁場人工発生手段と、前記複数のコイルを駆動し、かつその駆動電流値を得るコイル制御・駆動手段と、前記複数のコイルが発生した人工的な外来磁場に対する前記検出コイルの検出値から磁場計測値を得る計測手段と、前記駆動電流値および前記磁場計測値を用いて前記検出コイルの少なくともコイルバランスを演算する演算手段と、を備えたことを特徴とする。
【００２５】
これにより、従来のへルムホルツコイルなどを用いたコイルバランス計測方法が大きな形状のコイルを必要としたため、生体磁場計測装置を設置した後にコイルバランスを計測することが事実上、困難だったのに対し、本発明によれば、複数のコイルを適宜に小形に形成できるので、生体磁場計測装置を設置した後の保守、点検時などのときに、容易にコイルバランスを計測できる。
【００２６】
また、上記装置において、前記複数のコイルは、この生体磁場計測装置の構造体であるデュワ、ガントリ、患者ベッド、および磁気シールドルームの内の一つまたは複数の構造体に取り付けることができる。例えば、前記複数のコイルは、前記デュワの外周表面上の既知の位置に取り付けることができる。さらに、上記装置において、前記複数のコイルは専用の支持体に取り付けられ、この支持体はこの生体磁場計測装置の構造体であるデュワ、ガントリ、患者ベッド、および磁気シールドルームの内の一つまたは複数の構造体に着脱自在に取り付けられるという構造を採用することもできる。
【００２７】
このため、従来は、コイルバランスを計測するためには専用の大型のコイルを生体磁場計測装置を囲むように設置しなければならず、装置設置後のコイルバランス計測は事実上、困難だった。しかし、本発明の構造を用いれば、特別な外来磁場発生装置を用いる必要が無い。また、外来磁場人工発生手段としての小形の複数のコイルは生体磁場計測装置に常に設置されているので、必要なときに容易にコイルバランスの計測を行うことができる。
【００２８】
また、上記装置において、前記複数のコイルを駆動しかつその駆動電流値を得るコイル制御・駆動手段と、前記複数のコイルが発生した人工的な外来磁場に対する前記検出コイルの検出値から磁場計測値を得る計測手段と、前記駆動電流値および前記磁場計測値を用いて前記検出コイルの少なくともコイルバランスを演算する演算手段とを備えることもできる。この態様の場合、好ましくは、前記演算手段は、前記検出コイルの感度も併せて演算する手段である。例えば、前記検出コイルは１次微分型グラジオメータを含む。また例えば、前記検出コイルは２次微分型グラジオメータを含む。
【００２９】
また、前記コイル制御・駆動手段は、前記複数のコイルに電流を順次供給するか、または、一度に供給するかのいずれか機能を備えている。後者の場合、各検出コイルで検出される出力値がなるべく直交するように外来磁場人工発生手段を成す各コイルに流す電流量が設定される。この結果、複数のコイル全てに一度に電流を供給する方が、一度に１つのコイルのみに電流を流すよりもコイルバランスの計測精度が向上する。
【００３０】
さらに、好ましくは、前記演算手段は、前記検出コイルのコイルバランスに加えて当該検出コイルの位置も併せて推定演算する手段とすることである。つまり、感度とコイルバランスのほかに、検出コイル位置も推定パラメータにされる。検出コイル位置と検出コイル出力の関係は非線型であるから、磁場源推定アルゴリズムには非線型最適化手法が使用される。感度、コイルバランスの計測と検出コイル位置の計測とを同時に行うことで、検出コイル位置が不正確なために発生する感度・コイルバランスの推定精度の劣化、または、コイルバランスの影響による検出コイルの位置推定精度の劣化が改善される。また、上述した外来磁場人工発生手段としての複数のコイルの設置法と組み合わせれば、特別な磁場発生手段を用意する必要が無いというメリットがある。
【００３１】
さらに、好ましくは、前記複数のコイルを駆動しかつその駆動電流値を得るコイル制御・駆動手段と、前記複数のコイルが発生した人工的な外来磁場および生体磁場に対する前記検出コイルの検出値から磁場計測値を得る計測手段と、前記駆動電流値に基づく情報および前記磁場計測値を用いて前記検出コイルの感度およびコイルバランスを演算する演算手段と、この演算手段の演算情報を少なくとも参照して前記生体磁場の磁場計測値から前記検出コイルのコイルバランスの影響を補正する補正手段とを備えることである。この場合、前記検出コイルは、同一あるいは近傍の検出位置に複数の磁場方向および磁場勾配成分の少なくとも一方を検出するピックアップコイルを配置するコイル構造を有し、前記補正手段は、前記検出コイルによる検出チャンネルの前記感度およびコイルバランスから補正行列を算出する手段と、前記検出コイルのそれぞれの検出値に対応した前記生体磁場の磁場計測値に前記補正行列を掛けて当該検出コイルのコイルバランスの歪み分を補正した磁場計測値を演算する手段とを備えることができる。これにより、コイルバランスの影響による生体磁場検出精度の劣化を低減できる。
【００３２】
さらに好ましい１つの態様は、前記検出コイルは被検体の近傍の検出位置に配置して生体磁場を主に計測させる一方、この検出コイルの検出位置よりも被検体から離れた位置に環境磁場を主に計測させるリファレンスコイルを配置し、前記リファレンスコイルの検出値から前記検出コイルの位置での環境磁場の磁場勾配成分を求める手段を備え、前記補正手段は、前記環境磁場の磁場勾配成分と前記検出コイルのコイルバランスとを用いて前記検出コイルによる前記生体磁場の磁場計測値に含まれるコイルバランスの影響を補正する手段として構成することである。
【００３３】
これにより、リファレンスコイルの出力値から、各生体磁場検出コイルの位置の環境雑音磁場を求める従来周知の方法（例えば２乗平均推定法）により、各生体磁場検出コイルの位置における各種磁場勾配成分が求められる。この各種磁場勾配成分と生体磁場検出コイルのコイルバランスの計測値とを用いて、生体磁場検出コイルに含まれるコイルバランスの影響が補正される。その後、例えば上述と同様の方法で各生体磁場検出コイルに含まれるコイルバランスの影響が補正される。
【００３４】
生体磁場検出コイルのみでコイルバランスを補正する場合、補正できる磁場成分が生体磁場検出コイルの各チャネルが測定する磁場成分のみに限られるが、本発明によればリファレンスコイルで測定する磁場成分に対応するコイルバランスの影響も補正できるようになるため、補正できる磁場成分が生体磁場検出コイルの測定点毎にコイルバランスの影響を補正するよりも広範囲の磁場成分のコイルバランスの補正を行うことができ、測定精度が格段に向上する。
【００３５】
この場合、前記補正手段は、前記環境磁場の磁場勾配成分を用いて、前記検出コイルによる前記生体磁場の磁場計測値の磁場成分と同じ成分の環境磁場をその磁場計測値から除く手段を含むこともできる。これにより、コイルバランスの補正した上で、さらに従来法などを用いて生体磁場検出コイルと同一の磁場成分の環境磁場が除去される。コイルバランスの補正のほかに、生体磁場検出コイルと同一の磁場成分の環境磁場が除去されるので、コイルバランスの補正のみを行うよりも生体磁場の測定精度が確実に向上するという効果がある。
【００３６】
さらに好適な１つの態様として、前記複数のコイルを駆動しかつその駆動電流値を得るコイル制御・駆動手段と、前記検出コイルが配置されている環境の環境磁場を検出するリファレンスコイルと、前記検出コイルおよび前記リファレンスコイルの検出値のそれぞれから磁場計測値を得る計測手段と、前記リファレンスコイルと前記検出コイルとによる前記磁場計測値間の相関を算出する手段と、前記相関、前記リファレンスコイルによる磁場計測値、および前記検出コイルによる磁場計測値に基づき、当該検出コイルの生体磁場の磁場計測値からその検出コイルのコイルバランスの崩れの影響を除いた磁場計測値を演算する手段とを備えることができる。例えば、前記コイル制御・駆動手段は、前記複数のコイルに同時に電流を供給することでこれらのコイルを駆動する手段を有する。
【００３７】
以上のように、本発明によれば、外来磁場人工発生手段として小形の複数のコイルを装置に付随さえて備えることを基本的特徴とし、これに伴って、磁場センサの検出コイルの感度、コイルバランスを高精度に且つ安定して、しかも小形のシステムで計測するとともに、検出コイルの検出値より求められた生体磁場計測値からコイルバランスの崩れの影響を高精度に補正することができる。したがって、コイルバランスの崩れに起因した環境磁場雑音除去の誤差が少なくなり、その除去能力が向上し、生体磁場の計測精度を確実に向上させることができる。
【００３８】
【発明の実施の形態】
以下、本発明の実施の形態を図面を参照して説明する。
【００３９】
第１の実施の形態
第１の実施の形態を図１〜図１１を参照して説明する。
【００４０】
図１に、本発明の実施形態に係る生体磁場計測装置としての多チャンネル型ｄｃ−ＳＱＵＩＤ磁束計の全体構成を概略的に示す。この磁束計は、検出チャンネル毎に１個または複数個のピックアップコイルで形成される検出コイルとＳＱＵＩＤ部とを有する磁場センサを収納するとともに外来磁場を人工的に発生させるコイルを装備した真空断熱容器１１と、この容器内の磁場センサを駆動するとともに当該センサの検出信号を処理し、その一方で、外来磁場発生コイルを駆動する駆動処理部１２とを備える。
【００４１】
真空断熱容器１１は、その外側に位置する外容器２１と、この外容器２１の内側に同心状に配置された内容器２２と、両方の容器を密閉する蓋体２３とを備える。外容器２１および内容器２２は例えばＧＦＲＰ，ＣＦＲＰなどのＦＲＰ（強化プラスチック）を主材料として形成されている。内容器２２は外容器２１よりも小径でかつ浅く形成されており、両容器間の隙間は真空断熱層ＡＬになっている。内容器２２には液体ヘリウムなどの極低温溶液が充填される。
【００４２】
内容器２２の底面には、ピックアップコイル巻装用およびＳＱＵＩＤ部実装用のボビンＢが複数個配設される。具体的には、各ボビンＢの上部側面にはＳＱＵＩＤチップ２５が装着され、このＳＱＵＩＤチップ２５に磁気的に結合する検出コイルを成すピックアップコイル２６がそのボビン下側に巻装されている。ＳＱＵＩＤチップ２５は、ジョセフソン接合を２個有する超伝導リング（ＳＱＵＩＤ）のほか、このリングに磁気結合するインプットコイル、フィードバックコイル（図示せず）をＳＱＵＩＤ回路として備えるとともに、このＳＱＵＩＤ回路から出力端子、直流バイアス供給端子、およびフィードバック回路端子（図示せず）を取り出したチップであり、極低温で超伝導状態となって磁場検出するものである。インプットコイルはピックアップコイルに接続される。
【００４３】
ピックアップコイル２６はＮｂＴｉなどの部材から成る超伝導コイルであり、マグネットメータ、１次微分グラジオメータ、２次微分グラジオメータなど種々のタイプのものを採用できる。なお、ピックアップコイルには上述した巻装型のコイルのみならず、別の種々の方法で形成することができる。例えば、ピックアップコイルとして、スパッタリング、塗装、多層基板化などによる一体型の平面コイルを使用することもできる。また、このピックアップコイルは、ボビンＢに超伝導体を成膜し、この超伝導体膜をエッチング法などの手法によりパターニングすることで形成してもよい。また、フレキシブル基板などの基材にパターニングされたピックアップコイルを、ボビンに巻き付けることもできる。
【００４４】
ＳＱＵＩＤチップ２５，…，２５の端子に接続した超伝導または常伝導のリード線は容器外に引き出される。引き出されたリード線は、各検出（磁場計測）チャンネル毎に、駆動処理部１２の後述する駆動回路に電気的に接続される。
【００４５】
また真空断熱容器１１の外表面、すなわち外容器２１の外周面の既知の複数の位置には、図１、２に示すように、外来磁場を人工的に（疑似的に）発生させる複数のコイル２８，…，２８を配設してある。この外来磁場発生コイル２８，…，２８をこのように容器表面に配設する理由は、容器内部のピックアップコイル２６，…，２６から相当に離れた空間位置を比較的容易に確保できることに拠る。本実施形態の場合、外来磁場発生コイル２８，…，２８は容器外周上の既知で一定間隔の位置に分布・配設してある。このコイル２８，…，２８のそれぞれは、小形のソレノイドコイル（例えばコイル半径５０ｃｍ以下）に形成され、例えば図３に示すように、各コイル配設位置においてｘ軸、ｙ軸、ｚ軸周りに巻かれ、ｘ軸方向、ｙ軸方向、ｚ軸方向それぞれに磁場検出感度を有する３つのコイル２８ｘ，２８ｙ，２８ｚから成る。
【００４６】
一方、駆動処理部１２は、検出チャンネル毎に設けられる駆動回路３４1 ，…，３４n およびＡ／Ｄ変換器３５1 ，…，３５n を備えるとともに、磁場源解析／推定などのデータ処理を所望のアルゴリズム（例えば、リードフィールド行列法、準ニュートン法、共役勾配法など）で実施するデータ処理器３６を備える。
【００４７】
駆動回路３４1 ，…，３４n のそれぞれは、ＳＱＵＩＤチップ２５の超伝導リングに直流バイアス電流を供給するとともに、例えば、この超伝導リングのジョセフソン接合の電圧が変化しないように磁束フィードバックを掛ける、いわゆるＦＬＬ（flux locked loop）操作を行う。このときのフィードバック信号が被検体の計測磁場の強度に対応した信号となるので、駆動回路３４1 ，…，３４n はこのフィードバック信号を検出電圧信号として検出チャンネル毎に後段のＡ／Ｄ変換器３５1 ，…，３５n に出力する。検出信号はＡ／Ｄ変換器３５1 ，…，３５n によりデジタル信号に変換され、データ処理器３６のコンピュータ３６Ａに送出される。コンピュータ３６Ａにより、磁場源（電流源）の空間的位置（分布）、大きさ、向きなどの推定解析が実行される。
【００４８】
駆動処理部１２はさらに、複数の外来磁場発生コイル２８，…，２８に外来磁場を発生させるための電流を供給するコイル電源３８と、外来磁場の人工発生制御を行う外来磁場コントローラ３９とを備える。外来磁場コントローラ３９は一例としてはＣＰＵ、メモリを主要素とするコンピュータを備えており、例えば、この生体磁場計測装置の磁場センサ（ピックアップコイル、ＳＱＵＩＤ部）の交換毎に、または、定期検査毎に、生体磁場計測に先立って、所定の外来磁場発生の処理を実行する。この実行の制御情報はコイル電源３８に送られ、コイル電源３８がコイル２８，…，２８のそれぞれを順次または同時に駆動できるようになっている。
【００４９】
すなわち、外部磁場コントローラ３９は、ＣＰＵのソフトウエア処理に拠り電流の目標値を演算し、この目標値に応じた制御信号をコイル電源３８に送出する。コイル電源３８は、制御信号に表されている電流目標値に基づき定電流制御を実行し、外来磁場発生コイル２８，…，２８に供給する電流値を目標値に一致させる。これにより、外来磁場発生コイル２８，…，２８の駆動電流を、指令された目標値に正確に制御することができる。なお、コイル電源３８は予め電流目標値の情報を記憶しておくことができ、この電流目標値に基づき例えば定電流制御を行う。この場合、外部磁場コントローラ３９は駆動タイミングなどを知らせる制御信号のみをコイル電源３８に送出するようにすればよい。
【００５０】
このように外部磁場コントローラ３９およびコイル電源３８は、コイル駆動電流を正確に目標値に制御する、例えばソフトウエア処理に基づく手段を備えている。
【００５１】
また、外来磁場コントローラ３９は、コイル電源３８が各コイル２８に供給した電流値をデータ処理器３６に送出できるようになっている。具体的には、外部磁場コントローラ３９が電流目標値を指令した場合、その電流目標値をデータ処理器３６に出力するようにソフトウエア処理が設定されている。一方、コイル電源３８が予め電流目標値の情報を記憶している場合、その情報を読み出すことにより電流値を求め、その電流値をデータ処理器３６に出力するようにソフトウエア処理が設定されている。データ処理器３６は、前述した生体磁場源の推定・解析のほか、外来磁場コントローラ３９から与えられる電流計測値およびＳＱＵＩＤ磁束計としての磁束計測値に基づき、各ピックアップコイル２６のコイルバランスおよび磁束計感度（単に感度という）を計算できるようになっている。
【００５２】
なお、上述の構成において、外来磁場を人工的に発生させるコイル２８，…，２８の設置位置は、上述したような真空断熱容器の外周表面上の既知位置に限定されるものではない。それらのコイル２８，…，２８は例えば、ガントリ、患者ベッド、磁気シールドルーム、電磁シールドルームなどの固定構造物の既知位置に設置するようにしてもよい。このコイル２８，…，２８を磁気シールドルームや電磁シールドルームに設置する場合、コイルをそれらのルームの外壁側、内壁側のいずれに取り付けてもよい。
【００５３】
この生体磁場計測装置のコイルバランスの計測動作を説明する。
【００５４】
外来磁場コントローラ３９は、コイル電源３８に、例えば、目標電流値の制御信号を送り、各外来磁場発生コイル２８に順次、目標値に正確に制御されたコイル電流を流すように指令する。同時に、外来磁場コントローラは、コイル電源３８から各コイル２８に供給される電流を割り出す（演算する）。この電流値はデータ処理器３６に送られる。
【００５５】
外来磁場発生コイル２８，…，２８のそれぞれを順次駆動すると、その駆動の度に、真空断熱容器１１を取り巻く雰囲気中に外来磁場分布が人工的に発生する。この外来磁場分布はその発生の都度、容器内部の磁場センサの各ピックアップコイル（検出コイル）２６，…，２６により検出される。このため、駆動回路３４1 ，…，３４n から外来磁場の検出値に対応した電圧信号が個別に出力され、この電圧値がデジタル値としてデータ処理器３６に出力される。
【００５６】
このように、データ処理器３６には、外来磁場コントローラ３９から各コイル２８への供給電流値が与えられ、磁場センサを検出部とする検出系から各コイル２８に拠る外来磁場の計測値が与えられる。そこで、データ処理器３６は、各検出チャンネルのコイルバランス（ピックアップコイルの微分次数と同じ次数の磁場勾配に対する感度と、それ以下の次数の磁場勾配に対する感度の比：すなわち環境雑音磁場の除去率）および、磁束計感度（入力磁場当たりの出力電圧値）を計算する。この計算法の具体的な手法は、後の項で詳細に説明する。
【００５７】
磁束計感度の計算のためには、各外来磁場発生コイル２８の発生磁場の強度を知る必要があるが、この発生磁場の大きさ及び向きは、外来磁場コントローラ３９から与えれる電流値と各コイル２８の巻き数および形状の情報とからデータ処理器３６において算出される。
【００５８】
このように、各外来磁場発生コイル２８に流す電流は、外来磁場コントローラ３９およびコイル電源３８の共働して、指定値になるよう制御されているから、各外来磁場発生コイルのコイル電流値は既知である。このため、データ処理器３６は各外来磁場発生コイルの発生磁場を正確に演算することができるので、上述したコイルバランスと感度の推定精度を従来例に係るシステムよりも格段に向上させることができる。
【００５９】
上述した構成および動作において、容器外周面に設けた複数のコイル２８，…，２８が外来磁場人工発生手段を形成し、コイル電源３８および外来磁場コントローラ３９がコイル制御手段およびコイル電流計測手段を形成し、データ処理器３６がコイルバランス演算手段および感度演算手段の機能を有している。したがって、これらの手段とＳＱＵＩＤ磁束計との機能的または磁気的な関わり具合は、模式的には図４のように表される。
【００６０】
［感度、又は、感度およびコイルバランスの具体的な演算方法］
（１）ピックアップコイルが１次微分型グラジオメータである場合
ピックアップコイルを１次微分型グラジオメータで構成する場合、図５に示すように、Ｎ個の外来磁場発生コイル２８，…，２８の位置をｘ1 ，ｘ2 ，…，ｘN 、その電流値をＩ1 ，Ｉ2 ，…，ＩN 、着目した１つのピックアップコイルに鎖交する磁場Ｂ1 ，Ｂ2 、そのコイル中心位置ｒ1 ，ｒ2 とする。
【００６１】
【数１】

