JP2004313608A

JP2004313608A - 生体磁場計測装置

Info

Publication number: JP2004313608A
Application number: JP2003114508A
Authority: JP
Inventors: Akihiko Kandori; 明彦神鳥; Keiji Tsukada; 啓二塚田; Takeshi Miyashita; 豪宮下; Kuniomi Ogata; 邦臣緒方
Original assignee: Hitachi High Technologies Corp; Hitachi High Tech Corp
Current assignee: Hitachi High Tech Corp
Priority date: 2003-04-18
Filing date: 2003-04-18
Publication date: 2004-11-11
Anticipated expiration: 2023-04-18
Also published as: JP4426773B2; US20040210127A1; US7400984B2

Abstract

【課題】非侵襲に心筋細胞の膜電位に対応する電位波形を取得できる生体磁場計測技術を提供する。
【解決手段】磁束計動作回路４と、磁束計動作回路の出力データを収集する手段５、６を具備し、時刻ｔでの電流ベクトルを計算する手段と、電流ベクトルの絶対値Ｉｘｙを計算する手段と、電流ベクトルの絶対値から心臓の脱分極に対応する時間内で電位波形Ｖ（ｔ）を計算する手段と、電流ベクトルの絶対値から心臓の不活性時間帯、再分極に対応する時間帯で電位波形Ｖ（ｔ）を計算する手段とを有する。
【選択図】図１

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、超伝導デバイスであるＳＱＵＩＤ（ＳｕｐｅｒｃｏｎｄｕｃｔｉｎｇＱｕａｎｔｕｍＩｎｔｅｒｆｅｒｅｎｃｅＤｅｖｉｃｅ：超伝導量子干渉素子）磁束計を用いて、心臓磁場、脳磁場等の微弱磁場を検出する生体磁場計測技術に関する。
【０００２】
【従来の技術】
心筋興奮により活動電位が発生することで心筋に見かけ上微弱な電流が生じ、この電流に伴って生体外部に微弱な磁場が発生する。この微弱な心臓からの磁場（以下、「心磁場」と略す）を、超伝導量子干渉素子（ＳＱＵＩＤ）と呼ばれる高感度な磁気センサーを用いて計測されている。心磁場は生体の導電率の影響が少ないため、波形歪を受けにくい特徴がある。そのため心磁場の計測結果から、心筋表面上の電流活動を画像化する試みが行われている。
【０００３】
電流活動の画像化の試みの中で、生体面に対する垂直（ｚ）成分の磁場（Ｂｚ）から、Ｉｘ＝ｄＢｚ／ｄｙ、Ｉｙ＝−ｄＢｚ／ｄｘを計算し、仮想的な電流ベクトルＩ＝（Ｉｘ，Ｉｙ）の分布を再構成する方法が提案されている（例えば、特許文献１を参照）。
【０００４】
また、虚血部位の判別方法として、上記の仮想的な電流ベクトルＩの絶対値の所定の時間区画帯での総和を計算する手法が提案されている（例えば、特許文献２、特許文献３を参照）。この所定の時間区間帯での総和の値のマッピングによって虚血部位が推定される。
【０００５】
他侵襲のある方法としては、直接心筋膜電位を計測する方法として、心内マッピング法がある。心内マッピング法では、カテーテルの先に複数個の電位計測用電極を装着し、直接心臓の内部表面に接触させて心筋の膜電位を計測する方法である。
【０００６】
【特許文献１】
特開平１０−２４８８２１号公報
【特許文献２】
特開平１０−３０５０１９号公報
【特許文献３】
特開平１１−１５１２２１号公報
【０００７】
【発明が解決しようとする課題】
上記の従来技術では、所定の時刻での電流ベクトルの分布や電流ベクトルの絶対値の総和により電流量を計算できるが、心筋の膜電位に対応する波形を計算できなかった。また、従来の心内マッピング法は、Ｘ線投射下でカテーテルを体内に挿入する方法であり、患者に負担の大きな検査であった。
【０００８】
本発明の目的は、非侵襲に心筋細胞の膜電位に対応する電位波形を取得できる生体磁場計測技術を提供することにある。
【０００９】
【課題を解決するための手段】
