JP2005080951A - 生体磁場計測装置 - Google Patents

Abstract

【課題】 心臓形態に合わせ心筋内電流分布の視覚化を可能とする生体磁場計測装置を提供する。
【解決手段】 胸面に垂直なｚ方向の磁場成分を胸部正面１７と背面１８の２方向から計測し，２方向の電流分布及び電流分布の大きさの分布を計算する。健常者の心臓形態に関する平均データから３次元標準モデルを作成し，洞結節の座標及び左心室領域の座標を用いて位置合わせを行なう。設定した境界２０で，胸部正面と背面の電流分布及び電流分布の大きさの分布が最も一致するような重み係数を計算し，電流値レベルを合わせた後に，２方向の電流分布及び電流分布の大きさの分布を３次元標準モデルに投影して，心筋内電流分布画像の３次元表示を得る。位置合わせ後の標準モデル２９に，電流ベクトルの大きさが，小である白の領域３１，中程度である灰色の領域３２，大である黒の領域３３として表示され，電流ベクトル３０が表示される。
【選択図】 図１３

Description

本発明は，人体の心臓が発する微弱な磁場を計測するＳＱＵＩＤ（Superconducting Quantum Interference Device：超伝導量子干渉素子）磁束計を用いた生体磁場計測装置に関する。

不整脈や虚血性心疾患などの心疾患の診断において，心筋内の電気生理学的現象を可視化できることは非常に重要である。心筋内の電気生理学的現象を可視化する装置の一つに，生体磁場計測装置がある。生体磁場計測装置は，心臓から生じる微弱な磁場（以下，心臓磁場と略記する）を非侵襲かつ非接触で多点計測でき，この心臓磁場データを用いて心筋内部に流れる電流分布を可視化できる。

生体磁場計測装置を用いた心筋内電流分布の可視化方法として，電流アローマップ（Ｃｕｒｒｅｎｔ―ａｒｒｏｗ ｍａｐ，以下，ＣＡＭと略記する）が開発されている（例えば，非特許文献１，２を参照）。ＣＡＭとは，各計測点で測定される心臓磁場データの法線成分の微分から得られる２次元平面上のベクトルを，生体内電流分布とする方法である。被験者の正面と背面で計測された心臓磁場データからＣＡＭを計算することで，心臓全体の心筋興奮伝播の様子を視覚化できる（例えば，非特許文献３を参照）。このＣＡＭに基づく心臓疾患の解析法には，ＣＡＭの時系列画像からの異常興奮伝播の視覚化，心室の脱分極過程のＣＡＭを用いた虚血部位の同定などがあり，臨床上の有効性が報告されている（例えば，非特許文献４，５を参照）。

近年では，各被験者の核磁気共鳴イメージング画像（以下，ＭＲＩ画像と略記する）から作成した３次元心臓モデル上に，ＣＡＭを投影する方法が開発されおり，視覚的に分かりやすい心筋内電流分布の表示方法が報告されている（例えば，特願２００２−１４７０５１号，非特許文献６を参照）。

H.Hosaka,et.al.," Visual determination of generators of the magnetocardiogram ",J.Electrocardiol.,vol.9,pp.426-432,1976

T.Miyashita,et.al.," Construction of tangential vectors from normal cardiac magnetic field components ",Proc.20th Int.Conf.IEEE/EMBS(Hong Kong),pp.520-523,1998 K.Tsukada,et.al.," Noninvasive visualization of multiple simultaneously activated regions on torso magnetocardiographic maps during ventricular depolarization ",J.Electrocardiol.,vol.32,no.4,pp.305-313,1999 Y.Yamada,et.al.," Noninvasive diagnosis of arrhythmic foci by using magnetocardiogram-method and accuracy of magneto-anatomical mapping system- ",J.Arrhythmia,vol.16,no.5,pp.580-586,2000 A.Kandori,et.al.," A method for detecting myocardial abnormality by using a current-ratio map calculated from an exercise-induced magnetocardiogram ",Med.Biol.Eng.Comput.,vol.39,pp.29-34,2001 K.Ogata,et.al.," Visualization method of current distribution in cardiac muscle using a heart model",Transactions of the japanese society for medical and biological engineering，vol.41,no.１,pp.25-33(2003)

被験者毎の３次元心臓モデル上に，ＣＡＭに基づく２次元平面の電流分布図を投影することで，視覚的に分かり易い心筋内電流分布画像を得ることができる。この画像を用いることで，解析結果に対する医師や検査技師の理解度の向上が期待でき，患者に対しても検査結果を分かりやすく提供できる。しかし，この電流分布表示方法の実際の適用には，２つの課題が存在する。第１の課題は，解析対象の被験者毎にＭＲＩ画像やＸ線ＣＴ画像を取得する必要があり，表示結果を得るために多くの時間がかかることである。第２の課題は，心臓と計測面間（正面，背面）の距離によって正面と背面のＣＡＭの電流値の基準レベルが異なるため，３次元心臓モデルへ投影される電流分布は正面と背面の接合部で不連続になることである。

本発明の目的は，正面と背面の電流分布及び電流分布の大きさの分布が３次元心臓標準モデル上に連続的に投影でき，心臓形態に合わせた心筋内電流分布の視覚化を可能とする生体磁場計測装置を提供する。

本発明の生体磁場計測装置では，生体から発生する生体磁場のｘｙ面に垂直なｚ方向の磁場成分の時間変化を対向する２方向から計測し，生体の胸面に平行な（ｘ，ｙ）座標の座標位置に２次元に配置される複数の磁束計と，複数の磁束計の出力信号の演算を行なう演算装置と，演算の結果を表示する表示装置とを有する。