【数２】

と表される。
【００６２】
【外１】

【００６３】
【数３】

となる。
【００６４】
そこで、図５の１次微分型グラジオメータの出力Ｖは磁束一電圧間の伝達係数をａ、コイルｊの面積をΑj 、コイルｊの中心点での磁場をＢj として、
【数４】

となる。ここで、ａはピックアップコイルを鎖交する磁束から出力電圧への変換係数。ｂ1 ，ｂ2 は１次微分グラジオメータの第１のコイルと第２のコイルの出力電圧への変換係数である。
【００６５】
【数５】

として
【数６】

と表される。従って感度αは
【数７】

の式で表される。
【００６６】
また、一様の環境雑音磁場（外来磁場の一つ）に対するコイルバランスβ₀は
【数８】

で表される。
【００６７】
上式を係数ｂ1 ，ｂ2 について解くと、
【数９】

【００６８】
また、ｉ番目の外来磁場発生コイルに電流を流したときの出力電圧値Ｖi は
【数１０】

と表される。上の連立方程式を最小２乗法など公知の方法を用いて解くことで、感度αおよびコイルバランスβ₀を求めることができる。
【００６９】
（２）ピックアップコイルがマグネットメータである場合
ピックアップコイルをマグネットメータで構成する場合を説明する。このマグネットメータに用いる記号を図６に示す（複数の外来磁場発生用コイルのコイル位置および電流値は図５参照。）
ｊ番目のマグネットメータの出力Ｖは磁束一電圧間の伝達係数をａ、そのコイルｊの面積をＡj 、コイルｊの中心点での磁場をＢj として、
【数１１】

と表される。従って、感度αは
【数１２】

である。ｉ番目の外来磁場発生コイルに電流を流したときの出力電圧値Ｖi は
【数１３】

である。上の連立方程式を最小２乗法など、公知の方法で解いて、感度αを求めることができる。
【００７０】
（３）ピックアップコイルが２次微分型グラジオメータである場合
ピックアップコイルを２次微分型グラジオメータで構成する場合を説明する。この２次微分型グラジオメータに用いる記号を図７に示す（複数の外来磁場発生コイルのコイル位置および電流値は図５参照。）。
【００７１】
ｊ番目の２次微分型グラジオメータの出力Ｖは磁束一電圧間の伝達係数をａ、そのコイルｊの面積をΑj 、コイルｊの中心点での磁場をＢj として、
【数１４】

【数１５】

と表される。従って、感度αは
【数１６】

となる。一様の環境雑音磁場（外来磁場の１つ）に対するコイルバランスβ₀は
【数１７】

となる。１次勾配を持つ環境雑音磁場（外来磁場の１つ）に対するコイルバランスβ₁は
【数１８】

である。上式をｂ1,ｂ2,ｂ3 について解くと、
【数１９】

であるので、ｉ番目の外来磁場発生コイルに電流を流したときの出力電圧値Ｖi は、
【数２０】

と表される。上の連立方程式を最小２乗法など、公知の方法を用いて解くことにより、感度α、コイルバランスβ₀，β₁を算出することができる。
【００７２】
また、上式のような定式化による感度およびコイルバランスの算出法に代わる方法として、α，β₀，β₁を縦に並べたべクトルを推定するように定式化することも可能である（この方法は１次微分型グラジオメータについても同様に適用できる）。
【００７３】
以上の生体磁場計測装置により感度、コイルバランスを推定するときの精度の評価結果を説明する。
【００７４】
各種のタイプ（マグネットメータ、１次微分グラジオメータおよび２次微分グラジオメータ）のピックアップコイルに座標系を図８に示す如く設定し、それらのピックアップコイルの空間位置を図９に示す如く仮定する。このとき外来磁場発生コイルの空間位置を図１０に示す如く仮定する。下記の誤差要因を加味してピックアップコイルと鎖交する磁場を計算し(100回）、感度、コイルバランスの推定を行い、推定値の標準偏差を求めた。
【００７５】
【外２】