上記目的を達成するために、本発明の生体磁場計測装置では、生体面に接する面に平行な面をｘｙ面とし、ｘｙ面に垂直な軸をｚとするとき、心臓から発生する磁場を超伝導量子干渉素子を具備する複数の磁束計により検出する。超伝導量子干渉素子は、磁束計動作回路により駆動され、磁束計動作回路の出力データ（信号データ）は、データ収集装置により収集される。収集された前記の出力データ（信号データ）に対して演算処理装置により演算処理が実行される。演算処理の結果は表示装置に表示される。
【００１０】
検出された生体面に対する垂直（ｚ）成分の磁場（Ｂｚ（ｘ，ｙ））から、Ｉｘ＝ｄＢｚ／ｄｙ、Ｉｙ＝−ｄＢｚ／ｄｘが計算され、仮想的な電流ベクトルＩ＝（Ｉｘ，Ｉｙ）が計算される。電流ベクトルの絶対値はＩｘｙ（ｔ）＝√｛（Ｉｘ（ｔ））^２＋（Ｉｙ（ｔ））^２｝により算出する。
【００１１】
心臓の脱分極（ＱＲＳ波が出現する時間帯）の開始時刻ｔ_０における電位波形をＶ（ｔ_０）＝０とし（Ｉｘｙ（ｔ_０）＝ゼロとする）、再分極の終了時刻をｔ_ｎとし、ｔ_０から心臓の脱分極が終了するｔ_ｍまでの時間帯の時刻ｔ_ｉ（ｉ＝０、１、…、ｍ）では、Ｖ（ｔ_ｉ）＝Ｖ（ｔ_ｉ−１）＋Ｉｘｙ（ｔ_ｉ）により電位波形を算出する。ここで、脱分極の終了時刻ｔ_ｍでの電位波形のＶ（ｔ_ｍ）の値をＶ_ｍとする。
【００１２】
心臓の再分極（ＳＴ−Ｔ波が出現する時間帯）の開始時刻ｔ_ｍ＋１における電位波形をＶ（ｔ_ｍ＋１）＝Ｖ_ｍ−Ｉｘｙ（ｔ_ｍ＋１）により算出する。再分極の時間帯の時刻ｔ_ｍ＋２から再分極の終了時刻ｔ_ｎまでの時間帯の時刻ｔ_ｉ（ｉ＝ｍ＋２、ｍ＋３、…、ｎ）では、Ｖ（ｔ_ｉ）＝Ｖ（ｔ_ｉ−１）−Ｉｘｙ（ｔ_ｉ）により算出する。
【００１３】
仮想的な電流ベクトルＩを得る方法は、Ｉｘ＝ｄＢｚ／ｄｙ、Ｉｙ＝−ｄＢｚ／ｄｘの計算に限定されることなく、リードフィールド行列を用いた逆問題解法によって計算された電流ベクトルや最小ノルム法を用いた電流ベクトルなどを使用してもよい。
【００１４】
より具体的には、演算処理装置は、以下の第１から第３の演算処理を実行する。
【００１５】
第１の演算処理では、ｔ＝ｔ_ｉ（ｉ＝０、１、…、ｍ）を生体の心臓の脱分極に対応する時間帯とし、ｔ＝ｔ_ｉ（ｉ＝ｍ＋１、ｍ＋２、…、ｎ）を生体の心臓の再分極に対応する時間帯とする時、計測点（ｘ、ｙ）において時刻ｔでのｚ方向の成分Ｂｚから、時刻ｔにおける電流ベクトル（Ｉｘ（ｔ）、Ｉｙ（ｔ））及び電流ベクトルの絶対値（Ｉｘｙ（ｔ）＝√｛（Ｉｘ（ｔ））^２＋（Ｉｙ（ｔ））^２｝）を、時刻ｔ_ｉ（ｉ＝０、１、…、ｎ）において算出する。
【００１６】
第２の演算処理では、生体の心臓の脱分極に対応する時間帯で、加算Σの下限を、ｉ＝０とし、加算Σの上限を、ｉ＝０、１、…、ｍとして、時刻ｔ＝ｔ_ｉ（ｉ＝０、１、…、ｍ）における電位波形を、Ｖ（ｔ_ｉ）＝ΣＩｘｙ（ｔ_ｉ）により算出する。
【００１７】
第３の演算処理では、生体の心臓の脱分極に対応する時間帯の終了時点での電位波形Ｖ（ｔ_ｍ）の値をＶ_ｍとし、加算Σの下限を、ｉ＝ｍ＋１とし、加算Σの上限を、ｉ＝ｍ＋１、ｍ＋２、…、ｎとして、生体の心臓の再分極に対応する時間帯で、時刻ｔ＝ｔ_ｉ（ｉ＝ｍ＋１、ｍ＋２、…、ｎ）における電位波形を、Ｖ（ｔ_ｉ）＝Ｖ_ｍ−ΣＩｘｙ（ｔ_ｉ）により算出する。
【００１８】
第２の演算処理と第３の演算処理により得られた、時刻ｔ＝ｔ_ｉ（ｉ＝０、１、…、ｎ）、計測点（ｘ、ｙ）における電位波形Ｖ（ｘ、ｙ、ｔ）は、表示装置に表示される。また、演算処理装置は、電位波形Ｖ（ｘ、ｙ、ｔ）を複数の計測点（ｘ、ｙ）で算出する。複数の計測点（ｘ、ｙ）で算出された電位波形Ｖ（ｘ、ｙ、ｔ）の等電位点を結ぶ等電位図を等高線で表示する。さらに、計測された磁場の波形と電位波形Ｖ（ｘ、ｙ、ｔ）とが表示装置に表示される。
【００１９】
本発明の生体磁場計測装置及びデータ処理方法によれば、心臓の各部位に対応した膜電位の波形を取得できるため、ＱＴ延長症候群などの心筋の膜電位異常に関する情報を無侵襲に取得できる。
【００２０】
【発明の実施の形態】