演算装置は，（１）出力信号から２方向の電流分布及び／又は電流分布の大きさの分布を求める演算，（２）所定の期間（例えば，Ｔ波の出現する期間）に於ける出力信号から等積分図を求め，等積分図が所定の閾値を越える領域を求める演算，（３）所定の時点（例えば，Ｐ波の初期時点）に於ける出力信号から１つの電流源の大きさ，方向及び位置を推定する演算，（４）１つの電流源の大きさ，方向及び位置を仮定して，所定の時点（Ｐ波の初期時点）での電流分布及び／又は電流分布の大きさの分布を求める演算，のうちの少なくとも１つの演算を行なう。

なお，演算装置は，生体磁場の計測領域の外部に，計測領域での複数の磁束計の配列と同じ配列条件で複数の磁束計が存在すると仮定した仮想的な拡張領域を設定して，拡張領域での複数の磁束計の出力信号を計測領域での複数の磁束計の出力信号の補間により求める処理を行ない，上記（１），（２），（３），（４）のうちの少なくとも１つの演算を行なう。

また，演算装置は，以下の演算を行なう。

（５）心臓の形状を模擬する３次元心臓モデル上に，上述の（１），（２），（３），（４）の少なくとも１つの演算により得られる結果を用いて，３次元の心臓モデルを表すデータと，（１）の演算で求められる２方向の電流分布及び２方向の電流分布の大きさの分布との位置合わせを行なうための変換演算を，３次元心臓モデルを表わすデータに関して行なう。

（６）上述の位置合わせを行なった，２方向の電流分布及び２方向の電流分布の大きさの分布間での電流値の基準レベルを合わせるための演算を行なう。

（７）上述の基準レベルを合わせた２方向の電流分布及び２方向の電流分布の絶対値の分布を，３次元の心臓モデルを表わすデータの（ｘ，ｙ）座標に，ｚ方向から投影した合成画像データを求める演算を行なう。

なお，上記（５）の演算では以下の何れかを実行する。

（５ａ）３次元の心臓モデルを表わすデータに於ける洞結節の位置と電流源の推定位置とのずれ（第１のずれ）が最小となるように，洞結節の位置と電流源の推定位置との位置合わせを行なう。

（５ｂ）３次元の心臓モデルを表わすデータに於ける左心室の領域と等積分図の所定の閾値を越える領域とのずれ（第２のずれ）が最小となるように，左心室の領域と所定の閾値を越える領域との位置合わせを行なう。

（５ｃ）（５ａ）の第１のずれ，及び，（５ｂ）の第２のずれが最小となるように，洞結節の位置と電流源の推定位置との位置合わせ，及び，左心室の領域と所定の閾値を越える領域との位置合わせを行なう。

（５ｄ）上記（１）で求められる２方向の電流分布及び／又は２方向の電流分布の絶対値の分布とのずれが最小となるように，上記（４）に於ける１つの電流源の大きさ，方向及び位置の仮定を変更して，位置合わせを行なう。

なお，上記（６）の演算では以下の何れかを実行する。

（６ａ）ｚ方向から見た３次元の心臓モデルを表わすデータの最外郭の境界データの（ｘ，ｙ）座標の座標位置で，上記（１）で求められる２方向の電流分布及び／又は２方向の電流分布の大きさの分布が最も一致するような重み係数を求める。

（６ｂ）上記（１）で求められる２方向の電流分布及び／又は２方向の電流分布の大きさの分布の境界上の分布が最も一致するような重み係数を求める。

合成画像データは，表示装置に２次元又は３次元表示される。表示装置には，上記（１），（２），（３），（４）の演算の実行を選択する演算選択ボタンが表示され，操作者により選択された演算選択ボタンに対応する演算が実行される。表示装置には，合成画像データと複数の磁束計の出力信号とが同時に表示される。表示装置には，合成画像データが３次元表示され，合成画像データの３次元表示の画像上に心臓の各組織に対応する名称が表示される。
更に，演算装置は，３次元の心臓モデルを表わすデータの（ｘ，ｙ）座標に，上述（１）で求められる２方向の電流分布及び／又は電流分布の大きさの分布が連続的になるようにｚ方向から投影した合成画像データを求める演算を行なう。
また，表示装置は，以下の表示を行なう。
（８）任意の視点方向および視点位置から見た合成画像データの２次元又は３次元表示を行なう。
（９）ｚ方向の正および負方向から見た合成画像データの２次元又は３次元表示を行なう。
（１０）ｘ方向の正および負方向から見た合成画像データの２次元又は３次元表示を行なう。

本発明によれば，心疾患を有する被験者及び健常者に対して，心臓磁場データのみから標準モデルの位置を適切に求めることができ，ＭＲＩ計測，Ｘ線ＣＴ計測などを行なわずに，心臓の形態情報を含んだ３次元心筋内電流分布画像を得ることができる。また，正面と背面のＣＡＭが連続的に接合できる電流値の基準レベルの調整処理を行ない，正面の電流分布及び電流分布の大きさの分布と，重み付けが行なわれた背面の電流分布及び電流分布の大きさの分布を標準モデル又は被験者毎の心臓モデル上に投影することで，心臓全体に渡って連続的な３次元心筋内電流分布画像を得ることができる。