【００７６】
以上の設定に基づく、感度およびコイルバランスの推定精度の評価結果は図１１（ａ）〜（ｃ）に示す通りであった。
【００７７】
このように、本実施形態に係る生体磁場計測装置によれば、磁場センサを内部に設ける真空断熱容器の外周上の複数の既知位置それぞれに小形の外来磁場発生コイルを設けるというコンパクトな外来磁場の人工発生構造を採用している。そして、このコイルを時系列的に順次駆動して外来磁場を次々と発生させたときそれぞれの正確に指令値に制御されたコイル供給電流値と磁場センサの出力電圧とを使って、磁場センサのピックアップコイルの感度およびコイルバランスを安定して且つ高精度に推定でき、これらの推定値を磁場計測に活用することができる。
【００７８】
第２の実施の形態
第２の実施の形態を図１２に基づき説明する。
【００７９】
この実施形態の生体磁場計測装置は、とくに、外来磁場発生コイルの別の設置構造を提供するものである。ここで、前述の実施形態における構成要素と同一または同等な機能の要素には同一符号を用い、説明を省略または簡略化する。
【００８０】
図１２に示すように、外来磁場発生コイル２８，…，２８を専用の支持体５０に取り付ける。この支持体５０は、デュア、ガントリ、患者ベッド、および磁気シールドルームの内の一つまたは複数のものに着脱自在に取り付けるようになっている。支持体５０は、柱状のポール５０ａと、このポールを支持するベース５０ｂとを備える。コイル２８，…，２８はポール５０ａの既定に位置に取り付けられている。また、ベース５０ｂには、ポール５０ａの鉛直性を調整するための長さ調整可能な調整部材５０ｅが取り付けられている。ポール５０ａには、その傾きを測定する重り５０ｗｔが内部に取り付けられ、この重りの位置を窓５０ｗｄから観察できるようになっている。このような支持体５０を生体磁場計測装置本体の所定の位置に設置し、鉛直性を調整し、外来磁場発生コイル２８，…，２８を生体磁場計測装置本体に対して既知の位置に設置することができる。
【００８１】
この生体磁場計測装置によっても、前述したものと同等の作用効果を得ることができ、また、複数の外来磁場発生コイルの設置位置の自由度を大幅に上げることができる。
【００８２】
第３の実施の形態
第３の実施の形態を説明する。
【００８３】
この実施形態の生体磁場計測装置では、前述の実施形態のように設置した複数の外来磁場発生コイルを一度に駆動して（すなわち、一度に複数の外来磁場発生コイルに電流を流して）電流値の最適化を図るものである。その他の構成は前述の実施形態のものと同一である。
【００８４】
ここで、前述の実施形態のコイル駆動についての、さらに改善を要する点について説明する。前述の実施形態で採用していたように、１回に一つの外来磁場発生コイルに電流を流す場合、一般に、感度およびコイルバランスの演算は
【数２１】

【外３】

【００８５】
この方程式は外来磁場発生コイルの数や配置に影響を受け、その条件如何によっては演算結果が好ましくないものとなることがある。つまり、外来磁場発生コイルに流す電流値や出力電圧の測定誤差、外来磁場発生コイルの位置精度を高くした場合でも、求めた感度やコイルバランスの精度が悪くなることがある。とくに、２次微分グラジオメータのコイルバランスを求めるときに、このことが当てはまる。
【００８６】
この問題を改善するため、本実施形態では複数の外来磁場発生コイル全部に一度に電流を流して計測した情報から感度やコイルバランスを求めるようにする。この電流駆動は、生体磁場計測装置の外来磁場コントローラ３９およびコイル電源３８によって行うものである。
【００８７】
【外４】

【００８８】
【数２２】

【００８９】
Μ＝ＮかつＦが可逆になるように外来磁場発生コイルの数や向きを選ぶとき、ｋをスカラーとして、
【数２３】

【数２４】

となり、各計測における出力電圧の値から直接、感度やコイルバランスを計算することが可能になる。
【００９０】
Μ≠Ｎの場合は、行列Ｆを
【数２５】

のように特異値分解し、Ｄの対角要素上の特異値を全て逆数で置き換えた行列
Ｄ′を用いて
【数２６】

【数２７】

【数２８】

本実施形態によれば、外来磁場発生コイルの数や配置によっては悪条件となり易い連立方程式を解く必要が無いので、感度やコイルバランスの測定精度を向上さえることができる。
【００９１】
第４の実施の形態
本発明の第４の実施の形態を説明する。この実施形態に係る生体磁場計測装置は、感度やコイルバランスの推定と同時に、検出コイルの位置も推定するようにしたものである。
【００９２】
前述した実施形態において、感度やコイルバランスを推定することは前述したように連立１次方程式
【数２９】

を解くことに帰着する。行列Ｆは検出コイルの位置と向きに依存するので、上式は
【数３０】

【外５】

【数３１】

【数３２】

【外６】

【数３３】

に代入して感度とコイルバランスも同時に求めることができる。
【００９３】
これにより、検出コイル位置が不正確なことに因り発生する感度やコイルバランスの推定精度の低下、コイルバランスの影響に因る検出コイルの位置推定精度の低下などを改善できる。
【００９４】
第５の実施の形態
本発明の第５の実施の形態を図１３および図１４を参照して説明する。この実施形態の生体磁場計測装置は、とくに、複数種類のピックアップコイルを備えた検出コイルのコイルバランス補正方法を改善したものである。
【００９５】
かかる検出コイルとして、本実施形態の装置は、マグネットメータ、１次微分型グラジオメータ、および２次微分型グラジオメータで構成されたコイル群（図１３参照）を３組用いて１つの検出コイルを形成した例を挙げる。この検出コイルのｘ軸方向、ｙ軸方向、ｚ軸方向にそれぞれ設置したコイル群のコイルバランスを補正する。
【００９６】
一般にΝ種類のピックアップコイルを用いる場合、それぞれのコイルをＣ1,...,ＣN のように表す。上記の９種類のピックアップコイルを用いる場合、Ν＝９である。また、Ｃi のピックアップコイルが検出する磁場成分をＢⁱの様に記す（ｉ＝１…Ｎ）。また、Ｃi のＢ^j成分に対する感度をα_i ^jとする（ｊ＝１…Ｎ）。α_i ^jは前述した第１の実施形態の手法によって計測してもよいし、従来周知の方法を用いて計測してもよい。第１の実施形態を用いて計測した場合、例えば、ｘ軸方向成分を計測する２次微分型コイルの感度がα、１次勾配成分に対するコイルバランスがβ₁であった場合、ｘ軸成分２次勾配磁場に対する感度はαとし、ｘ軸成分１次勾配磁場に対する感度はαβ₁とする。また、マグネットメータ型コイルの１次、２次勾配成分に対する感度は０と仮定してもよいし、仮想的に２次微分型グラジオメータと考えて２次微分型グラジオメータのコイルバランス測定法を用いて算出してもよい。同様に、ｘ軸方向のマグネットメータやグラジオメータのｙ軸方向成分に対する感度も０と仮定してもよいし、仮想的にｙ軸方向成分を測定するマグネットメータやグラジオメータと考えて、各勾配成分に対する感度を計算してもよい。
【００９７】
コイルＣ_iの出力Ｖ_iは各磁場成分の大きさＢ^jとそれぞれの磁場成分に対する感度α_i ^jの積の総和であるので、下記のような連立１次方程式が成立する。
【００９８】
【数３４】

【００９９】
各磁場成分Ｂ^jは上記の連立１次方程式を解いて求めることができる。形式的には逆行列を用いて次のように表されるが、実際に計算を行う際にはＬＵ分解法など数値計算上の種々の手法を用いることができる。
【０１００】
【数３５】

【０１０１】
上記の方法によりコイルバランス補正の機能を備えた生体磁場計測装置の機能ブロック図を図１４に示す（前述した図４に対応）。
【０１０２】
第６の実施の形態
本発明の第６の実施の形態を図１５参照して説明する。この実施形態の生体磁場計測装置は、検出コイルを成すベクトル型ピックアップコイルのコイルバランスを補正するようにしたものである。
【０１０３】
図１５のようなｘ軸方向の磁場のｚ方向の勾配を計測するコイルをＣ1 、ｙ軸方向の磁場のｚ方向の勾配を計測するコイルをＣ2 、ｚ軸方向の磁場のｚ方向の勾配を計測するコイルをＣ3 とし、それぞれに対応する磁場成分をＢ¹，Ｂ²，Ｂ³にとれば、前述の第５の実施形態と同様の方法を用いてコイルバランスの崩れによる歪みを補正することができる。このように、本法によるコイルバランス補正法（前述した第５の実施形態で説明したコイルバランス補正法）は、任意のΝ種類のピックアップコイルを用いる磁場センサを搭載した装置に適用することができる。例えば、図６に示したマグネットメータと図７に示した２次微分グラジオメータとを用いた検出コイルを搭載した装置に適用することができる。また例えば、図８に示した複数種類のピックアップコイルから成る検出コイルを複数用いる磁場センサを搭載した装置にも適用することができる。
【０１０４】
第７の実施の形態
本発明の第７の実施の形態を図１６、１７を参照して説明する。この実施形態の生体磁場計測装置は、単一の勾配次数からなる検出コイルのコイルバランスが崩れているときに、そのコイルバランスの崩れに因る測定誤差を補正（コイルバランスの補正）する手法に関する。
【０１０５】
図１６には、この実施形態に係る真空断熱容器１１内のコイル配置を概念的に示す。同図に示すように、この容器１１内には、その被検体に近い側に、生体磁場を主に計測する複数個の生体磁場計測用の検出コイルが配置され、また、被検体に対して検出コイルよりも離れた位置に、環境磁場を主に計測する複数個のリファレンスコイルが配置されている。各検出コイルは、単一の勾配次数のピックアップコイルにより構成されている。例えば、この検出コイルは１つの１次微分型ピックアップコイルから成る。
【０１０６】
リファレンスコイルのそれぞれは検出コイルよりも低い次数の磁場勾配も計測するように構成される。例えば、リファレンスコイルとして、磁場のｘ，ｙ，ｚ成分それぞれを計測するマグネットメータと１次微分型グラジオメータとが備えられている。このような構造の複数のリファレンスコイル（リファレンスチャンネル）のそれぞれは、前述した第５又は第６の実施形態で説明した手法を用いて、そのコイルバランスが補正されている。各生体磁場計測用検出コイル（生体磁場計測チャンネル）の感度およびコイルバランスは、前述した第１の実施形態で説明した手法または従来の手法を用いて測定されているものとする。
【０１０７】
以下の説明では他のタイプのグラジオメータを用いる場合や複数の検出コイルからなる一般の場合について説明する。
【０１０８】
生体磁場計測用検出コイルはそれそれＮ種類の磁場成分Βⁱ（ｉ=1..N)を測定するピックアップコイルからなる。この検出コイルがそれぞれ１つのピックアップコイルから成る場合、Ｎ＝１である。また、リファレンスコイルの出力を用いて、検出コイルの位置におけるＲ種類の磁場成分が、例えば補間を用いる従来法により求められているとする。リファレンスチャネルより求めたＲ個の磁場成分をΒ^N+j(j＝1..R) とすると、生体磁場計測用検出コイルのΝ個の出力Ｖi は以下の式のように表される。
【０１０９】
【数３６】

【０１１０】
上式中の行列の各成分は第５の実施形態における手法と同じように計測することができる。コイルバランスの影響が補正された各磁場成分Ｂ^jは上記の連立１次方程式を解いて求めることができる。磁場成分Ｂ^jは形式的には
【数３７】

【０１１１】
と表される。
【０１１２】
さらに、各生体磁場計測用検出コイルの位置での、この検出コイルと同じ磁場勾配成分の環境磁場の値をリファレンスコイルの出力値から、例えば従来法を用いて求め、この求めた値を検出コイルによる測定値から減ずる演算処理を付加することが望ましい。
【０１１３】
かかる一連の補正方法のフローチャートを図１７に示す。
【０１１４】
第８の実施の形態
本発明の第８の実施の形態を図１８参照して説明する。この実施形態の生体磁場計測装置は、簡略的な２乗平均推定を用いる生体磁場計測用検出コイルのコイルバランス補正方法を実施する。とくに、先の第７の実施形態に組み合わせて好適に実施することができる方法である。つまり、第７の実施形態においてリファレンスコイルの出力値から検出コイルの位置での環境磁場の値を推定するときに２乗平均推定を用いる場合、以下に説明する簡略法を用いることができる。
【０１１５】
この簡略化した２乗平均推定によるコイルバランス補正機能を搭載した生体磁場計測装置の機能ブロック図を図１８に示す。
【０１１６】
このコイルバランス補正法にあっては、生体磁場の計測に先立ち、予めリファレンスコイルと生体磁場検出コイルの測定値間の相関Ｒを相関計算手段により計算する。相関計算手段はデータ処理器３６にソフトウエア上の処理として達成される。この相関計算は次のような手順で行われる。
【０１１７】
外来磁場人工発生手段に含まれる複数のコイル２８，…，２８により第１の実施形態のときと同様に人工的な磁場分布が発生される（この磁場発生の制御は相関計算用制御手段により実行される）。リファレンスコイルと生体磁場検出コイルにより外来磁場人工発生手段で発生させた磁場が計測される（図１８には、リファレンスコイルと生体磁場検出コイルに対するＳＱＵＩＤおよびＳＱＵＩＤ駆動手段の図示は省略している）。相関計算用制御手段に指令を受けた相関計算手段により、リファレンスコイルと生体磁場検出コイルの計測値とに基づき次式による計算が行われる。
【０１１８】
【数３８】