本発明の実施例の生体磁場計測装置では、胸面に接する面に平行な面をｘｙ面とし、（ｘ、ｙ）面に垂直な軸をｚとするとき、複数の計測点（ｘ、ｙ）において心臓から発生する磁場から電流ベクトル及び電流ベクトルの絶対値を算出する生体磁場計測装置において、心臓の脱分極の開始時刻から心臓の脱分極の終了時刻までの時間帯における電流ベクトルと、心臓の脱分極の終了後から心臓の再分極の終了時刻までの時間帯における電流ベクトルの絶対値に基づいて、複数の計測点（ｘ、ｙ）における電位波形を算出して、心臓の早期後脱分極に関する情報を検出する。
【００２１】
心臓の脱分極の開始時刻から心臓の脱分極の終了時刻までの時間帯では、電流ベクトルの絶対値を加算して電位波形を算出し、心臓の脱分極の終了後、心臓の再分極の終了時刻までの時間帯では、心臓の脱分極の終了時点における電位波形の値から、電流ベクトルの絶対値を減算していき、複数の計測点（ｘ、ｙ）における電位波形を算出する。
【００２２】
より詳細に説明すると、心臓の脱分極の開始時刻をｔ_０、心臓の脱分極の終了時刻をｔ_ｍ、心臓の再分極の終了時刻をｔ_ｎ、時刻ｔ_ｉにおける電流ベクトルの絶対値をＩｘｙ（ｔ_ｉ）、時刻ｔ_０における電位波形をＶ（ｔ_０）＝０とし、時刻ｔ_０から時刻ｔ_ｍまで時間帯の時刻ｔ_ｉでは、電位波形を、Ｖ（ｔ_ｉ）＝Ｖ（ｔ_ｉ−１）＋Ｉｘｙ（ｔ_ｉ）により算出し、時刻ｔ_ｍでの電位波形のＶ（ｔ_ｍ）の値をＶ_ｍとし、時刻ｔ_ｍ＋１における電位波形をＶ（ｔ_ｍ＋１）＝Ｖ_ｍ−Ｉｘｙ（ｔ_ｍ＋１）により算出し、時刻ｔ_ｍ＋２から時刻ｔ_ｎまでの時間帯の時刻ｔ_ｉでは、電位波形が、Ｖ（ｔ_ｉ）＝Ｖ（ｔ_ｉ−１）−Ｉｘｙ（ｔ_ｉ）により算出される。電位波形Ｖ（ｔ_ｉ）は各計測点（ｘ、ｙ）において算出される。複数の計測点（ｘ、ｙ）で算出された電位波形Ｖ（ｘ、ｙ、ｔ）から早期後脱分極に関する情報を検出することができる。このようにして算出された心臓の各部位に対応した電位波形Ｖ（ｘ、ｙ、ｔ_ｉ）が表示装置に表示される。
【００２３】
本発明の生体磁場計測装置におけるデータ処理方法では、生体に接する面に平行な面をｘｙ面とし、（ｘ、ｙ）面に垂直な軸をｚとするとき、生体から発生する磁場のｚ方向の成分Ｂｚを検出する複数の検出コイルと、検出されたｚ方向の成分Ｂｚの信号データを収集するデータ収集装置とを具備する生体磁場計測装置において、前記の信号データが収集された後に実行されるデータ処理方法であり、心臓の脱分極の開始時刻から心臓の脱分極の終了時刻までの時間帯では、電流ベクトルの絶対値を加算して電位波形を算出し、心臓の脱分極の終了後、心臓の再分極の終了時刻までの時間帯では、心臓の脱分極の終了時点における電位波形の値から、電流ベクトルの絶対値を減算していき、複数の計測点（ｘ、ｙ）における電位波形を算出する。
【００２４】
より詳細に説明すると、心臓の脱分極の開始時刻をｔ_０、心臓の脱分極の終了時刻をｔ_ｍ、心臓の再分極の終了時刻をｔ_ｎ、時刻ｔ_ｉにおける電流ベクトルの絶対値をＩｘｙ（ｔ_ｉ）（ｉ＝１、２、…、ｎ）、時刻ｔ_０における電位波形をＶ（ｔ_０）＝０とし、時刻ｔ_０から時刻ｔ_ｍまで時間帯の時刻ｔ_ｉでは、電位波形を、Ｖ（ｔ_ｉ）＝Ｖ（ｔ_ｉ−１）＋Ｉｘｙ（ｔ_ｉ）により算出し、時刻ｔ_ｍでの電位波形のＶ（ｔ_ｍ）の値をＶ_ｍとし、時刻ｔ_ｍ＋１における電位波形を、Ｖ（ｔ_ｍ＋１）＝Ｖ_ｍ−Ｉｘｙ（ｔ_ｍ＋１）により算出し、時刻ｔ_ｍ＋２から時刻ｔ_ｎまでの時間帯の時刻ｔ_ｉでは、電位波形を、Ｖ（ｔ_ｉ）＝Ｖ（ｔ_ｉ−１）−Ｉｘｙ（ｔ_ｉ）により算出し、電位波形Ｖ（ｔ_ｉ）を各計測点（ｘ、ｙ）について算出する。
【００２５】
以下、本発明の実施例を図に基づいて詳細に説明する。
【００２６】
図１は、本発明の一実施例になる生体磁場計測装置の構成例を示す図である。磁気シールドルーム１の内部には、生体が搭載されるベッド７と、ＳＱＵＩＤセンサーを超伝導状態に保持するための冷媒（液体ヘリウムまたは液体窒素）を貯蔵するクライオスタット２と、クライオスタット２の位置を固定するためのガントリー３とが配置されている。ＳＱＵＩＤセンサーは、磁気シールドルーム１の外部に配置される駆動回路４によって磁束計として動作し、磁束計の出力はアンプフィルター・ユニット５を通り、コンピューター６に内臓されるアナログデジタル変換回路によってデジタルデータに変換されコンピューター６に格納される。
【００２７】