以下，本発明の実施例を図面を参照して詳細に説明する。

図１は本発明の実施例の生体磁場計測装置の構成例を示す図である。

図１に示すように，磁気シールドルーム１の内部には，ＳＱＵＩＤ磁束計を極低温に保持するクライオスタット２を保持するガントリー３と，被験者（図示せず）が横になるベッド４が配置されている。ベッド４は，ベッドの短軸（Ａ方向，ｙ方向）での移動とベッドの長軸（Ｃ方向，ｘ方向）での移動と，ベッドの上下方向（Ｂ方向，ｚ方向）での移動が可能である。磁気シールドルーム１の外部には，クライオスタット２内に配置されるＳＱＵＩＤ磁束計を駆動させる駆動回路５と，駆動回路５からの出力に増幅及びフィルターをかけるアンプフィルタユニット６と，アンプフィルタユニット６からの出力信号をデータ収集し，収集されたデータの演算処理を行なうと共に装置の各部の制御を行なうコンピューター７とが配置されている。

図２は，本発明の実施例の生体磁場計測装置において，胸面（正面）から心臓磁場を計測する場合の，ＳＱＵＩＤ磁束計の配列と被験者との位置関係を説明する図である。ＳＱＵＩＤ磁束計はクライオスタット２内に８×８の格子状に配置され，各ＳＱＵＩＤ磁束計間の距離は２５ｍｍである。被験者の正面で計測を行なう場合，６４個のＳＱＵＩＤ磁束計で構成される心臓磁場の測定領域９は，被験者の胸壁（正面）８に対して平行に配置され，７行３列目のＳＱＵＩＤ磁束計１０が胸部の剣状突起１１の真上に位置するように測定領域９の位置合わせが行われる。測定領域９の座標系は，１行８列目のセンサ位置を原点とする。また，各ＳＱＵＩＤ磁束計で計測される心臓磁場データは，測定領域９に対して垂直な成分Ｂｚである。

なお，生体磁場のｘｙ（胸面）面に平行なｘ方向の磁場成分Ｂｘ及びｙ方向の磁場成分Ｂｙの時間変化を検出するＳＱＵＩＤ磁束計を，上記各ＳＱＵＩＤ磁束計の代わりに使用しても良い。この場合，検出された磁場成分Ｂｘ及び磁場成分Ｂｙから，周知の方法により得られるＣｕｒｒｅｎｔ ａｒｒｏｗ を，以下で説明するＣｕｒｒｅｎｔ ａｒｒｏｗの代わりに使用する。

図３は，本発明の実施例の生体磁場計測装置において，背面（後面）から心臓磁場を計測する場合の，ＳＱＵＩＤ磁束計の配列と被験者との位置関係を説明する図である。６４個のＳＱＵＩＤ磁束計で構成される心臓磁場計測装置の測定領域９は，被験者の胸壁（背面）８に対して平行に配置され，７行６列目のＳＱＵＩＤ磁束計１２が胸部の剣状突起１１の真裏の点１３の垂直方向上に位置するように測定領域９の位置合わせが行われる。

以下，正面と背面の電流分布及び電流分布の大きさの分布が３次元心臓標準モデル上に連続的に投影でき，心臓の形態に合わせて心筋内電流分布の視覚化を可能とする生体磁場計測装置の実施例について説明する。

実施例１では，３名の健常者の心臓の大きさの平均値を用いて，複数の被験者に適用可能な３次元標準モデルを作成する。実施例１では，３名の健常者の画像データから標準心臓モデルを作成するが，１名の健常者の画像データ，又は，２名以上の画像データを使用しても良い。

図４は，本発明の実施例１において，核磁気共鳴イメージング装置（以下，ＭＲＩ装置と略記する）による測定領域を説明する図である。ＭＲＩ装置による測定領域１４は，被験者の胸壁（正面）８の前額面における３００ｍｍ×３００ｍｍとする。心臓の３次元的な構造を画像化するため，ｚ軸に沿って５ｍｍの間隔で計測領域１４を移動させ，スライス厚１ｍｍのＭＲＩ画像を取得した。標準モデルの作成は，以下の（１）〜（３）処理に従って実行する。
（１）３名の各被験者のＭＲＩ画像から心臓の輪郭座標を抽出し，３次元心臓モデルを作成する。
（２）各被験者の３次元心臓モデルの重心座標を計算し，重心から各輪郭点までの距離を計算する。
（３）３名の被験者の３次元心臓モデルについて，重心から各輪郭点までの平均距離を計算し，その平均距離に基づいて３次元標準モデルを作成する。３名の被験者の心臓の大きさを平均化して３次元標準モデルを作成する。

図５は，本発明の実施例１において，３名の被験者の心臓の大きさを平均化して求めた３次元標準モデル１５の例を示す図である。

次に，標準モデルの位置決め方法について説明する。標準モデルの位置決めに使用する心臓の位置情報として洞結節の座標を用いる。洞結節とは，心臓のリズムを支配する組織（右房と上大静脈の移行部に存在）であり，その座標位置は，洞結節の興奮に始まる心房興奮時相であるＰ波の初期時相のダイポール（磁場源）推定より特定できる。ここで，ダイポール推定法とは，生体内の電気生理学的活動を１つのダイポールで代表させ，そのダイポールの位置（ｘ_ｄ’，ｙ_ｄ’，ｚ_ｄ’），向きθおよびモーメントＱを推定する方法であり，（数１）を最小とする最適化問題に帰着する。
Ｆ_１（ｘ_ｄ’，ｙ_ｄ’，ｚ_ｄ’，θ，Ｑ）＝
Σ（Ｂ_ｔ，ｉ−ＱＬ_ｉ（ｘ_ｄ’，ｙ_ｄ’，ｚ_ｄ’，θ））^２／
Σ（Ｂ_ｔ，ｉ） …（数１）
ここで，Ｂ_ｔ，ｉ（ｉ＝１，２，・・・，６４）は生体磁場計測装置の各センサで計測されるある時刻ｔでの磁場の法線成分，Ｌ_ｉはビオ・サバールの式より導かれる係数を表している。また，分子および分母のΣは，ｉ＝１〜６４の加算を表す。このダイポール推定法を用いることで，洞結節近辺の局所的な心筋興奮部位を比較的に精度よく推定できる。