【０１１９】
【外７】

【０１２０】
【外８】

【０１２１】
【数３９】

【０１２２】
以上の補正方法は基本的には第７の実施形態のものと同等であるが、第７の実施形態の補正方法をそのまま実行するときの様な複雑な計測、計算手順が不要で、簡略化した手法となる。その一方で、補正については第７の実施形態のものと同等の効果を得ることができる。
【０１２３】
【外９】

【０１２４】
また、外来磁場発生コイル一つずつに単位電流を流したときのリファレンスチャネルの出力ベクトルを横に並べた行列をＬ、Ｌのムーアペンローズ一般逆行列をＬ⁺とし、
【数４０】

【外１０】

以上、上述した実施形態によれば、外来磁場発生コイルを生体磁場計測装置の構造体に、または、着脱可能な既知の位置に取り付けており、この外来磁場発生コイルの発生磁場の計測値とその理論値との差がなるべく小さくなるように、線形または非線形の推定理論を用い、コイルバランスおよびそのほかの値（磁場センサの位置、向き、感度）を推定している。この推定に際し、とくに、以下の利点を発揮できる。
【０１２５】
すなわち、外来磁場発生コイルに流す電流を正確に指令値に制御し、または、外来磁場発生コイルに流した電流を正確に認識（計測）するようにしている。このため、外来磁場発生コイルが発生する磁場を正確に計算することができ、異なる複数の位置に設置した外来磁場発生コイルの発生磁場に対する計測値の違いからグラジオメータのコイルバランスと感度などのその他のパラメータとを分離して推定することができる。したがって、従来技術で見られた、グラジオメータと同じ面積を有するマグネットメータを備えるという構成を採用する必要がなく、装置をその分、小形にかつ安価に製造することができる。
【０１２６】
また、外来磁場発生コイルを生体磁場計測装置の構造体に、または、着脱可能な既知の位置に取り付けているので、この外来磁場発生コイルを再現性良くかつ高精度に設置可能である。これにより、磁場センサ（ピックアップコイル）それぞれの位置を高精度に推定できる。
【０１２７】
さらに、コイルバランスの補正手段（測定したコイルバランスを用いて補正する手段、または、リファレンスコイルの計測値と生体磁場計測チャンネルの計測値と相関を用いてコイルバランスを補正する手段）を有している。このため、コイルバランスの崩れに因る計測値の歪みを低減させることができ、閑居磁場雑音除去能力が格段に向上し、したがって、生体磁場の計測精度をも確実に向上させることができる。
【０１２８】
【発明の効果】
以上説明したように、本発明に係る生体磁場計測装置によれば、外来磁場人工発生手段として、従来使用していたヘルムホルツコイルよりも小形の複数のコイルを装置に付随させて備え、これに伴って、磁場センサの検出コイルの感度、コイルバランスを安定して且つ高精度に計測するととともに、検出コイルの検出値より求められた生体磁場計測値からコイルバランスの崩れの影響を高精度に補正することができる。したがって、コイルバランスの崩れに起因した環境磁場雑音除去の誤差が少なくなり、その除去能力が向上し、生体磁場の計測精度を確実に向上させることができる。
【０１２９】
また、生体磁場計測装置を磁気シールドルームに設置した後でも、定期検査や保守時（ＳＱＵＩＤ素子を交換するとき）などの適宜なタイミングでピックアップコイルのコイルバランスを計測（あるいは計測し直し）、または、計測および補正することができ、これにより、コイルバランスの崩れに因る環境雑音除去能力の低下を防止できる。また、複数のリファレンスコイルの検出値を用いて生体磁場計測チャンネルの計測値に含まれる環境磁場の影響を低減させる場合、コイルバランスの影響に因る測定誤差を減らすことができる。さらに、２乗平均推定法により生体磁場計測チャンネルのデータ中に含まれる環境雑音磁場を除去するときに、相関計算に使用した環境磁場とは大幅に異なるパターンの環境磁場が混入した場合でも、環境磁場除去能力を十分に発揮させることができる。以上により、生体磁場計測の精度を従来よりも格段に向上させることができる。
【０１３０】
さらに、多チャンネルの生体磁場計測チャンネルを有する生体磁場計測装置であっても、従来のような調整ための手間を各別に必要とせず、ピックアップコイルのコイルバランスの影響を自動的に補正できる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の第１の実施形態に係る生体磁場計測装置の概略構成を示す図。
【図２】第１の実施形態における外来磁場発生コイルの設置状況を示す模式図。
【図３】各設置位置における外来磁場発生コイルの一例を説明する図。
【図４】第１の実施形態における機能的および磁気的な関わりを示すブロック図。
【図５】ピックアップコイルが１次微分型グラジオメータであるときの記号の取り方を説明する図。
【図６】ピックアップコイルがマグネットメータであるときの記号の取り方を説明する図。
【図７】ピックアップコイルが２次微分型グラジオメータであるときの記号の取り方を説明する図。
【図８】種々のタイプのピックアップコイルに対して設定した座標系の図。
【図９】感度およびコイルバランスの推定精度の評価を行ったときのピックアップコイルの位置を示す表図。
【図１０】感度およびコイルバランスの推定精度の評価を行ったときの外来磁場発生コイルの位置を示す表図。
【図１１】感度およびコイルバランスの推定精度の評価を示す表図。
【図１２】本発明の第２の実施形態に係る外来磁場発生コイルの別の設置構造を示す概略図。
【図１３】本発明の第５の実施形態に係る検出コイルに搭載される３個のコイル群の内の１つのコイル群を示す図。
【図１４】第５の実施形態に係る生体磁場計測装置の主要部の機能ブロック図。
【図１５】本発明の第６の実施形態に係るベクトル型検出コイルの配置状況を示す図。
【図１６】本発明の第７の実施形態に係る検出コイルおよびリファレンスコイルの配置状況を示す概念図。
【図１７】第７の実施形態のコイルバランス補正方法の概要を示すフローチャート。
【図１８】本発明の第８の実施形態に係る生体磁場計測装置の主要機能ブロック図。
【符号の説明】
１１真空断熱容器（デュア）
１２駆動処理部
２５ＳＱＵＩＤチップ
２６検出コイル
２８外来磁場発生コイル
３４駆動回路
３５Ａ／Ｄ変換器
３６データ処理器
３８コイル電源
３９外来磁場コントローラ
５０支持体
Ｂボビン[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
The present invention relates to a biomagnetic field measurement apparatus that measures a weak magnetic field (magnetism, magnetic field) generated from a brain or heart of a living body using a superconducting quantum interference device (SQUID). In particular, the present invention relates to estimation of sensitivity and coil balance of a detection coil for magnetic field detection provided in such a biomagnetic field measurement apparatus, and correction of coil balance.
[0002]
[Prior art]
As one field of superconducting systems, research and development of biomagnetic field measuring devices using SQUIDs has been actively conducted. This biomagnetic field measurement device is a device that measures, for example, a weak cerebral magnetic field generated from a human brain or a weak cardiac magnetic field generated from a heart. In recent years, this measuring apparatus has attracted a great deal of attention as a modality capable of performing functional diagnosis based on a detected magnetic field.
[0003]
The biomagnetic field measuring apparatus is usually formed so that a weak magnetic field generated by a living body is detected by a detection coil at each detection position, and this detection magnetic field is guided to a superconducting ring which is a SQUID (superconducting quantum interference element). A magnetic field sensor is provided. As the SQUID, a dc type SQUID is preferably used because it has good sensitivity and does not generate much noise. At present, the number of SQUID channels is increasing.
[0004]
A magnetic field sensor (also called a SQUID sensor) includes a detection coil and a SQUID unit for each detection channel. Each detection coil is formed of one or a plurality of pickup coils using a superconducting coil. The SQUID unit includes an input coil, a superconducting ring (SQUID), and a feedback coil. In the case of a dc type SQUID, a DC bias current is passed through the junction junction of the superconducting ring (SQUID) to the extent that the superconducting state cannot be maintained. In this state, when the magnetic field detected by the pickup coil from the living body is guided to the superconducting ring via the input coil, a voltage that periodically changes with respect to the detected magnetic field is generated at the junction junction. A drive circuit is electrically connected to the junction junction. The drive circuit provides a magnetic flux from the feedback coil to the superconducting ring that cancels the voltage change. At the same time, the drive circuit reads a voltage proportional to the current flowing through the feedback coil and outputs it as a voltage signal proportional to the biomagnetic field.
[0005]
The magnetic field sensor operated in this way needs to be cooled to a cryogenic temperature with a cryogenic solution such as liquid helium. In order to perform this cooling, a vacuum heat insulating container (dure) is usually used. The vacuum heat insulating container contains a cryogenic solution and houses a magnetic field sensor, thereby performing cryogenic cooling.
[0006]
Various types such as a magnet meter, a first-order differential type gradiometer, and a second-order differential type gradiometer are used as a pickup coil that forms a detection coil (also called a detector). In order to improve the accuracy of biomagnetic field measurement, the coil balance of this pickup coil (the ratio of the sensitivity to the magnetic field gradient of the same order as the differential order of the pickup coil and the sensitivity to the magnetic field gradient of the lower order: The maintenance of the removal rate is an important factor.
[0007]
The following is known as an example of a conventional coil balance measurement method. When the pickup coil is a first-order differential type gradiometer, a uniform magnetic field is formed using a Helmholtz coil, and a detection unit (magnetic field sensor) of the SQUID magnetometer is placed in the uniform magnetic field region. There is a method for measuring the coil balance (that is, the removal rate of the uniform magnetic field) of the pickup coil (first-order differential type gradiometer). If the pickup coil is a second-order differential type gradiometer, the coil balance is measured in the same manner as the first-order differential type, and a uniform primary gradient magnetic field is generated using a coil for generating a gradient magnetic field. There is a method of measuring the coil balance (that is, the removal rate of the primary gradient magnetic field) of the pickup coil (secondary differential type gradiometer) of the detection unit by placing the detection unit in the uniform primary gradient magnetic field space. The
[0008]
Further, as a method for correcting the coil balance of the pickup coil, a method of correcting by inserting a small coil in series with the pickup coil is known.
[0009]
Further, as a method for estimating the coil balance, a method described in Japanese Patent Laid-Open No. 7-122789 is also known. This estimation method uses a plurality of magnetic field generating coils installed at known positions. Specifically, a magnetic field is generated from magnetic field generating coils installed at a plurality of known positions, and each magnetic field is measured with a SQUID magnetometer having a gradiometer type pickup coil, and the gradiometer type pickup coil is measured. It measures with another SQUID magnetometer which has a magnetometer type pick-up coil of the same coil area. This is a method of estimating the pickup position, direction, and sensitivity of both the gradiometer and the magnetometer from the measurement results of these SQUID magnetometers by the method of least squares.
[0010]
[Problems to be solved by the invention]
However, the above-described conventional coil balance measurement method, correction method, and estimation method have been left unsolved.
[0011]
(1) First, there is a problem when measuring a coil balance by generating a uniform magnetic field with a Helmholtz coil. In order to measure the coil balance of all the detection channels of the magnetometer of the hall head in which the magnetic field sensor is arranged so as to surround the entire head, the entire area of the space occupied by the magnetic field sensor should be large enough to have a uniform magnetic field. A Lumholz coil is required.
[0012]
However, it is practically difficult to carry in such a large Helmholtz coil from the door of the magnetic shield room where the biomagnetic field measuring apparatus is installed. For this reason, there is a problem that the coil balance cannot be measured after the biomagnetic field measuring apparatus is installed in the magnetic shield room. In particular, there has been a disadvantage that cannot be overlooked, that the coil balance cannot be measured during the periodic inspection of the biomagnetic field measuring apparatus. In addition, the coil balance cannot be measured again even after the pickup coil or the SQUID unit is replaced due to a sensor failure or the like.
[0013]
(2) Secondly, there is a problem of coil balance when the influence of the environmental magnetic field is reduced. In addition to the biomagnetic field measurement channel that mainly measures the biomagnetic field, a method of reducing the influence of the environmental magnetic field included in the biomagnetic field measurement channel by using a reference coil that measures only the environmental magnetic field is known. Specifically, for example, the output from a plurality of reference channels is interpolated to obtain the value of the environmental magnetic field at the pickup coil position of each biomagnetic field measurement channel, and this magnetic field value is subtracted from the biomagnetic field detection value. is there.
[0014]
However, such an environmental magnetic field reduction method does not consider the influence of the coil balance of the biomagnetic field measurement channel, so there is a problem that measurement errors due to low coil balance cannot be eliminated. .
[0015]
There is also known a method of removing an environmental noise magnetic field included in data of a biomagnetic field measurement channel by a mean square estimation method. In this method, it is possible to remove the effect of coil balance, but it is possible to calculate the correlation between the environmental magnetic field measured by the reference channel and the biomagnetic field measurement channel using the natural environmental magnetic field. When an environmental magnetic field having a pattern significantly different from the environmental magnetic field used for the correlation calculation is mixed, there is a problem in that the ability to remove the environmental magnetic field decreases.
[0016]
(3) Third, there is a problem when correcting the coil balance. In the case of correcting the coil balance by inserting a small coil in series with the pickup coil, adjustment work for correction is required for each channel. Therefore, for all the biological measurement (detection) channels of the multi-channel type biomagnetic field measurement apparatus, it takes a lot of time and effort to adjust the coil balance, and there is a problem that the measurement efficiency is not good.
[0017]
(4) Fourthly, there is the following problem with respect to the coil balance estimation method (Japanese Patent Laid-Open No. 7-122789) using the plurality of magnetic field generating coils described above.
[0018]
Although this estimation method does not require the installation of a large coil and can easily measure and estimate the coil balance when necessary, depending on the nature of the estimation principle, in addition to the gradiometer that is the object of coil balance measurement, It was necessary to refer to the measured value of a magnet meter having the same coil area as this gradiometer. For this reason, the apparatus becomes relatively large and expensive.
[0019]
In the case of this estimation method, since the position of the coil is estimated as information on the relative positional relationship with a plurality of magnetic field generating coils, the position of the magnetic field generating coil itself is to be estimated with high accuracy. Must be installed with high reproducibility and high accuracy. In this conventional example, a plurality of magnetic field generating coils are installed on a common support, so that the relative position between the coils can be accurate, but the positional relationship with the magnetic field sensor body is Each individual consideration is not made, and the position estimation is unstable. For this reason, it is difficult for the entire apparatus to estimate the position of the coil accurately and with good reproducibility, and the estimation accuracy of the coil balance is low.
[0020]
The present invention has been made in view of the above-described problems of the prior art, and even after the biomagnetic field measurement device is installed in the magnetic shield room, the coil balance of the detection coil at an appropriate timing such as during periodic inspection or maintenance. Can be measured or corrected with high accuracy, good reproducibility, and stability, and this prevents a reduction in the ability to remove environmental noise due to the loss of coil balance. One of the purposes is to improve the accuracy of biomagnetic field measurement.
[0021]
Further, the present invention reduces the measurement error due to the influence of the coil balance when reducing the influence of the environmental magnetic field included in the measurement value of the biomagnetic field measurement channel using the detection values of the plurality of reference coils. The purpose.
[0022]
Furthermore, in the present invention, when the environmental noise magnetic field included in the data of the biomagnetic field measurement channel is removed by the mean square estimation method, an environmental magnetic field having a pattern significantly different from the environmental magnetic field used for the correlation calculation is mixed. Even in such a case, another purpose is to fully exhibit the ability to remove the environmental magnetic field.
[0023]
Furthermore, the present invention does not require a separate adjustment work as in the prior art even in a biomagnetic field measurement apparatus having a multichannel biomagnetic field measurement channel, and automatically affects the coil balance of the pickup coil. Another purpose is to enable correction.
[0024]
[Means for Solving the Problems]