図２は、図１のクライオスタット２の内部に配置される検出コイル８の配列の例を示す図である。検出コイル８とＳＱＵＩＤセンサーは一体で構成され、図２に示す例では、ＳＱＵＩＤセンサと一体で構成された検出コイル８−１〜８−６４は、８×８のマトリックス状に６４本配置されている。マトリックス状の配置をすることで、本発明の電流ベクトルの計算を容易にしている（詳細は後述する）。しかし、電流ベクトルの計算法は、最小ノルム法やリードフィールドの逆行列を計算する方法などがあるため、必ずしも図２のような配置にする必要はない。
【００２８】
図３は、図１の生体磁場計測装置により、Ｉ型ＱＴ延長症候群の患者の心臓について、計測された磁場波形（以下、「心磁場波形」という）の例を示す図である。図３の上段の図は、図２に示した検出コイル８−１〜８−６４の各位置（チャンネル）に対応する磁場波形を示すグリッドマップ９を示している。図３の下段の図は、特徴的な磁場波形が出現している４か所の位置のグリッドマップの拡大図１０を示している。拡大図１０から、４か所の位置（チャンネル）の検出コイルの下部において、２層性（ノッチ型）の特徴的な波形が出現していることがわかる。なお、図３において、横軸に示す両矢印線は時間幅１ｓｅｃを示し、縦軸に示す両矢印線は４０ｐＴを示している。
【００２９】
図４は、本発明の実施例で用いる磁場のｚ成分（Ｂｚ（ｘ，ｙ））から電流ベクトルを作成する手順を示す図である。図４の上段の図は、図３に示した６４チャンネルの心磁場波形（グリッドマップ９）を１つのトレース上に重ね合わせて表示した、磁場波形の重ね合わせ波形１１を示している。
【００３０】
電流ベクトルＩｎ（ｘ，ｙ）の分布図１５の観測時刻１２のＢｚ（ｘ，ｙ）の磁場分布１３を用いて、電流ベクトルＩｎの計算１４は、Ｉｘ＝ｄＢｚ／ｄｙ、Ｉｙ＝−ｄＢｚ／ｄｘにより行なわれる。これにより、矢印をもつ直線で方向と大きさを示す電流ベクトルＩｎ（ｘ，ｙ）の分布図１５が得られる。電流ベクトルＩｎの分布図１５は実際のＩ型ＱＴ延長症候群の患者に関するデータを示しており、心磁場の測定面の下部に異常電流（図中、黒い部分）が発生していることが分かる。図４において、横軸に示す両矢印線は時間幅１ｓｅｃを示し、縦軸に示す両矢印線は５０ｐＴを示している。
【００３１】
電流ベクトルの計算法は、最小ノルム法やリードフィールドの逆行列を計算する方法などを用いて計算してもよい。
【００３２】
図５は、本発明の実施例において、膜イオン電流と心室筋の膜電位と心電図の関係を示す図である。心筋細胞の内外でイオン濃度の分布が異なる。細胞膜があるイオンに対して選択的に透過性が亢進すると、イオンは電気化学的な電位勾配に従って細胞内へ流入または流出される。この時の細胞膜を流出入するイオンを、電流として考えることができこれを膜イオン電流と呼ぶ。また、膜イオン電流の出入り口をイオンチャンネルと呼ぶ。図５では、代表的な膜イオン電流を示している。
【００３３】
脱分極の時間帯Ａでは、大きな電流量の内向き電流（細胞膜外から細胞内への流入電流）１６が短時間に細胞内に流入する。この内向き電流１６の代表的なものにＮａ＋電流（ＩＮａ）がある。その後、心筋はプラトー相（不活性時間帯）Ｂに入り、この間は顕著な膜イオン電流の動きはない。最後に、再分極の時間帯Ｃに入り、外向き電流（細胞膜内から細胞外への流出電流）１７がゆっくり細胞内から流出していく。外向き電流１７の代表的な膜イオン電流としてＫ＋電流（ＩＫ）がある。もちろん内向き電流１６と外向き電流１７には多くのイオンが関与していることがわかってきており、図５で示した膜イオン電流は極めて単純に示した模式図であることは言うまでもない。
【００３４】
膜イオン電流（１６、１７）の細胞からの流出入により心室筋の活動膜電位１８が形成される。心室筋の活動膜電位１８が本発明で合成を行う波形である。
【００３５】
図５の下段に、最終的に心室筋の活動膜電位１８の総合的な電気活動により生体表面の電位と計測される心電図波形１９を示す。心電図波形の形成は、心筋細胞の内膜側の活動膜電位と外膜側の活動膜電位の差動電位、または隣接する心筋細胞の活動膜電位間の差動電位（興奮伝播）によって生じると考えられている。その結果、心電図波形１９では、脱分極の時間帯ＡでＱＲＳ波形が出現し、再分極の時間帯ＣでＴ波が出現する。
【００３６】
図６は、本発明の実施例において、隣接する心筋細胞の興奮伝播に関するメカニズムを説明する等価回路図である。