標準モデルの位置決め方法は，以下の（１）〜（３）処理に従って実行される。
（１）図５に示すように，標準モデル１５上に洞結節の座標（ｘ_ｄ，ｙ_ｄ，ｚ_ｄ）１６を設定する。
（２）図６に示すように，正面での計測面１７又は／及び背面での計測面１８で計測されたＰ波の初期時相の心臓磁場データを用いてダイポール推定を行ない，ダイポール座標１９（ｘ_ｄ’，ｙ_ｄ’，ｚ_ｄ’）を導出する。

図６は，本発明の実施例１において，正面及び背面での心臓磁場の計測面１７，１８と，推定されたダイポール座標１９の位置関係を説明する図である。
（３）ダイポール座標１９と標準モデル１５上の洞結節の座標１６が重なる位置に標準モデル１５を移動する。

次に，標準モデルへの正面と背面の電流分布及び電流分布の大きさ分布の投影方法を説明する。ここで，電流分布及び電流分布の大きさの分布の計算方法として，ＣＡＭを使用する。ＣＡＭとは，生体磁場計測装置の各計測点での磁場の法線成分Ｂｚの空間微分から得られる電流アロー（Ｃｕｒｒｅｎｔ ａｒｒｏｗ，以下，ＣＡと略記する）Ｉ（ｘ，ｙ）を，生体内電流分布とする方法である。ＣＡＭは，２次元平面上への投影図として得られる。ここで，各計測点でのＩ（ｘ，ｙ）のｘ成分，ｙ成分は，（数２）で近似され，電流分布の大きさは（数３）から導かれる。
Ｉ_ｘ（ｘ，ｙ）＝ｄＢ_ｚ（ｘ，ｙ）／ｄｙ
Ｉ_ｙ（ｘ，ｙ）＝−ｄＢ_ｚ（ｘ，ｙ）／ｄｘ …（数２）
｜Ｉ(ｘ，ｙ)｜＝√｛（Ｉ_ｘ（ｘ，ｙ））２＋（Ｉ_ｙ（ｘ，ｙ））２｝ …（数３）
ＣＡＭを標準モデルに投影する際，正面のＣＡＭを標準モデルの正面側に，背面のＣＡＭを標準モデルの背面側にそれぞれ投影する。投影方法は，標準モデルの各座標の真上に位置するＣＡを標準モデルの座標の電流ベクトルとする方法を用いる。しかし単に，標準モデルの正面側と背面側にＣＡＭを投影すると，正面と背面のＣＡＭの電流値の基準レベルが異なるため，接合部分にＣＡＭの不連続分布が生じてしまう。これは，正面，背面での計測面から心臓までの距離が異なることに起因する。そこで，以下の処理に従って，正面と背面のＣＡＭの電流値の基準レベルを調節する。

図７は，本発明の実施例１において，重み係数Ｗの計算方式を説明するための図である。
（１）図７に示すように，前額面から標準モデルの見た最外郭の座標２０（（ｘ_ｎ，ｙ_ｎ），ｎ＝１，２，…，Ｎ）を抽出する。
（２）図７に示すように，座標２０（ｘ_ｎ，ｙ_ｎ）に投影される，正面での計測面１７のＣＡの大きさＩ_ｆ（ｘ_ｎ，ｙ_ｎ）（正面での電流分布の大きさ）２１，背面での計測面１８のＣＡの大きさＩ_ｂ（ｘ_ｎ，ｙ_ｎ）（背面での電流分布の大きさ）２２を（数３）により計算する。
（３）Ｉ_ｆ（ｘ_ｎ，ｙ_ｎ）２１及びＩ_ｂ（ｘ_ｎ，ｙ_ｎ）２２を用いて，（数４）を最小とする重み係数Ｗを計算する。（数４）で，Σはｎ＝１〜Ｎの加算を表わす。
Ｆ（Ｗ）＝Σ（Ｉ_ｆ（ｘ_ｎ，ｙ_ｎ）−Ｗ×Ｉ_ｂ（ｘ_ｎ，ｙ_ｎ））^２ …（数４）
（４）心臓磁場データの一心拍または全時間に渡って（数４）を計算し，Ｆ（Ｗ）が最小となる心臓の時相の重み係数Ｗを，好適なＷとして用いる。これは，一心拍または全時間のうちで（数４）を最小にする心筋興奮の時相で，正面と背面の心臓磁場データのＳ／Ｎが最も良いことに基づいている。
（５）正面のＣＡＭ，係数Ｗで重み付けされた背面のＣＡＭを，標準モデル上に投影する。但し，より連続的な電流分布を得るため，正面と背面のＣＡＭが投影される接合領域でのＣＡＭの補間計算をする。

図８は，本発明の実施例１において，ダイポール推定結果に基づく標準モデルの位置を示す図であり，健常者Ａに対して標準モデルの位置合わせを行った結果例を示す図である。図８において，実線に囲まれた白の領域はＭＲＩ画像による被験者Ａの心臓の領域２３を表している。また，実線に囲まれた黒の領域は，位置合わせ後の標準モデル２４に対応する。図８に示すように，本手法は実際の心臓とほぼ同じ位置に標準モデルを置くことができた。