  In order to achieve the above object, according to a main feature of the present invention, in a biomagnetic field measurement apparatus including a magnetic field sensor having a plurality of detection coils for detecting a magnetic field of a living body, the coil balance of the detection coil is obtained.Formed of a plurality of coils, andArtificial magnetic field generation means for artificially generating an external magnetic fieldAnd a coil control / drive means for driving the plurality of coils and obtaining a drive current value thereof, and a measurement for obtaining a magnetic field measurement value from a detection value of the detection coil for an artificial external magnetic field generated by the plurality of coils And means for calculating at least the coil balance of the detection coil using the drive current value and the magnetic field measurement value.And features.
[0025]
As a result, the conventional coil balance measurement method using a Helmholtz coil required a coil with a large shape, so it was practically difficult to measure the coil balance after installing the biomagnetic field measurement device. On the other hand, according to the present invention, since a plurality of coils can be appropriately formed in a small size, the coil balance can be easily measured at the time of maintenance or inspection after installing the biomagnetic field measuring apparatus.
[0026]
In the above apparatus, the plurality of coils can be attached to one or a plurality of structures of a dewar, a gantry, a patient bed, and a magnetic shield room, which are structures of the biomagnetic field measurement apparatus. For example, the plurality of coils can be attached at known positions on the outer peripheral surface of the dewar. Further, in the above apparatus, the plurality of coils are attached to a dedicated support body, and the support body is one of a dewar, a gantry, a patient bed, and a magnetic shield room which are structures of the biomagnetic field measurement apparatus, or A structure that can be detachably attached to a plurality of structures can also be employed.
[0027]
For this reason, conventionally, in order to measure the coil balance, a dedicated large coil has to be installed so as to surround the biomagnetic field measurement device, and coil balance measurement after the device installation has been practically difficult. However, if the structure of the present invention is used, it is not necessary to use a special external magnetic field generator. In addition, since the plurality of small coils as the external magnetic field artificial generating means are always installed in the biomagnetic field measuring apparatus, the coil balance can be easily measured when necessary.
[0028]
  In the above apparatus, the coil control / drive means for driving the plurality of coils and obtaining the drive current value thereof, and the magnetic field measurement value from the detection value of the detection coil with respect to the artificial external magnetic field generated by the plurality of coils. And measuring means for calculating at least the coil balance of the detection coil using the drive current value and the magnetic field measurement value.Can also. In the case of this aspect, preferably, the calculation means is means for calculating the sensitivity of the detection coil together. For example, the detection coil includes a first-order differential type gradiometer. For example, the detection coil includes a second-order differential type gradiometer.
[0029]
The coil control / drive means has a function of either sequentially supplying current to the plurality of coils or supplying them at a time. In the latter case, the amount of current flowing through each coil constituting the external magnetic field artificial generating means is set so that the output values detected by each detection coil are as orthogonal as possible. As a result, the measurement accuracy of the coil balance is improved when the current is supplied to all of the plurality of coils at a time than when the current is supplied to only one coil at a time.
[0030]
Further preferably, the calculation means is a means for estimating and calculating the position of the detection coil in addition to the coil balance of the detection coil. That is, in addition to sensitivity and coil balance, the detection coil position is also used as an estimation parameter. Since the relationship between the detection coil position and the detection coil output is non-linear, a non-linear optimization method is used for the magnetic field source estimation algorithm. Sensitivity, coil balance measurement and detection coil position measurement are performed at the same time, resulting in deterioration of sensitivity / coil balance estimation accuracy caused by incorrect detection coil position, or detection coil Degradation of position estimation accuracy is improved. Further, when combined with the above-described method of installing a plurality of coils as the external magnetic field artificial generation means, there is an advantage that it is not necessary to prepare special magnetic field generation means.
[0031]
Further, preferably, a coil control / drive means for driving the plurality of coils and obtaining a drive current value thereof, and a magnetic field from the detection values of the detection coil with respect to the artificial external magnetic field and biomagnetic field generated by the plurality of coils. Measuring means for obtaining a measured value, calculating means for calculating the sensitivity and coil balance of the detection coil using information based on the drive current value and the magnetic field measured value, and at least referring to calculation information of the calculating means Correction means for correcting the influence of the coil balance of the detection coil from the magnetic field measurement value of the biomagnetic field. In this case, the detection coil has a coil structure in which pickup coils for detecting at least one of a plurality of magnetic field directions and magnetic field gradient components are arranged at the same or nearby detection positions, and the correction means is detected by the detection coil. Means for calculating a correction matrix from the sensitivity and coil balance of the channel, and a correction value obtained by multiplying the magnetic field measurement value of the biomagnetic field corresponding to each detection value of the detection coil by the correction matrix. And means for calculating a magnetic field measurement value corrected for. Thereby, deterioration of the biomagnetic field detection accuracy due to the influence of coil balance can be reduced.
[0032]
In a further preferred aspect, the detection coil is arranged at a detection position in the vicinity of the subject to mainly measure the biomagnetic field, while the environmental magnetic field is mainly located at a position farther from the subject than the detection position of the detection coil. A reference coil to be measured, and means for obtaining a magnetic field gradient component of the environmental magnetic field at the position of the detection coil from a detection value of the reference coil, and the correction means includes the magnetic field gradient component of the environmental magnetic field and the detection The coil balance of the coil is used as a means for correcting the influence of the coil balance included in the measurement value of the biomagnetic field by the detection coil.
[0033]
Thereby, various magnetic field gradient components at the positions of the biomagnetic field detection coils are obtained by a conventionally known method (for example, the mean square estimation method) for obtaining the environmental noise magnetic field at the position of each biomagnetic field detection coil from the output value of the reference coil. Desired. The influence of the coil balance included in the biomagnetic field detection coil is corrected using the various magnetic field gradient components and the measured value of the coil balance of the biomagnetic field detection coil. Thereafter, for example, the influence of the coil balance included in each biomagnetic field detection coil is corrected by the same method as described above.
[0034]
  When correcting the coil balance with only the biomagnetic field detection coil, the correctable magnetic field component is limited to only the magnetic field component measured by each channel of the biomagnetic field detection coil, but according to the present invention, it corresponds to the magnetic field component measured by the reference coil. Because the influence of the coil balance to be corrected can be corrected, the magnetic field component that can be corrected is the biomagnetic field detection coilFor each measurement pointIt is possible to correct the coil balance of a wider range of magnetic field components than to correct the effect of the illumination balance, and the measurement accuracy is greatly improved.
[0035]
In this case, the correction means includes means for using the magnetic field gradient component of the environmental magnetic field to remove the environmental magnetic field having the same component as the magnetic field measurement value of the biomagnetic field by the detection coil from the magnetic field measurement value. You can also. Thereby, after correcting the coil balance, the environmental magnetic field having the same magnetic field component as that of the biomagnetic field detection coil is further removed using a conventional method or the like. In addition to the correction of the coil balance, the environmental magnetic field having the same magnetic field component as that of the biomagnetic field detection coil is removed, so that there is an effect that the measurement accuracy of the biomagnetic field is surely improved as compared with only the correction of the coil balance.
[0036]
As a further preferred aspect, coil control / drive means for driving the plurality of coils and obtaining the drive current value thereof, a reference coil for detecting an environmental magnetic field in an environment in which the detection coil is disposed, and the detection A measuring means for obtaining a magnetic field measurement value from each of the detected values of the coil and the reference coil, a means for calculating a correlation between the magnetic field measurement values by the reference coil and the detection coil, the correlation, and a magnetic field by the reference coil And a means for calculating a magnetic field measurement value obtained by removing the influence of the collapse of the coil balance of the detection coil from the measurement value of the biomagnetic field of the detection coil based on the measurement value and the magnetic field measurement value of the detection coil. it can. For example, the coil control / drive means has means for driving these coils by supplying current to the plurality of coils simultaneously.
[0037]
As described above, according to the present invention, the basic feature is that the apparatus is provided with a plurality of small coils as the external magnetic field artificial generation means, and accordingly, the sensitivity of the detection coil of the magnetic field sensor, the coil The balance can be measured with high accuracy and stability with a small system, and the influence of the collapse of the coil balance can be corrected with high accuracy from the biomagnetic field measurement value obtained from the detection value of the detection coil. Accordingly, the error in removing the environmental magnetic field noise due to the loss of the coil balance is reduced, the removal capability is improved, and the measurement accuracy of the biomagnetic field can be reliably improved.
[0038]
DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
Hereinafter, embodiments of the present invention will be described with reference to the drawings.
[0039]
First embodiment
A first embodiment will be described with reference to FIGS.
[0040]
FIG. 1 schematically shows an overall configuration of a multi-channel dc-SQUID magnetometer as a biomagnetic field measurement apparatus according to an embodiment of the present invention. This magnetometer accommodates a magnetic field sensor having a detection coil formed by one or a plurality of pickup coils for each detection channel and a SQUID unit, and is equipped with a coil for artificially generating an external magnetic field. 11 and a drive processing unit 12 that drives a magnetic field sensor in the container and processes a detection signal of the sensor while driving an external magnetic field generating coil.
[0041]
The vacuum heat insulating container 11 includes an outer container 21 positioned on the outer side thereof, an inner container 22 disposed concentrically on the inner side of the outer container 21, and a lid 23 that seals both containers. The outer container 21 and the inner container 22 are formed, for example, using FRP (reinforced plastic) such as GFRP or CFRP as a main material. The inner container 22 is smaller in diameter and shallower than the outer container 21, and the gap between the two containers is a vacuum heat insulating layer AL. The inner container 22 is filled with a cryogenic solution such as liquid helium.
[0042]
A plurality of bobbins B for pick-up coil winding and SQUID portion mounting are disposed on the bottom surface of the inner container 22. Specifically, a SQUID chip 25 is mounted on the upper side surface of each bobbin B, and a pickup coil 26 constituting a detection coil that is magnetically coupled to the SQUID chip 25 is wound around the lower side of the bobbin. The SQUID chip 25 includes a superconducting ring (SQUID) having two Josephson junctions, an input coil magnetically coupled to the ring, and a feedback coil (not shown) as an SQUID circuit, and an output terminal from the SQUID circuit. , A chip from which a DC bias supply terminal and a feedback circuit terminal (not shown) are taken out, and are in a superconducting state at a very low temperature to detect a magnetic field. The input coil is connected to the pickup coil.
[0043]
The pickup coil 26 is a superconducting coil made of a member such as NbTi, and various types such as a magnet meter, a first-order differential gradiometer, and a second-order differential gradiometer can be adopted. The pickup coil can be formed not only by the winding type coil described above but also by various other methods. For example, as the pickup coil, an integrated planar coil by sputtering, painting, forming a multilayer substrate, or the like can be used. The pickup coil may be formed by forming a superconductor on the bobbin B and patterning the superconductor film by a technique such as an etching method. Also, a pickup coil patterned on a base material such as a flexible substrate can be wound around a bobbin.
[0044]
The superconducting or normal conducting lead wires connected to the terminals of the SQUID chips 25,..., 25 are drawn out of the container. The drawn lead wire is electrically connected to a drive circuit (described later) of the drive processing unit 12 for each detection (magnetic field measurement) channel.
[0045]
Further, as shown in FIGS. 1 and 2, a plurality of coils that artificially generate (pseudo) an external magnetic field at a plurality of known positions on the outer surface of the vacuum heat insulating container 11, that is, the outer peripheral surface of the outer container 21. 28, ..., 28 are arranged. The reason why the external magnetic field generating coils 28,..., 28 are arranged on the surface of the container in this way is that a spatial position considerably separated from the pickup coils 26,. In the present embodiment, the external magnetic field generating coils 28,..., 28 are distributed and arranged at known and regularly spaced positions on the outer periphery of the container. Each of the coils 28,..., 28 is formed in a small solenoid coil (for example, a coil radius of 50 cm or less), and for example, as shown in FIG. 3, around the x axis, y axis, and z axis at each coil arrangement position. The three