【００３７】
図６では３次元的な心筋組織を２次元的な伝播モデルとして、３つの心筋細胞２０−１、２０−２、２０−３で表している。ここでは脱分極時の興奮伝播のみを説明する。左方向から心臓の刺激伝導系から伝わってきた電気信号がＶ_０に伝わってくると、心筋細胞２０−１内部のＶ_０が閾値（およそ、−６０ｍＶ〜−７０ｍＶ）を越えるとイオンチャンネル２１−１のスイッチが開き、抵抗ｒ_ｍ１と容量Ｃｍ１の並列回路を通して、膜イオン電流ｉ_ｍ１が内向き電流として流れ始める。この膜イオン電流ｉ_ｍ１が流れることにより、Ｖ_０に心筋細胞２０−１固有の膜電位が生じる。
【００３８】
続いて、心筋細胞同士を結合しているギャップ結合部２２−ａにも結合抵抗ｒ_ｉ１２を通して電流ｉ_ｉ１２が流れ、心筋細胞２０−２の内部のＶ１に膜電位が発生する。心筋細胞２０−１と同様にＶ１が閾値（およそ、−６０ｍＶ〜−７０ｍＶ）を越えるとイオンチャンネル２１−２のスイッチが開き、抵抗ｒ_ｍ２と容量Ｃ_ｍ２の並列回路を通して、膜イオン電流ｉ_ｍ２が内向き電流として流れ始める。膜イオン電流ｉ_ｍ２によって、Ｖ_１に心筋細胞２０−２固有の膜電位が発生する。
【００３９】
続いて、心筋細胞同士を結合しているギャップ結合部２２−ｂにも結合抵抗ｒ_ｉ２３を通して電流ｉ_ｉ２３が流れ、心筋細胞２０−３の内部のＶ_２に膜電位が発生する。以下、興奮は隣接する心筋細胞へと伝播される。ここで、心磁場で捉えられる信号は、この伝播信号と考えられる電流ｉ_ｉ１２、ｉ_ｉ２３などであると仮定する。
【００４０】
この仮定の下では、ある時刻の心筋内の電流は、ｉ_ｉ１２＝（Ｖ_１−Ｖ_０）／ｒ_ｉ１２、ｉ_ｉ２３＝（Ｖ_２−Ｖ_１）／ｒ_ｉ２３と考えられ、細胞間の電位差を反映したものと考えられる。そのため各心筋細胞の膜電位を計算するためには、細胞興奮が生じていない時刻における膜電位をゼロにし、順次生じる心筋の電気興奮に合わせて電流量の総和を計算する必要がある。この電流量の総和によって膜電位に対応する電位が計算できると考えられる。以上の説明では、脱分極時の計算のため、膜電位の計算法として電流量の総和を考えたが、外向き電流（脱分極時の内向き電流と反対方向）となる再分極時には電流の総和から減算していく方法を行う（詳細は、図７、図８により説明する）。
【００４１】
図７は、本発明の実施例において、心筋膜の電位波形を取得する手法を模式的に示す図である。図７では、図６で述べた膜電位の計算の模式図を示している。図６では、ある心磁場の測定位置（チャンネル）での電流ベクトルが計算されていることを前提としている。心磁場波形２３の脱分極の時間帯（ＱＲＳ波形）Ａでは、取得された膜電位波形の拡大図２５に示すように、電流ベクトルの絶対値を加算していく。即ち、＋方向に電流ベクトルの絶対値を加算して合成値を得る。
【００４２】
不活性時間帯Ｂから始まり再分極の時間帯Ｃの終了までの時刻では、脱分極の時間帯（ＱＲＳ波形）Ａの終了時の最大値２６から、電流ベクトルの絶対値を減算していく。即ち、電流ベクトルの絶対値を減算（−方向で加算）していく。その結果、膜電位波形２４が得られる。
【００４３】
図８は、本発明の実施例において、心筋膜の電位波形を取得する計算手順を説明する図である。
【００４４】
以下の説明では、ｔ＝ｔ_ｉ（ｉ＝０、１、…、ｍ）を生体の心臓の脱分極に対応する時間帯とし、ｔ＝ｔ_ｉ（ｉ＝ｍ＋１、ｍ＋２、…、ｎ）を、不活性時間帯Ｂを含み心臓の再分極の終了するまでの時間帯に時刻とする。
【００４５】
時刻ｔ＝ｔ_ｉ（ｉ＝０、１、…、ｎ）で計測された磁場から、電流ベクトル（Ｉｘ（ｔ）、Ｉｙ（ｔ））と、電流ベクトルの絶対値（Ｉｘｙ（ｔ）＝√｛（Ｉｘ（ｔ））^２＋（Ｉｙ（ｔ））^２｝とを計算する（電流ベクトルの絶対値を計算する処理３３）。
【００４６】
心臓の脱分極の時間帯では、電流ベクトルの絶対値を加算していく。心臓の脱分極に対応する時間帯では、加算Σの下限を、ｉ＝０とし、加算Σの上限を、ｉ＝０、１、…、ｍとして、時刻ｔ＝ｔ_ｉ（ｉ＝０、１、…、ｍ）における電位波形を、Ｖ（ｔ_ｉ）＝ΣＩｘｙ（ｔ_ｉ）により計算する。ここで、ギャップ結合部の結合抵抗は１として考えている。
【００４７】