図９は，本発明の実施例１において，健常者Ａの一心拍でのＦ（Ｗ）の例を示す図である。図９に示すようにＦ（Ｗ）２５は，３つの心臓の時相（ＱＲＳ前半の時相２６，ＱＲＳ後半の時相２７，Ｔ波前半の時相２８）において，安定的に小さくなることが分かる。その中で，Ｆ（Ｗ）が最小となったのは，ＱＲＳ前半２６の２３６ｍｓｅｃであった。そこで，２３６ｍｓｅｃでの重み係数Ｗを用いて，正面のＣＡＭ，係数Ｗで重み付けされた背面のＣＡＭを標準モデルに投影する。

図１０は，本発明の実施例１において，重み付けした電流分布の投影結果例であり，位置合わせ後の標準モデル２９上へ，Ｐ波後半での正面のＣＡＭ，係数Ｗで重み付けされた背面のＣＡＭを投影した結果例を示す図である。図１０（Ａ）は標準モデルの背面から見た投影図，図１０（Ｂ）は正面から見た投影図，図１０（Ｃ）は心臓に向かって右側面から見た投影図，図１０（Ｄ）は心臓に向かって左側面から見た投影図である。図１０（Ａ）〜図１０（Ｄ）に示す，方向と長さをもつ矢印は電流ベクトル３０を，白の領域３１は電流ベクトルの大きさが小である領域を，灰色の領域３２は電流ベクトルの大きさが中程度である領域を，黒の領域３３は電流ベクトルの大きさが大である領域を，それぞれ表している。なお，図１０（Ａ）〜図１０（Ｄ）では，表示を容易にするために電流ベクトルの大きさを３段階としているが，実際にはカラー表示を用いて，１２８又は５１２段階で電流ベクトルの大きさを区分けして，表示する（以下に説明する，図１１，図１３，図２０，図２１，図２３についても同様である）。

Ｐ波後半での心筋興奮は心房興奮の時相であり，右心房に比べ左心房の興奮が比較的強くなる。図１０（Ａ），図１０（Ｂ）から，電流強度の大きな領域が右心房と左心房領域にあり，特に左心房の興奮領域が右心房に比べて大きいことがわかる。また，図１０（Ｃ），図１０（Ｄ）から明らかなように，標準モデルへ投影した，正面のＣＡＭ，係数Ｗで重み付けされた背面のＣＡＭは連続的な分布であることが分かる。

本発明の実施例１において，正面のＣＡＭ，係数Ｗで重み付けされた背面のＣＡＭの投影結果は，ｚ方向の負および正方向から見た投影結果である図１０（Ａ）及び図１０（Ｂ），又は，ｘ方向の正及び負方向から見た投影結果である図１０（Ｃ）及び図１０（Ｄ）を同一画面に表示する。

図１１は，本発明の実施例１において，重み付けしない電流分布の投影結果例であり，位置合わせ後の標準モデル２９上へ，Ｐ波後半での正面のＣＡＭ，背面のＣＡＭを投影した結果例を示す図である。即ち，図１１は，本発明の実施例１において，電流値の基準レベルの調整を行なわなかったときの投影結果例を示す図である。被験者，解析時刻は図１０と同じである。図１１（Ａ）は標準モデルの背面から見た投影図，図１１（Ｂ）は正面から見た投影図，図１１（Ｃ）は心臓に向かって右側面から見た投影図，図１１（Ｄ）は心臓に向かって左側面から見た投影図ある。図１１（Ａ）〜図１１（Ｄ）に示す，方向と長さをもつ矢印は電流ベクトル３４を，白の領域３５は電流ベクトルの大きさが小である領域を，灰色の領域３６は電流ベクトルの大きさが中程度である領域を，黒の領域３７は電流ベクトルの大きさが大である領域を，それぞれ表している。

図１１（Ａ），図１１（Ｂ）から，電流強度の大きな領域が右心房に集中しており，左心房の興奮は確認できない。また，図１１（Ｃ），図１１（Ｄ）から明らかなように，正面と背面の接合領域において，ＣＡＭが不連続な分布となることが分かる。以上の結果から，図１０に示す結果のように，電流値の基準レベルの調整を行なうことで，心臓の電気生理学的現象に一致した心筋内電流分布画像を得ることができた。

図１２を用いて，本発明の実施例１における処理の流れを説明する。まず，処理１０１で一連の処理を開始し，処理１０２で，心臓磁場（正面，背面）を計測し，処理１０３で，測定磁場から電流分布（正面，背面）を計算する。処理１０４−１で，図５の説明に従い，標準モデル上に洞結節１６の座標を設定する。処理１０５−１で，Ｐ波の初期時相でのダイポール推定から得られるダイポール座標１９を計算する（図６）。処理１０６で，処理１０４−１で設定した洞結節１６の座標と処理１０５−１で計算したダイポール座標１９を用いて，標準モデルの位置合わせを行なう。処理１０７で，図７で説明したように電流分布（正面，背面）の電流値の基準レベルを調整し，処理１０８で，標準モデル上へ電流分布（正面，背面）及び電流分布の大きさ（正面，背面）を投影し，コンピューター７の画面上に投影結果を表示する。最後に，処理１０９は，一連の処理を終了する。

図１３は，本発明の実施例１を要約して説明する図である。図１３の左図は図７と同じである。実施例１では，胸面に垂直なｚ方向の磁場成分を胸部正面１７と背面１８の２方向から計測し，２方向の電流分布及び電流分布の大きさの分布２１，２２を計算した。３名の健常者の心臓形態に関する平均データから３次元標準モデルを作成し，洞結節の座標及び左心室領域の座標を用いて被験者毎の位置合わせを行なった。