coils

28x, 28y, and 28z are wound and have magnetic field detection sensitivities in the x-axis direction, the y-axis direction, and the z-axis direction.
[0046]
On the other hand, the drive processing unit 12 includes drive circuits 341,..., 34n and A / D converters 351,..., 35n provided for each detection channel, and performs a desired algorithm ( For example, a data processor 36 is provided which is implemented by a lead field matrix method, a quasi-Newton method, a conjugate gradient method, or the like.
[0047]
Each of the drive circuits 341,..., 34n supplies a DC bias current to the superconducting ring of the SQUID chip 25, and applies so-called magnetic flux feedback so that the voltage of the Josephson junction of the superconducting ring does not change, for example. Perform FLL (flux locked loop) operation. Since the feedback signal at this time becomes a signal corresponding to the intensity of the measurement magnetic field of the subject, the drive circuits 341,..., 34n use the feedback signal as a detection voltage signal for each A / D converter 351,. ..., output to 35n. The detection signals are converted into digital signals by A / D converters 351,..., 35n and sent to the computer 36A of the data processor 36. The computer 36A performs estimation analysis of the spatial position (distribution), size, orientation, and the like of the magnetic field source (current source).
[0048]
The drive processing unit 12 further includes a coil power supply 38 that supplies a current for generating an external magnetic field to the plurality of external magnetic field generation coils 28,..., And an external magnetic field controller 39 that performs artificial generation control of the external magnetic field. . For example, the external magnetic field controller 39 includes a computer having a CPU and a memory as main elements. For example, every time the magnetic field sensor (pickup coil, SQUID unit) of the biomagnetic field measuring apparatus is replaced or every periodic inspection. Prior to the biomagnetic field measurement, predetermined external magnetic field generation processing is executed. This execution control information is sent to the coil power supply 38 so that the coil power supply 38 can drive each of the coils 28,.
[0049]
That is, the external magnetic field controller 39 calculates a target value of current based on the software processing of the CPU, and sends a control signal corresponding to the target value to the coil power supply 38. The coil power supply 38 performs constant current control based on the current target value represented in the control signal, and matches the current value supplied to the external magnetic field generating coils 28,. Thereby, the drive current of the external magnetic field generating coils 28,..., 28 can be accurately controlled to the commanded target value. The coil power supply 38 can store information on the current target value in advance, and performs, for example, constant current control based on the current target value. In this case, the external magnetic field controller 39 only needs to send a control signal notifying the drive timing to the coil power supply 38.
[0050]
As described above, the external magnetic field controller 39 and the coil power source 38 include means for accurately controlling the coil drive current to the target value, for example, based on software processing.
[0051]
The external magnetic field controller 39 can send the current value supplied to each coil 28 by the coil power supply 38 to the data processor 36. Specifically, software processing is set so that when the external magnetic field controller 39 commands a current target value, the current target value is output to the data processor 36. On the other hand, when the coil power supply 38 stores information on the current target value in advance, the software processing is set so that the current value is obtained by reading the information and the current value is output to the data processor 36. Yes. In addition to the above-described estimation and analysis of the biomagnetic field source, the data processor 36 determines the coil balance and the magnetometer of each pickup coil 26 based on the current measurement value given from the external magnetic field controller 39 and the magnetic flux measurement value as the SQUID magnetometer. Sensitivity (simply called sensitivity) can be calculated.
[0052]
In the above-described configuration, the installation positions of the coils 28,..., 28 for artificially generating an external magnetic field are not limited to known positions on the outer peripheral surface of the vacuum heat insulating container as described above. The coils 28,..., 28 may be installed at a known position of a fixed structure such as a gantry, a patient bed, a magnetic shield room, or an electromagnetic shield room. When the coils 28,..., 28 are installed in a magnetic shield room or an electromagnetic shield room, the coils may be attached to either the outer wall side or the inner wall side of those rooms.
[0053]
The coil balance measurement operation of this biomagnetic field measurement apparatus will be described.
[0054]
The external magnetic field controller 39 sends, for example, a target current value control signal to the coil power supply 38 and instructs each external magnetic field generation coil 28 to sequentially pass a coil current accurately controlled to the target value. At the same time, the external magnetic field controller calculates (calculates) the current supplied from the coil power supply 38 to each coil 28. This current value is sent to the data processor 36.
[0055]
When the external magnetic field generating coils 28,..., 28 are sequentially driven, an external magnetic field distribution is artificially generated in the atmosphere surrounding the vacuum heat insulating container 11 each time the external magnetic field generating coils 28,. This extraneous magnetic field distribution is detected by each pickup coil (detection coil) 26,..., 26 of the magnetic field sensor inside the container every time it is generated. Therefore, voltage signals corresponding to the detected value of the external magnetic field are individually output from the drive circuits 341,..., 34n, and this voltage value is output to the data processor 36 as a digital value.
[0056]
In this manner, the data processor 36 is supplied with the supply current value from the external magnetic field controller 39 to each coil 28, and the measurement value of the external magnetic field due to each coil 28 from the detection system using the magnetic field sensor as the detection unit. It is done. Therefore, the data processor 36 determines the coil balance of each detection channel (ratio of the sensitivity to the magnetic field gradient of the same order as the differential order of the pickup coil and the sensitivity to the magnetic field gradient of the lower order: that is, the removal rate of the environmental noise magnetic field). And magnetometer sensitivity (output voltage value per input magnetic field) is calculated. The specific method of this calculation method will be described in detail in a later section.
[0057]
In order to calculate the sensitivity of the magnetometer, it is necessary to know the strength of the magnetic field generated by each external magnetic field generating coil 28. The magnitude and direction of the generated magnetic field depends on the current value given from the external magnetic field controller 39 and each coil. It is calculated by the data processor 36 from the information on the number of 28 turns and the shape.
[0058]
In this way, the current flowing through each external magnetic field generating coil 28 is controlled to become a specified value by the cooperation of the external magnetic field controller 39 and the coil power supply 38. Therefore, the coil current value of each external magnetic field generating coil is Known. For this reason, since the data processor 36 can accurately calculate the magnetic field generated by each external magnetic field generating coil, the above-described coil balance and sensitivity estimation accuracy can be significantly improved as compared with the conventional system. .
[0059]
In the configuration and operation described above, the plurality of coils 28,..., 28 provided on the outer peripheral surface of the container form the external magnetic field artificial generation means, and the coil power supply 38 and the external magnetic field controller 39 form the coil control means and the coil current measurement means. The data processor 36 has functions of a coil balance calculation means and a sensitivity calculation means. Therefore, the functional or magnetic relationship between these means and the SQUID magnetometer is schematically represented as shown in FIG.
[0060]
[Specific calculation method of sensitivity or sensitivity and coil balance]
(1) When the pickup coil is a primary differential type gradiometer
When the pickup coil is composed of a first-order differential type gradiometer, as shown in FIG. 5, the positions of the N external magnetic field generating coils 28,. I2,..., IN, magnetic fields B1, B2 linked to one pickup coil of interest, and coil center positions r1, r2.
[0061]
[Expression 1]

[Expression 2]

It is expressed.
[0062]
[Outside 1]

[0063]
[Equation 3]

It becomes.
[0064]
Therefore, the output V of the first-order differential type gradiometer in FIG. 5 is a transfer coefficient between magnetic flux and voltage a, the area of the coil j is Αj, and the magnetic field at the center point of the coil j is Bj.
[Expression 4]

It becomes. Here, a is a conversion coefficient from the magnetic flux interlinking the pickup coil to the output voltage. b1 and b2 are conversion coefficients to the output voltages of the first and second coils of the first-order differential gradiometer.
[0065]
[Equation 5]

As
[Formula 6]

It is expressed. Therefore, the sensitivity α is
[Expression 7]

It is expressed by the following formula.
[0066]
Also, coil balance β against uniform environmental noise magnetic field (one of the external magnetic fields)₀Is
[Equation 8]

It is represented by
[0067]
Solving the above equation for the coefficients b1 and b2,
[Equation 9]

[0068]
The output voltage value Vi when current is passed through the i-th external magnetic field generating coil is
[Expression 10]

It is expressed. By solving the above simultaneous equations using a known method such as the method of least squares, sensitivity α and coil balance β₀Can be requested.
[0069]
(2) When the pickup coil is a magnet meter
The case where a pickup coil is comprised with a magnetometer is demonstrated. Symbols used for this magnet meter are shown in FIG. 6 (refer to FIG. 5 for the coil positions and current values of a plurality of coils for generating an external magnetic field).
The output V of the j-th magnetometer is a transfer coefficient between magnetic flux and voltage a, the area of the coil j is Aj, the magnetic field at the center point of the coil j is Bj,
## EQU11 ##

It is expressed. Therefore, the sensitivity α is
[Expression 12]

It is. The output voltage value Vi when the current flows through the i-th external magnetic field generating coil is
[Formula 13]

It is. The above simultaneous equations can be solved by a known method such as a least square method to obtain the sensitivity α.
[0070]
(3) When the pickup coil is a secondary differential type gradiometer
The case where a pickup coil is comprised with a secondary differential type gradiometer is demonstrated. Symbols used for the second-order differential type gradiometer are shown in FIG. 7 (see FIG. 5 for coil positions and current values of a plurality of external magnetic field generating coils).
[0071]
The output V of the jth second-order differential type gradiometer has a transfer coefficient between magnetic flux voltages of a, the area of the coil j is Αj, and the magnetic field at the center point of the coil j is Bj.
[Expression 14]

[Expression 15]

It is expressed. Therefore, the sensitivity α is
[Expression 16]

It becomes. Coil balance β against uniform environmental noise magnetic field (one of the external magnetic fields)₀Is
[Expression 17]

It becomes. Coil balance β against environmental noise magnetic field (one of the external magnetic fields) with first-order gradient₁Is
[Expression 18]

It is. Solving the above equation for b1, b2, b3,
[Equation 19]

Therefore, the output voltage value Vi when the current flows through the i-th external magnetic field generating coil is
[Expression 20]