詳細に説明すると、Ｖ（ｔ_０）＝Ｉｘｙ（ｔ_０）；Ｖ（ｔ_１）＝Ｉｘｙ（ｔ_０）＋Ｉｘｙ（ｔ_１）；Ｖ（ｔ_２）＝Ｉｘｙ（ｔ_０）＋Ｉｘｙ（ｔ_１）＋Ｉｘｙ（ｔ_２）；…；Ｖ（ｔ_ｍ）＝Ｉｘｙ（ｔ_０））＋Ｉｘｙ（ｔ_１）＋…＋Ｉｘｙ（ｔ_ｍ）＝Ｖ_ｍを算出する（電位波形Ｖを計算する第１の手順３４）。Ｖ_ｍは心臓の脱分極に対応する時間帯の終了時点での電位波形の最大値２６である。
【００４８】
不活性時間帯Ｂから始まり再分極の時間帯Ｃの終了までの時間帯の時刻では、脱分極の時間帯（ＱＲＳ波形）Ａの終了時の最大値２６から、電流ベクトルの絶対値を減算していく。加算Σの下限を、ｉ＝ｍ＋１とし、加算Σの上限を、ｉ＝ｍ＋１、ｍ＋２、…、ｎとして、電流ベクトルの絶対値を減算して、時刻ｔ＝ｔ_ｉ（ｉ＝ｍ＋１、ｍ＋２、…、ｎ）における電位波形を、Ｖ（ｔ_ｉ）＝Ｖｍ−ΣＩｘｙ（ｔ_ｉ）により計算する。
【００４９】
詳細に説明すると、Ｖ（ｔ_ｍ＋１）＝Ｖ_ｍ−Ｉｘｙ（ｔ_ｍ＋１）；Ｖ（ｔ_ｍ＋２））＝Ｖ_ｍ−Ｉｘｙ（ｔ_ｍ＋１）−Ｉｘｙ（ｔ_ｍ＋２）；…；Ｖ（ｔ_ｎ）＝Ｖ_ｍ−Ｉｘｙ（ｔ_ｍ＋１）−Ｉｘｙ（ｔ_ｍ＋２）−…−Ｉｘｙ（ｔ_ｎ）を算出する（電位波形Ｖを計算する第２の手順３５）。
【００５０】
第２の手順３５の結果は表示処理３６によって、電位波形Ｖの波形表示（図９の下段）、グリッドマップ表示（図９の上段）、電位波形Ｖの等電位点を結ぶ等電位図の等高線表示が行われ、検査者にとり理解しやすい表示として診断のためのデータが提供される。なお、等高線表示に関するデータを省略している。
【００５１】
図９は、図３の心磁場波形から取得された心筋膜の電位波形を示す図である。図９は、実際に測定された図３に示したＩ型ＱＴ延長症候群の患者のデータを用いて計算された６４チャンネルに関する膜電位波形２７を表示している。特に膜電位波形２７が特徴的なパターンを示していた部位の膜電位波形を拡大図２８として示している。特徴的なパターンを示す膜電位波形はほぼ右心室に対応する部位に出現している。
【００５２】
図１０は、本発明の実施例において、図３の磁場波形（心磁場波形）を計測した同じ患者（Ｉ型ＱＴ延長症候群の患者である）の右室壁で計測された心臓内カテーテル検査による１チャンネルの心筋電位の測定結果２９と、心磁場波形の重ね合わせ図３０と、取得された膜電位波形３１（図９で拡大図で示した右室での電位波形）とを同時に１枚のトレース上に示している。横軸の時刻はＲＲ間隔を１とする規格化されたＱＴｃで示している。１個または複数個の心磁場波形と、１個または複数個の心膜電位波形を同時に同じスライド上に表示することにより、心磁場波形と心膜電位波形との関係を理解することが容易となる。
【００５３】
心筋電位の測定結果２９を見ると早期後脱分極（ｅａｒｌｙａｆｔｅｒｄｅｐｏｌａｒｉｚａｔｉｏｎ；ＥＡＤ）３２がおきている時刻で、算出成された膜電位波形３１でもコブが確認できる。このように、心筋電位の測定結果２９と算出された膜電位波形３１とがよく一致し、測定場所も同じ右室であることがわかり、本発明の実施例による心筋の膜電位波形の計算方法の有効性が理解できる。本発明によれば、心臓内カテーテル検査を行なうことなく、心筋の膜電位異常に関する情報を無侵襲に得ることができる。
【００５４】
【発明の効果】
本発明によれば、心臓の各部位に対応した膜電位波形を算出でき、心筋の膜電位異常に関する情報を無侵襲に取得できる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の一実施例になる生体磁場計測装置の構成例を示す図。
【図２】図１のクライオスタットの内部に配置される検出コイルの配列の例を示す図。
【図３】図１の生体磁場計測装置により計測された心磁場の一例を示す図。
【図４】本発明の電流ベクトルの計算手法を示す図。
【図５】本発明の実施例において、膜イオン電流と心室筋の膜電位と心電図の関係を示す図。
【図６】本発明の実施例において、隣接する心筋細胞の興奮伝播に関するメカニズムを説明する等価回路図。
【図７】本発明の実施例において、心筋膜の電位波形を算出する手法の一例を模式的に示す図。
【図８】本発明の実施例において、心筋膜の電位波形を算出する計算手順の一例を説明する図。
【図９】図３の心磁場波形から算出された心筋膜の電位波形の一例を示す図。