さらに，設定した心臓の境界２０上での胸部正面と背面の電流分布の大きさの分布が最も一致するような重み係数を計算し，２方向の電流分布及び電流分布の大きさの分布２１，２２の電流値の基準レベルを合わせた。この重み付けされた２方向の電流分布及び電流分布の大きさの分布を位置合わせ後の標準モデル２９に投影することで，図１３の右図に示す心筋内電流分布画像の３次元表示を得た。図１３において，方向と長さをもつ矢印は電流ベクトル３０を，白の領域３１は電流ベクトルの大きさが小である領域を，灰色の領域３２は電流ベクトルの大きさが中程度である領域を，黒の領域３３は電流ベクトルの大きさが大である領域を，それぞれ表している。

実施例１による心筋内電流分布画像の３次元表示では，上記のように電流値の基準レベルの調整を行なうので，心臓の電気生理学的現象に一致した心筋内電流分布画像を得ることができるという効果を得ることができる。

実施例２では，心臓の位置情報として左心室領域の座標を用いて標準モデルの位置を決定する。左心室は大動脈に血液を送り出す部分であり，他の部位と比較して心筋が最も厚い。この左心室領域の座標は，心室の再分極過程の時相であるＴ波の等積分図から求めることができる。ここで，等積分図とは，電流分布の大きさを任意の区間で時間積分し，時間積分値が等しい点を結ぶ２次元図であり，電流分布としてＣＡＭを用いると（数５）から計算される。
Ｉ_ｓｕｍ（ｘ，ｙ）＝∫｜Ｉ_ｔ(ｘ，ｙ)｜ｄｔ …（数５）
（数５）の積分区間はＴ_１からＴ_２であり，Ｉ_ｔ(ｘ，ｙ)はある時刻ｔでのＣＡＭを示しており，（数３）から計算できる。ここで，（数５）より，等積分図はある時間内に流れる心筋電流量の総和に対応することが分かる。そのため，Ｔ波の等積分図の強度の大きな領域は，心筋が最も厚く，心筋電流量も大きい左心室領域に対応すると仮定できる。標準モデルの位置決め方法は，以下の（１）〜（４）の処理によって実行される。

図１４は，本発明の実施例２において，３次元標準モデルの左心室領域を抽出する方法を説明する図である。

図１５は，本発明の実施例２において，Ｔ波の等積分図を計算し，積分値がある閾値（予め定められるしきい値）以上の領域を抽出する方法を説明する図である。
（１）図１４に示すように，３次元標準モデル１５からＺ＝Ｚ_０の２次元領域３８を抽出し，更に，ＤＥＦ点で構成される左心室領域の座標３９（（ｘ_０，ｋ，ｙ_０，ｋ），ｋ＝１，２，…，Ｋ）を抽出する。
（２）図１５に示すように，（数５）より生体磁場計測装置の測定領域１７でのＴ波区間の等積分図４０を計算し，ある閾値以上の積分値をもつ領域の座標４１（（ｘ’_ｍ，ｙ’_ｍ），ｍ＝１，２，…，Ｍ）を抽出する。ここで，Ｍ＝Ｋとする。
（３）左心室領域の座標（ｘ_０，ｋ，ｙ_０，ｋ）３９と等積分図４０から得られる座標４１（ｘ’_ｍ，ｙ’_ｍ）との差で表される２乗平均誤差Ｆ_２を（数６）のように定義し，Ｆ_２を最小とする標準モデルの移動量（Δｘ，Δｙ）を求める。（数６）で，分子及び分母のΣはｋ＝１〜Ｋの加算を表わす。
Ｆ_２（Δｘ，Δｙ）＝√｛Σ［（ｘ_０，ｋ＋Δｘ―ｘ’_ｋ）２＋
（ｙ_０，ｋ＋Δｙ−ｙ’ _ｋ）２］｝／
√｛Σ［（ｘ’_ｋ）２＋（ｙ’_ｋ）２］｝ …（数６）
（４）（数６）より得られる標準モデルの移動量（Δｘ，Δｙ）を用いて，標準モデルの位置決めを行なう。

以上説明した標準モデルの位置決め方法による位置決め結果は，実施例１の位置合わせ結果（図８）とほぼ同じであった。標準モデル上への，正面と背面のＣＡＭの投影は，実施例１と同じ方法を使用する。３次元標準モデルと，正面のＣＡＭ，重み付けされた背面のＣＡＭとを合成した，実施例２によって得られる画像表示結果は，実施例１の画像表示結果（図１０）と同じであった。実施例２においても，実施例１と同じ効果を得ることができる。

図１２を用いて，本発明の実施例２における処理の流れを説明する。実施例１における処理の流れと同様に，処理１０１から処理１０３を実行する。処理１０４−２で，図１４の説明に従い，３次元標準モデルから左心室領域の座標３９を抽出する。処理１０５−２で，図１５の説明に従い，Ｔ波の等積分図を計算し，等積分図４０からある閾値以上の積分値をもつ領域の座標４１を抽出する。処理１０６で，処理１０４−２で抽出した左心室領域の座標３９と処理１０５−２で抽出した等積分図の座標４１を用いて，標準モデルの位置合わせを行なう。処理１０６から処理１０９は，実施例１の処理の流れと同様なので説明を省略する。

実施例３は，心臓の位置情報として洞結節の座標と左心室領域の座標を用いて標準モデルの位置を決定する。標準モデルの位置決め方法は，以下の（１）〜（４）の処理によって実行される。