It is expressed. By solving the above simultaneous equations using known methods such as the least squares method, sensitivity α and coil balance β₀, Β₁Can be calculated.
[0072]
In addition, as a method to replace the sensitivity and coil balance calculation method based on the above formula, α, β₀, Β₁It is also possible to formulate so as to estimate the vectors arranged vertically (this method can be similarly applied to the first-order differential type gradiometer).
[0073]
The evaluation results of accuracy when the sensitivity and coil balance are estimated by the above biomagnetic field measurement apparatus will be described.
[0074]
A coordinate system is set as shown in FIG. 8 for pickup coils of various types (magnet meter, primary differential gradiometer and secondary differential gradiometer), and the spatial positions of these pickup coils are assumed as shown in FIG. At this time, the spatial position of the external magnetic field generating coil is assumed as shown in FIG. Taking into account the following error factors, the magnetic field interlinking with the pickup coil was calculated (100 times), the sensitivity and the coil balance were estimated, and the standard deviation of the estimated value was obtained.
[0075]
[Outside 2]

[0076]
The evaluation results of sensitivity and coil balance estimation accuracy based on the above settings are as shown in FIGS.
[0077]
Thus, according to the biomagnetic field measurement apparatus according to the present embodiment, a compact external magnetic field in which a small external magnetic field generating coil is provided at each of a plurality of known positions on the outer periphery of a vacuum heat insulating container in which a magnetic field sensor is provided. An artificial generation structure is adopted. Then, when this coil is driven sequentially in time series to generate an external magnetic field one after another, the coil supply current value and the output voltage of the magnetic field sensor that are accurately controlled to the respective command values are used. The sensitivity and coil balance of the pickup coil can be estimated stably and with high accuracy, and these estimated values can be used for magnetic field measurement.
[0078]
Second embodiment
A second embodiment will be described with reference to FIG.
[0079]
In particular, the biomagnetic field measuring apparatus of this embodiment provides another installation structure of the external magnetic field generating coil. Here, the same reference numerals are used for elements having the same or equivalent functions as the constituent elements in the above-described embodiment, and the description is omitted or simplified.
[0080]
As shown in FIG. 12, the external magnetic field generating coils 28,..., 28 are attached to a dedicated support 50. The support 50 is detachably attached to one or more of the dual, gantry, patient bed, and magnetic shield room. The support body 50 includes a columnar pole 50a and a base 50b that supports the pole. The coils 28,..., 28 are attached at predetermined positions of the pole 50a. Further, an adjustment member 50e whose length is adjustable for adjusting the verticality of the pole 50a is attached to the base 50b. A weight 50 wt for measuring the inclination of the pole 50 a is attached to the inside of the pole 50 a, and the position of the weight can be observed from the window 50 wd. Such a support 50 is installed at a predetermined position of the biomagnetic field measuring device main body, the verticality is adjusted, and the external magnetic field generating coils 28,... be able to.
[0081]
Also with this biomagnetic field measurement device, the same effects as those described above can be obtained, and the degree of freedom of the installation positions of the plurality of external magnetic field generating coils can be greatly increased.
[0082]
Third embodiment
A third embodiment will be described.
[0083]
In the biomagnetic field measurement apparatus of this embodiment, a plurality of external magnetic field generation coils installed as in the above-described embodiment are driven at a time (that is, current is passed through the plurality of external magnetic field generation coils at a time) to obtain a current value. Is to optimize. Other configurations are the same as those of the above-described embodiment.
[0084]
Here, the point which needs the further improvement about the coil drive of above-mentioned embodiment is demonstrated. As used in the above-described embodiment, when current is passed through one external magnetic field generating coil at a time, in general, calculation of sensitivity and coil balance is performed.
[Expression 21]

[Outside 3]

[0085]
This equation is influenced by the number and arrangement of the external magnetic field generating coils, and the calculation result may be unpreferable depending on the conditions. That is, even when the measurement value of the current value and output voltage flowing through the external magnetic field generating coil and the positional accuracy of the external magnetic field generating coil are increased, the obtained sensitivity and coil balance accuracy may be deteriorated. This is especially true when determining the coil balance of a second derivative gradiometer.
[0086]
In order to improve this problem, in this embodiment, the sensitivity and the coil balance are obtained from the information measured by supplying current to all of the plurality of external magnetic field generating coils at once. This current drive is performed by the external magnetic field controller 39 and the coil power supply 38 of the biomagnetic field measurement apparatus.
[0087]
[Outside 4]

[0088]
[Expression 22]

[0089]
When choosing the number and direction of the external magnetic field generating coils so that Μ = N and F are reversible,
[Expression 23]

[Expression 24]

Thus, it is possible to calculate the sensitivity and coil balance directly from the value of the output voltage in each measurement.
[0090]
If Μ ≠ N, the matrix F is
[Expression 25]

A matrix in which the singular value decomposition is performed and the singular values on the diagonal elements of D are all replaced with reciprocals
With D '
[Equation 26]

[Expression 27]

[Expression 28]

According to the present embodiment, there is no need to solve simultaneous equations that are likely to be adversely affected depending on the number and arrangement of the external magnetic field generating coils, so that it is possible to improve the measurement accuracy of sensitivity and coil balance.
[0091]
Fourth embodiment
A fourth embodiment of the present invention will be described. The biomagnetic field measurement apparatus according to this embodiment estimates the position of the detection coil simultaneously with the estimation of sensitivity and coil balance.
[0092]
In the embodiment described above, estimating the sensitivity and coil balance is the simultaneous linear equation as described above.
[Expression 29]

It comes down to solving. Since the matrix F depends on the position and orientation of the detection coil, the above equation is
[30]

[Outside 5]

[31]

[Expression 32]

[Outside 6]

[Expression 33]

The sensitivity and coil balance can be obtained simultaneously by substituting for.
[0093]
As a result, it is possible to improve the sensitivity generated due to the detection coil position being inaccurate, the decrease in estimation accuracy of the coil balance, the decrease in detection accuracy of the detection coil due to the influence of the coil balance, and the like.
[0094]
Fifth embodiment
A fifth embodiment of the present invention will be described with reference to FIGS. In particular, the biomagnetic field measurement apparatus of this embodiment is an improved coil balance correction method for a detection coil having a plurality of types of pickup coils.
[0095]
As such a detection coil, the apparatus according to the present embodiment uses one set of coil groups (see FIG. 13) composed of a magnet meter, a primary differential type gradiometer, and a secondary differential type gradiometer. An example is shown. The coil balance of the coil groups installed in the x-axis direction, y-axis direction, and z-axis direction of the detection coil is corrected.
[0096]
In general, when various types of pickup coils are used, each coil is represented as C1,..., CN. When the above nine types of pickup coils are used, Ν = 9. The magnetic field component detected by the Ci pickup coil is represented by Bⁱ(I = 1... N) Ci's B^jThe sensitivity to the component is α_i ^j(J = 1... N). α_i ^jMay be measured by the method of the first embodiment described above, or may be measured using a conventionally known method. When the measurement is performed using the first embodiment, for example, the sensitivity of the secondary differential type coil that measures the x-axis direction component is α, and the coil balance with respect to the primary gradient component is β.₁, The sensitivity to the x-axis component secondary gradient magnetic field is α, and the sensitivity to the x-axis component primary gradient magnetic field is αβ.₁And In addition, the sensitivity of the magnetometer type coil to the primary and secondary gradient components may be assumed to be 0, or a virtual differential gradiometer is considered as a secondary differential type gradiometer, and the coil balance measurement method of the secondary differential type gradiometer is considered. May be used. Similarly, the sensitivity to the y-axis direction component of the magnetometer or gradiometer in the x-axis direction may be assumed to be zero, or each gradient is considered as a magnetometer or gradiometer that virtually measures the y-axis direction component. Sensitivity to components may be calculated.
[0097]
Coil C_iOutput V_iIs the magnitude B of each magnetic field component^jAnd sensitivity to each magnetic field component α_i ^jTherefore, the following simultaneous linear equations are established.
[0098]
[Expression 34]

[0099]
Each magnetic field component B^jCan be obtained by solving the above simultaneous linear equations. Formally, it is expressed as follows using an inverse matrix, but various methods in numerical calculation such as LU decomposition method can be used for actual calculation.
[0100]
[Expression 35]

[0101]
FIG. 14 shows a functional block diagram of the biomagnetic field measurement apparatus having the function of correcting the coil balance by the above method (corresponding to FIG. 4 described above).
[0102]
Sixth embodiment
A sixth embodiment of the present invention will be described with reference to FIG. The biomagnetic field measurement apparatus according to this embodiment corrects the coil balance of the vector type pickup coil forming the detection coil.
[0103]
The coil for measuring the z-direction gradient of the magnetic field in the x-axis direction as shown in FIG. 15 is C1, the coil for measuring the z-direction gradient of the magnetic field in the y-axis direction is C2, and the gradient of the magnetic field in the z-axis direction is z-direction. The coil to be measured is C3, and the corresponding magnetic field component is B.¹, B², B^ThreeIn this case, distortion caused by the loss of coil balance can be corrected using the same method as in the fifth embodiment. Thus, the coil balance correction method according to the present method (the coil balance correction method described in the fifth embodiment described above) can be applied to an apparatus equipped with a magnetic field sensor using any type of pick-up coil. . For example, the present invention can be applied to an apparatus equipped with a detection coil using the magnetometer shown in FIG. 6 and the secondary differential gradiometer shown in FIG. Further, for example, the present invention can be applied to an apparatus equipped with a magnetic field sensor using a plurality of detection coils including a plurality of types of pickup coils shown in FIG.
[0104]
Seventh embodiment
A seventh embodiment of the present invention will be described with reference to FIGS. The biomagnetic field measurement apparatus according to this embodiment relates to a method of correcting a measurement error (coil balance correction) caused by the loss of the coil balance when the coil balance of the detection coil having a single gradient order is lost. .
[0105]
In FIG. 16, the coil arrangement | positioning in the vacuum heat insulation container 11 which concerns on this embodiment is shown notionally. As shown in the figure, a plurality of detection coils for measuring a biomagnetic field that mainly measure a biomagnetic field are arranged in the container 11 on the side close to the subject. A plurality of reference coils that mainly measure the environmental magnetic field are arranged at positions away from the detection coils. Each detection coil is composed of a single gradient order pickup coil. For example, the detection coil is composed of one primary differential pickup coil.
[0106]
Each of the reference coils is configured to measure a lower order magnetic field gradient than the detection coil. For example, as a reference coil, a magnetometer that measures each of x, y, and z components of a magnetic field and a first-order differential type gradiometer are provided. Each of the plurality of reference coils (reference channels) having such a structure has its coil balance corrected using the method described in the fifth or sixth embodiment. It is assumed that the sensitivity and coil balance of each biomagnetic field measurement detection coil (biomagnetic field measurement channel) are measured using the method described in the first embodiment or the conventional method.
[0107]
In the following description, a case where another type of gradiometer is used or a general case including a plurality of detection coils will be described.
[0108]
Each detection coil for biomagnetic field measurement has N kinds of magnetic field componentsⁱIt consists of a pickup coil that measures (i = 1..N). When each of the detection coils is composed of one pickup coil, N = 1. Further, it is assumed that R types of magnetic field components at the position of the detection coil are obtained by a conventional method using interpolation, for example, using the output of the reference coil. R magnetic field components obtained from the reference channel^{N + j}Assuming that (j = 1..R), the number of outputs Vi of the detection coil for biomagnetic field measurement is expressed by the following equation.
[0109]
[Expression 36]

[0110]
Each component of the matrix in the above equation can be measured in the same manner as the method in the fifth embodiment. Each magnetic field component B corrected for the effect of coil balance^jCan be obtained by solving the above simultaneous linear equations. Magnetic field component B^jIs formally
[Expression 37]

[0111]
It is expressed.
[0112]
Further, the value of the environmental magnetic field having the same magnetic field gradient component as that of the detection coil at the position of each biomagnetic field measurement detection coil is obtained from the output value of the reference coil by using, for example, a conventional method, and the obtained value is obtained by the detection coil. It is desirable to add a calculation process that subtracts from the measured value obtained by.
[0113]
A flowchart of such a series of correction methods is shown in FIG.
[0114]
Eighth embodiment
An eighth embodiment of the present invention will be described with reference to FIG. The biomagnetic field measurement apparatus of this embodiment implements a coil balance correction method of a detection coil for biomagnetic field measurement using simple root mean square estimation. In particular, it is a method that can be suitably implemented in combination with the previous seventh embodiment. That is, in the seventh embodiment, when the mean square estimation is used when estimating the value of the environmental magnetic field at the position of the detection coil from the output value of the reference coil, the simplified method described below can be used.
[0115]
FIG. 18 shows a functional block diagram of a biomagnetic field measurement apparatus equipped with a coil balance correction function based on this simplified mean square estimation.
[0116]
In this coil balance correction method, prior to the measurement of the biomagnetic field, the correlation R between the measurement values of the reference coil and the biomagnetic field detection coil is calculated in advance by the correlation calculation means. The correlation calculation means is achieved by the data processor 36 as software processing. This correlation calculation is performed in the following procedure.
[0117]
An artificial magnetic field distribution is generated by a plurality of coils 28,..., 28 included in the external magnetic field artificial generation means as in the first embodiment (the control of the magnetic field generation is executed by the correlation calculation control means). ) The magnetic field generated by the external magnetic field artificial generation means is measured by the reference coil and the biomagnetic field detection coil (in FIG. 18, the SQUID and the SQUID drive means for the reference coil and the biomagnetic field detection coil are not shown). Based on the measured values of the reference coil and the biomagnetic field detection coil, the calculation according to the following equation is performed by the correlation calculation means that has received a command from the correlation calculation control means.
[0118]
[Formula 38]