【図１０】本発明の実施例において、Ｉ型ＱＴ延長症候群の患者の右室壁で計測された、心臓内カテーテル検査による心筋電位の測定結果（上段）と、心磁場波形の重ね合わせ図（中段）と、算出された膜電位波形（下段）とを比較して示す図。
【符号の説明】
１…磁気シールドルーム、２…クライオスタット、３…ガントリー、４…駆動回路、５…アンプフィルター・ユニット、６…コンピューター、７…ベッド、検出コイル８−１〜８−６４…検出コイル、９…磁場波形のグリッドマップ、１０…グリッドマップの拡大図。１１…磁場波形の重ね合わせ波形、１２…観測時刻、１３…Ｂｚの磁場分布、１４…電流ベクトルの計算、１５…電流ベクトルの分布図、１６…内向き電流、１７…外向き電流、１８…心室筋の活動膜電位、１９…心電図波形、２０−１、２０−２、２０−３…心筋細胞、２１−１、２１−２、２１−３…イオンチャンネル、２２−ａ、２２−ｂ…ギャップ接合部、２３…心磁場波形、２４…算出された膜電位波形、２５…算出された膜電位波形の拡大波形、２６…脱分極の時間帯の終了時での最大値、２７…算出された膜電位波形、２８…特徴的なパターンを示していた部位の膜電位波形の拡大図、２９…心臓内カテーテルによる心筋電位の計測結果、３０…心磁場重ね合わせ波形、３１…算出された膜電位波形、３２…早期後脱分極、３３…電流ベクトルの絶対値を計算する処理、３４…電位波形を計算する第１の手順、３５…電位波形を計算する第２の手順、３６…表示処理、Ａ…脱分極の時間帯、Ｂ…プラトー相、Ｃ…再分極の時間帯。

Claims

心臓から発生する磁場を検出する手段と、検出された前記磁場から電流ベクトルを算出する手段と、前記電流ベクトルの絶対値の時間変化に基づいて、心筋細胞の膜電位に対応する電位波形を算出する手段と、前記電位波形を表示する手段とを有することを特徴とする生体磁場計測装置。
請求項１に記載の生体磁場計測装置において、複数の異なる計測点で前記磁場を検出し、前記複数の計測点で前記電流ベクトルを算出し、前記電流ベクトルの絶対値の時間変化に基づいて得られる前記電位波形を表示するよう構成したことを特徴とする生体磁場計測装置。
請求項１に記載の生体磁場計測装置において、前記電位波形を算出する手段では、前記電位波形は、心臓の脱分極の開始時刻から心臓の脱分極の終了時刻までの時間帯では、前記電流ベクトルの絶対値を加算して算出され、心臓の脱分極の終了後、心臓の再分極の終了時刻までの時間帯では、心臓の脱分極の終了時点における前記電位波形の値から、前記電流ベクトルの絶対値を減算して算出されることを特徴とする生体磁場計測装置。
請求項１に記載の生体磁場計測装置において、前記電位波形を表示する手段では、計測された前記磁場の波形と前記電位波形とが同時に表示されることを特徴とする生体磁場計測装置。
生体に接する面に平行な面をｘｙ面とし、前記ｘｙ面に垂直な軸をｚとするとき、複数の計測点（ｘ、ｙ）において前記生体から発生する磁場のｚ方向の成分Ｂｚを検出する複数の検出コイルと、検出された前記ｚ方向の成分Ｂｚの信号データを収集するデータ収集装置と、収集された前記信号データの演算処理を行なう演算処理装置と、前記演算処理の結果を表示する表示装置とを有し、かつ、前記演算処理装置は、ｔ＝ｔ_ｉ（ｉ＝０、１、…、ｍ）を前記生体の心臓の脱分極に対応する時間帯とし、ｔ＝ｔ_ｉ（ｉ＝ｍ＋１、ｍ＋２、…、ｎ）を前記生体の心臓の再分極に対応する時間帯とする時、前記計測点（ｘ、ｙ）における時刻ｔ＝ｔ_ｉ（ｉ＝０、１、…、ｎ）での前記ｚ方向の成分Ｂｚから、電流ベクトル（Ｉｘ（ｔ）、Ｉｙ（ｔ））及び前記電流ベクトルの絶対値Ｉｘｙ（ｔ）＝√｛（Ｉｘ（ｔ））^２＋（Ｉｙ（ｔ）^２）｝を算出する第１の演算処理と、前記生体の心臓の脱分極に対応する時間帯での電位波形を、加算Σの下限を、ｉ＝０とし、加算Σの上限を、ｉ＝０、１、…、ｍとして、Ｖ（ｔ_ｉ）＝ΣＩｘｙ（ｔ_ｉ）により算出する第２の演算処理と、前記生体の心臓の脱分極に対応する時間帯の終了時点での前記電位波形Ｖ（ｔ_ｍ）の値をＶ_ｍとし、加算Σの下限を、ｉ＝ｍ＋１とし、加算Σの上限を、ｉ＝ｍ＋１、ｍ＋２、…、ｎとして、前記生体の心臓の再分極に対応する時間帯での電位波形を、Ｖ（ｔ_ｉ）＝Ｖ_ｍ−ΣＩｘｙ（ｔ_ｉ）により算出する第３の演算処理とを実行し、前記表示装置に、前記第２の演算処理と前記第３の演算処理により得られる、前記計測点（ｘ、ｙ）に対応する前記電位波形が表示されることを特徴とする生体磁場計測装置。