図１６は，本発明の実施例３において，３次元標準モデルの左心室領域の抽出と，標準モデル上への洞結節の座標設定を説明する図である。

図１７は，本発明の実施例３において，等積分図から抽出された領域，推定されたダイポール座標を示す図である。
（１）図１６示すように，３次元標準モデル（図１４）１５からＺ＝Ｚ_０の２次元領域３８を抽出し，更に，ＤＥＦ点で構成される左心室領域の座標３９（（ｘ_０，ｋ，ｙ_０，ｋ），ｋ＝１，２，…，Ｋ）を抽出する。更に，標準モデル上に洞結節１６の座標（ｘ_ｄ，ｙ_ｄ，ｚ_ｄ）を設定する。
（２）図１７に示すように，（数５）よりＴ波の等積分図を計算し，積分値がある閾値以上の座標４１（（ｘ’_ｍ，ｙ’_ｍ），ｍ＝１，２，…，Ｍ：Ｍ＝Ｋ）を抽出する。更に，図１７に示すように，Ｐ波の初期時相の心臓磁場データを用いてダイポール推定を行ない，ダイポール座標１９（ｘ’_ｄ，ｙ’_ｄ，ｚ’_ｄ）を導出する。
（３）左心室領域の座標３９（ｘ_０，ｋ，ｙ_０，ｋ）と等積分図４０から得られる座標４１（ｘ’_ｍ，ｙ’_ｍ）との差，及び，洞結節１６の座標（ｘ_ｄ，ｙ_ｄ，ｚ_ｄ）とダイポール座標１９（ｘ’_ｄ，ｙ’_ｄ，ｚ’_ｄ）との差の和で表される二乗平均誤差Ｆ_３を（数７）のように定義し，Ｆ_３を最小とする標準モデルの移動量（Δｘ，Δｙ）を求める。また，（数８）を用いて，Δｚを計算する。（数７）の分子及び分母のΣは，ｋ＝１〜Ｋの加算を表わす。
Ｆ₃（Δｘ，Δｙ）＝√｛Σ［（ｘ_０，ｋ＋Δｘ―ｘ’_ｋ）２＋
（ｙ_０，ｋ＋Δｙ―ｙ’_ｋ）２］｝／
√｛Σ［（ｘ’_ｋ）２＋（ｙ’_ｋ）２］｝＋
√｛［（ｘ_ｄ＋Δｘ―ｘ’_ｄ）２＋
（ｙ_ｄ＋Δｙ―ｙ’_ｄ）２］｝／
√｛［（ｘ’_ｄ）２＋（ｙ’_ｄ）２］｝ …（数７）
Δｚ＝ｚ’_ｄ―ｚ_ｄ …（数８）
（４）（数７），（数８）より得られる標準モデルの移動量（Δｘ，Δｙ，Δｚ）を用いて，標準モデルの位置を決定する。

以上説明した標準モデルの位置決め方法による位置決め結果は，実施例１の位置合わせ結果（図８）とほぼ同じであった。標準モデル上への正面と背面のＣＡＭの投影は，実施例１と同じ方法を使用する。３次元標準モデルと，正面のＣＡＭ，重み付けされた背面のＣＡＭとを合成した，実施例３によって得られる画像表示結果は，実施例１の画像表示結果（図１０）と同じであった。実施例３においても，実施例１と同じ効果を得ることができる。

図１２を用いて，本発明の実施例３における処理の流れを説明する。実施例１，実施例２における処理の流れと同様に，処理１０１から処理１０３を実行する。（ａ）実施例１における処理の流れと同様に，処理１０４−１で，図１６の説明に従い，標準モデル上に洞結節１６の座標を設定する。処理１０５−１で，図１７の説明に従いＰ波の初期時相でのダイポール推定から得られるダイポール座標１９を計算する。一方，実施例２における処理の流れと同様に，（ｂ）処理１０４−２で，図１６の説明に従い，３次元標準モデルから左心室領域の座標３９を抽出する。処理１０５−２で，図１７の説明に従い，Ｔ波の等積分図４０からある閾値以上の積分値を持つ領域の座標４１を抽出する。次に，上記の（ａ），（ｂ）による２つの情報を用いて標準モデルの位置合わせを行なう。
処理１０７から処理１０９は，実施例１，実施例２の処理の流れと同様であるので説明を省略する。

実施例４では，生体磁場計測装置の計測面（正面，背面）の最外郭のＣＡＭが等しくなるような重み係数Ｗを用いて，正面と背面の電流値の基準レベルを調整する。次の５つの処理に従って，正面と背面のＣＡＭの電流値の基準レベルを調節する。

図１８は，本発明の実施例４において，重み係数Ｗの計算方式を説明するための図である。
（１）図１８に示すように，正面での計測面１７の境界の計測点４２上のＣＡの大きさＩ_ｆ（ｘ_ｎ，ｙ_ｎ）（ｎ＝１，２，…，Ｎ）を抽出する。
（２）図１８に示すように，背面での計測面１８の境界の計測点４２’上のＣＡの大きさＩ_ｂ（ｘ_ｎ，ｙ_ｎ）を計算する。
（３）Ｉ_ｆ（ｘ_ｎ，ｙ_ｎ）及びＩ_ｂ（ｘ_ｎ，ｙ_ｎ）を用いて，（数９）を最小とする重み係数Ｗを計算する。（数９）で，Σはｎ＝１〜Ｎの加算を表わす。
Ｆ（Ｗ）＝Σ（Ｉ_ｆ（ｘ_ｎ，ｙ_ｎ）−Ｗ×Ｉ_ｂ（ｘ_ｎ，ｙ_ｎ））^２ …（数９）
（４）心臓磁場データの一心拍または全時間に渡って（数９）を計算し，Ｆ（Ｗ）が最も小さくなる時相での重み係数Ｗを，好適なＷとして用いる。これは，一心拍または全時間のうちで（数９）を最小にする時相が，正面と背面の心臓磁場データのＳ／Ｎが最も良いことに基づいている。
（５）正面のＣＡＭ，重み付けされた背面のＣＡＭを，標準モデル上に投影する。但し，より連続的な電流分布を得るため，正面のＣＡＭ，背面のＣＡＭが投影される接合領域では補間領域を設定する。