[0119]
[Outside 7]

[0120]
[Outside 8]

[0121]
[39]

[0122]
The above correction method is basically the same as that of the seventh embodiment, but does not require complicated measurement and calculation procedures as when the correction method of the seventh embodiment is executed as it is, and is simplified. Method. On the other hand, the same effects as those of the seventh embodiment can be obtained for the correction.
[0123]
[Outside 9]

[0124]
In addition, a matrix in which the output vectors of the reference channel when a unit current is supplied to each external magnetic field generating coil is horizontally arranged as L, and a Moore-Penrose general inverse matrix of L as L⁺age,
[Formula 40]

[Outside 10]

As described above, according to the embodiment described above, the external magnetic field generating coil is attached to the structure of the biomagnetic field measuring device or at a detachable known position. Coil balance and other values (magnetic field sensor position, orientation, sensitivity) are estimated using linear or nonlinear estimation theory so that the difference from the theoretical value is as small as possible. In this estimation, in particular, the following advantages can be exhibited.
[0125]
That is, the current flowing through the external magnetic field generating coil is accurately controlled to a command value, or the current passed through the external magnetic field generating coil is accurately recognized (measured). For this reason, it is possible to accurately calculate the magnetic field generated by the external magnetic field generating coil. From the difference in the measured values for the generated magnetic field of the external magnetic field generating coil installed at different positions, other factors such as the coil balance and sensitivity of the gradiometer Can be estimated separately. Therefore, it is not necessary to employ the configuration of a magnet meter having the same area as that of the gradiometer, which is seen in the prior art, and the device can be manufactured to be small and inexpensive.
[0126]
In addition, since the external magnetic field generating coil is attached to the structure of the biomagnetic field measuring apparatus or at a detachable known position, the external magnetic field generating coil can be installed with high reproducibility and high accuracy. Thereby, the position of each magnetic field sensor (pickup coil) can be estimated with high accuracy.
[0127]
Furthermore, it has a coil balance correction means (a means for correcting using the measured coil balance, or a means for correcting the coil balance using the correlation between the measured value of the reference coil and the measured value of the biomagnetic field measurement channel). Yes. For this reason, it is possible to reduce the distortion of the measurement value due to the loss of the coil balance, to greatly improve the quiet magnetic field noise removal capability, and thus it is possible to reliably improve the measurement accuracy of the biomagnetic field.
[0128]
【The invention's effect】
As described above, according to the biomagnetic field measurement apparatus of the present invention, a plurality of coils smaller than the conventionally used Helmholtz coils are attached to the apparatus as the external magnetic field artificial generation means.Let this be prepared, thisAs a result, the sensitivity and coil balance of the detection coil of the magnetic field sensor can be measured stably and with high accuracy, and the influence of the collapse of the coil balance can be determined with high accuracy from the biomagnetic field measurement value obtained from the detection value of the detection coil. It can be corrected. Accordingly, the error in removing the environmental magnetic field noise due to the loss of the coil balance is reduced, the removal capability is improved, and the measurement accuracy of the biomagnetic field can be reliably improved.
[0129]
In addition, even after the biomagnetic field measuring apparatus is installed in the magnetic shield room, the coil balance of the pickup coil is measured (or remeasured) at an appropriate timing such as during periodic inspection or maintenance (when the SQUID element is replaced), or Thus, it is possible to measure and correct, thereby preventing a decrease in the ability to remove environmental noise due to the loss of coil balance. Moreover, when reducing the influence of the environmental magnetic field contained in the measurement value of the biomagnetic field measurement channel using the detection values of the plurality of reference coils, the measurement error due to the influence of the coil balance can be reduced. Furthermore, when the environmental noise magnetic field included in the data of the biomagnetic field measurement channel is removed by the root mean square estimation method, even if an environmental magnetic field with a pattern significantly different from the environmental magnetic field used for the correlation calculation is mixed, The ability to remove the magnetic field can be fully exhibited. As described above, the accuracy of biomagnetic field measurement can be significantly improved as compared with the conventional case.
[0130]
Further, even a biomagnetic field measurement apparatus having multichannel biomagnetic field measurement channels can automatically correct the influence of the coil balance of the pickup coil without requiring separate adjustments as in the prior art.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a diagram showing a schematic configuration of a biomagnetic field measurement apparatus according to a first embodiment of the present invention.
FIG. 2 is a schematic view showing an installation state of an external magnetic field generating coil in the first embodiment.
FIG. 3 is a diagram for explaining an example of an external magnetic field generating coil at each installation position.
FIG. 4 is a block diagram showing functional and magnetic relationships in the first embodiment.
FIG. 5 is a diagram for explaining how to take symbols when the pickup coil is a first-order differential type gradiometer.
FIG. 6 is a view for explaining how to obtain symbols when the pickup coil is a magnet meter.
FIG. 7 is a diagram for explaining how to obtain symbols when the pickup coil is a second-order differential type gradiometer.
FIG. 8 is a diagram of a coordinate system set for various types of pickup coils.
FIG. 9 is a table showing the position of the pickup coil when the estimation accuracy of sensitivity and coil balance is evaluated.
FIG. 10 is a table showing the position of the external magnetic field generating coil when the estimation accuracy of sensitivity and coil balance is evaluated.
FIG. 11 is a table showing evaluation of sensitivity and coil balance estimation accuracy.
FIG. 12 is a schematic view showing another installation structure of the external magnetic field generating coil according to the second embodiment of the present invention.
FIG. 13 is a diagram showing one coil group among three coil groups mounted on a detection coil according to a fifth embodiment of the present invention.
FIG. 14 is a functional block diagram of a main part of a biomagnetic field measurement apparatus according to a fifth embodiment.
FIG. 15 is a diagram showing an arrangement state of vector detection coils according to a sixth embodiment of the present invention.
FIG. 16 is a conceptual diagram showing an arrangement state of detection coils and reference coils according to a seventh embodiment of the present invention.
FIG. 17 is a flowchart showing an outline of a coil balance correction method according to a seventh embodiment;
FIG. 18 is a main functional block diagram of a biomagnetic field measurement apparatus according to an eighth embodiment of the present invention.
[Explanation of symbols]
11 Vacuum insulated container (Dure)
12 Drive processing unit
25 SQUID chip
26 Detection coil
28 External magnetic field generating coil
34 Drive circuit
35 A / D converter
36 Data processor
38 Coil power supply
39 External magnetic field controller
50 Support
B Bobbin

Claims

In a biomagnetic field measurement apparatus including a magnetic field sensor having a plurality of detection coils for detecting a magnetic field of a living body,
An external magnetic field artificial generating means that is formed of a plurality of coils to determine the coil balance of the detection coil and artificially generates an external magnetic field ;
Coil control / drive means for driving the plurality of coils and obtaining a drive current value thereof;
Measuring means for obtaining a magnetic field measurement value from a detection value of the detection coil with respect to an artificial external magnetic field generated by the plurality of coils;
Biomagnetic field measuring apparatus characterized that you provided with an arithmetic unit, at least for computing the coil balance of the detection coil using the drive current value and the magnetic field measurements.

In the invention of claim 1,
The biomagnetic field measurement apparatus, wherein the calculation means is means for calculating at least the coil balance using position information of the detection coil.

In the invention of claim 1,
The plurality of coils is a biomagnetic field measurement apparatus attached to one or a plurality of structures of a dewar, a gantry, a patient bed, and a magnetic shield room, which are structures of the biomagnetic field measurement apparatus.

In the invention of claim 3 ,
The biomagnetic field measurement apparatus in which the plurality of coils are attached to known positions on the outer peripheral surface of the dewar.

In the invention of claim 1,
The plurality of coils are attached to a dedicated support, and this support is attached to or detached from one or more of the structures of the biomagnetic field measurement apparatus, such as dewar, gantry, patient bed, and magnetic shield room. A biomagnetic field measurement device that is freely attached.

Oite to the first aspect of the invention,
The coil control / drive means is either one of means for controlling a drive current value when driving the plurality of coils to a command value, or means for measuring a drive current value when driving the plurality of coils. A biomagnetic field measuring apparatus.

7. The biomagnetic field measurement apparatus according to claim 6, wherein the calculation means is means for calculating the sensitivity of the detection coil.

8. The biomagnetic field measurement apparatus according to claim 7, wherein the detection coil includes a first-order differential type gradiometer.

8. The biomagnetic field measurement apparatus according to claim 7, wherein the detection coil includes a second-order differential type gradiometer.

6. The biomagnetic field measurement apparatus according to claim 5, wherein the coil control / drive means has a function of sequentially supplying currents to the plurality of coils or supplying them at a time.

7. The biomagnetic field measurement apparatus according to claim 6, wherein the calculating means is means for estimating and calculating the position of the detection coil in addition to the coil balance of the detection coil.

In a biomagnetic field measurement apparatus including a magnetic field sensor having a plurality of detection coils for detecting a magnetic field of a living body,
An external magnetic field artificial generating means that is formed of a plurality of coils to determine the coil balance of the detection coil and artificially generates an external magnetic field;
Coil control / drive means for driving the plurality of coils and obtaining a drive current value thereof;
Measuring means for obtaining magnetic field measurement values from detection values of the detection coils for artificial extraneous magnetic fields and biomagnetic fields generated by the plurality of coils,
A calculation means for calculating sensitivity and coil balance of the detection coil using information based on the drive current value and the magnetic field measurement value;
A biomagnetic field measurement apparatus comprising: correction means for correcting the influence of the coil balance of the detection coil from the magnetic field measurement value of the biomagnetic field with reference to at least the calculation information of the calculation means.

In the invention of claim 12,
The detection coil has a coil structure in which a pickup coil that detects at least one of a plurality of magnetic field directions and magnetic field gradient components is disposed at the same or a nearby detection position,
The correction means calculates a correction matrix from the sensitivity and coil balance of the detection channel by the detection coil, and multiplies the measurement value of the biomagnetic field corresponding to each detection value of the detection coil by the correction matrix. And a means for calculating a magnetic field measurement value obtained by correcting the distortion of the coil balance of the detection coil.

In the invention of claim 12,
While the detection coil is arranged at a detection position in the vicinity of the subject and mainly measures the biomagnetic field,
Place a reference coil that mainly measures the environmental magnetic field at a position farther from the subject than the detection position of this detection coil,
Means for obtaining a magnetic field gradient component of the environmental magnetic field at the position of the detection coil from the detection value of the reference coil;
The correction means is means for correcting the influence of coil balance included in the magnetic field measurement value of the biomagnetic field by the detection coil using the magnetic field gradient component of the environmental magnetic field and the coil balance of the detection coil. apparatus.

In the invention of claim 14,
The correction means includes a means for removing an environmental magnetic field having the same component as the magnetic field measurement value of the biomagnetic field measured by the detection coil from the magnetic field measurement value using the magnetic field gradient component of the environmental magnetic field. .

In a biomagnetic field measurement apparatus including a magnetic field sensor having a plurality of detection coils for detecting a magnetic field of a living body,
An external magnetic field artificial generating means that is formed of a plurality of coils to determine the coil balance of the detection coil and artificially generates an external magnetic field;
Coil control / drive means for driving the plurality of coils and obtaining a drive current value thereof;
A reference coil for detecting an environmental magnetic field of an environment in which the detection coil is disposed;
Measuring means for obtaining magnetic field measurement values from the detection values of the detection coil and the reference coil;
Means for calculating a correlation between the magnetic field measurement values by the reference coil and the detection coil;
Based on the correlation, the magnetic field measurement value by the reference coil, and the magnetic field measurement value by the detection coil, the magnetic field measurement value excluding the influence of the coil balance collapse of the detection coil from the biomagnetic field measurement value of the detection coil. A biomagnetic field measuring apparatus comprising: means for calculating.

In the invention of claim 16,
The biomagnetic field measurement apparatus, wherein the coil control / drive means has means for driving the coils by simultaneously supplying current to the plurality of coils.

In the invention of claim 14 or 16,
A biomagnetic field measurement apparatus further comprising means for correcting the coil balance of the reference coil.