請求項５に記載の生体磁場計測装置において、前記電位波形Ｖを複数の前記計測点で算出することを特徴とする生体磁場計測装置。
請求項６に記載の生体磁場計測装置において、前記表示装置に、計測された前記磁場の波形と前記電位波形Ｖとが表示されることを特徴とする生体磁場計測装置。
請求項６に記載の生体磁場計測装置において、前記表示装置に、前記電位波形Ｖの等高線表示がなされることを特徴とする生体磁場計測装置。
胸面に接する面に平行な面をｘｙ面とし、前記ｘｙ面に垂直な軸をｚとするとき、複数の計測点（ｘ、ｙ）において心臓から発生する磁場を検出し、検出された前記磁場から電流ベクトルを算出する生体磁場計測装置において、心臓の脱分極の開始時刻をｔ_０、心臓の脱分極の終了時刻をｔ_ｍ、心臓の再分極の終了時刻をｔ_ｎ、時刻ｔ_ｉにおける前記電流ベクトルの絶対値をＩｘｙ（ｔ_ｉ）（ｉ＝１、２、…、ｎ）、前記時刻ｔ０における電位波形をＶ（ｔ_０）＝０とし、前記時刻ｔ_０から前記時刻ｔ_ｍまで時間帯の時刻ｔ_ｉでは、電位波形を、Ｖ（ｔ_ｉ）＝Ｖ（ｔｉ−１）＋Ｉｘｙ（ｔ_ｉ）により算出し、前記時刻ｔ_ｍでの電位波形のＶ（ｔ_ｍ）の値をＶ_ｍとし、前記時刻ｔ_ｍ＋１における電位波形を、Ｖ（ｔ_ｍ＋１）＝Ｖ_ｍ−Ｉｘｙ（ｔ_ｍ＋１）により算出し、時刻ｔ_ｍ＋２から時刻ｔ_ｎまでの時間帯の時刻ｔ_ｉでは、電位波形を、Ｖ（ｔ_ｉ）＝Ｖ（ｔｉ−１）−Ｉｘｙ（ｔ_ｉ）により算出し、前記電位波形Ｖ（ｔ_ｉ）を前記計測点（ｘ、ｙ）について算出し、前記電位波形を表示することを特徴とする生体磁場計測装置。
請求項９に記載の生体磁場計測装置において、前記複数の計測点（ｘ、ｙ）に対応する前記電位波形が同時に表示されることを特徴とする生体磁場計測装置。
胸面に接する面に平行な面をｘｙ面とし、前記ｘｙ面に垂直な軸をｚとするとき、複数の計測点（ｘ、ｙ）において心臓から発生する磁場を検出し電流ベクトルを算出する生体磁場計測装置において、心臓の脱分極の開始時刻から心臓の脱分極の終了時刻までの時間帯では、前記電流ベクトルの絶対値を加算して電位波形を算出し、心臓の脱分極の終了後、心臓の再分極の終了時刻までの時間帯では、心臓の脱分極の終了時点における前記電位波形の値から、前記電流ベクトルの絶対値を減算していき、前記計測点（ｘ、ｙ）における前記電位波形を算出し、前記電位波形を表示することを特徴とする生体磁場計測装置。
心臓から発生する磁場を検出し電流ベクトルを算出する生体磁場計測装置において、前記電流ベクトルの絶対値の時間変化に基づいて得られる、心筋細胞の膜電位に対応する電位波形を表示する表示装置を有することを特徴とする生体磁場計測装置。
請求項１２に記載の生体磁場計測装置において、複数の計測点で前記磁場を検出し、前記複数の計測点で前記電流ベクトルを算出し、前記電流ベクトルの絶対値の時間変化に基づいて得られる前記電位波形を前記表示装置に表示することを特徴とする生体磁場計測装置。
請求項１２に記載の生体磁場計測装置において、前記電位波形は、心臓の脱分極の開始時刻から心臓の脱分極の終了時刻までの時間帯では、前記電流ベクトルの絶対値を加算して算出され、心臓の脱分極の終了後、心臓の再分極の終了時刻までの時間帯では、心臓の脱分極の終了時点における前記電位波形の値から、前記電流ベクトルの絶対値を減算して算出されることを特徴とする生体磁場計測装置。
請求項１２に記載の生体磁場計測装置において、計測された前記磁場の波形と前記電位波形とが同時に前記表示装置に表示されることを特徴とする生体磁場計測装置。
胸面に接する面に平行な面をｘｙ面とし、前記ｘｙ面に垂直な軸をｚとするとき、複数の計測点（ｘ、ｙ）において心臓から発生する磁場を検出し、検出された前記磁場から電流ベクトルを算出する生体磁場計測装置において、前記計測点（ｘ、ｙ）における前記電流ベクトルの絶対値から算出される心筋細胞の膜電位に対応する電位波形を表示する表示装置とを有することを特徴とする生体磁場計測装置。
請求項１６に記載の生体磁場計測装置において、前記表示装置に、前記計測点で計測された前記磁場の波形と前記電位波形とが同時に表示されることを特徴とする生体磁場計測装置。