標準モデルの位置決め方法としては，実施例１，実施例２及び実施例３で使用した３つの位置決め方法の何れかを使用する。３次元標準モデルと，正面のＣＡＭ，重み付けされた背面のＣＡＭとを合成した，実施例４において得られる画像表示結果は，実施例１の画像表示結果（図１０）と同じであった。実施例４においても，実施例１と同じ効果を得ることができる。

実施例５では，心磁計測領域の拡張を行ない，拡張された領域に対応する正面と背面の電流分布及び電流分布の大きさの分布をスプライン補間より導し，拡張された領域を含む正面と背面の電流分布及び電流分布の大きさの分布を標準モデルに投影する。

図１９は，本発明の実施例５において，心磁計測領域及び拡張される領域を示す図である。実施例１，実施例２，実施例３及び実施例４を用いて標準モデルの位置を求めた際，標準モデルは必ずしも心磁計測領域（心臓磁場データが計測された領域）４３内に含まれない場合がある。その場合，心磁計測路領域４３から外れた標準モデル部位に対応する電流分布及び電流分布の大きさの分布を求めることは困難である。

そこで，計測領域４３での複数の磁束計の配列と同じ配列条件で複数の磁束計が存在すると仮定した仮想的な拡張領域４４，４５を設定して，心磁計測領域４３の拡張を行なう。拡張領域４４，４５に対応する電流分布及び電流分布の大きさの分布を，心磁計測領域４３で計測された心臓磁場データを用いて，スプライン補間より導く。このようにして，拡張領域の最外郭４６をもつ拡張された電流分布及び電流分布の大きさの分布を求めることができる。

実施例５では，標準モデルの位置決め方法として，実施例１，実施例２及び実施例３による位置決め方法の何れかを適用する。標準モデル上への，正面と背面の拡張された電流分布及び電流分布の大きさの分布の投影は，実施例１及び実施例４の何れかの方法を適用する。３次元標準モデルと，正面，重み付けられた背面の電流分布及び電流分布の大きさの分布とを合成した，実施例５において得られる画像表示結果は，実施例１の画像表示結果（図１０）と同じであった。実施例５においても，実施例１と同じ効果を得ることができる。

図２０は，本発明の実施例６において，電流分布及び電流分布の大きさの標準モデル上への投影結果例を示す図であり，生体磁場計測装置のコンピューター７に表示される画面例４７を表す図である。

コンピューター７の表示画面４７には，複数の磁束計により測定される心臓から発する１つ，又は，複数の磁場波形の表示画面４８と，標準モデル上に投影された心筋内電流分布の表示画面４９が表示される。

表示画面４７は，表示画面４８に表示される磁場波形の表示設定を行なう設定画面５０と，標準モデルの位置決め方法を選択する選択画面５１と，標準モデルと，電流ベクトル及び電流ベクトルの大きさを合成した心筋内電流分布の画像表示を実行する表示画面５２と，心筋内電流分布のアニメーションを実行する実行画面５３とを有する。

設定画面５０は，表示波形の時間幅を設定する入力フィールド５６と，時間幅のオフセットを設定する入力フィールド５７と，表示波形の振幅の幅を設定する入力フィールド５８，振幅の幅のオフセットを設定する入力フィールド５９と，入力フィールド５６，５７，５８，５９の設定を表示画面４８に反映させる実行ボタン６０を有している。

選択画面５１は，３つの標準モデルの位置決め方法を選択するラジオボタン６１，６２，６３と，ラジオボタン６１，６２，６３で選択された何れかの位置決め方法を実行する実行ボタン６４を有する。ラジオボタン６１は，等積分図に基づく位置決め方法を選択し，ラジオボタン６２は，等積分図及び洞結節に基づく位置決め方法を選択し，ラジオボタン６３は，洞結節に基づく位置決め方法を選択する。

表示設定画面５２は，心筋内電流分布の表示時刻を設定する入力フィールド６５と，入力フィールド６５に入力した時刻を表示画面４８にバー５４として表示するとともに，入力フィールド６５の設定を表示画面４９に反映させる実行ボタン６７を有する。

実行画面５３は，アニメーションを実行する実行ボタン６８を有する。

表示画面４９は，心筋内電流分布の表示画面４９の視点方向の角度の調整を行なう入力フィールド６９と，電流分布の大きさ３１，３２，３３の表示範囲を選択する入力フィールド７０を有する。

表示画面４８には，心臓磁場波形の表示時間幅に対応するスクロールバー５５，表示画面５２のボタン６６を押すことで表示されるバー５４が配置されている。

表示画面４９には，標準モデルの視点を容易に理解できるように，標準モデルの右心房，左心房，右心室，左心室部位に，ＲＡ，ＬＡ，ＲＶ，ＬＶを表示するボックス７１と，視点方向のガイドを表示する画面７２が配置される。ボックス７１，画面７２のガイドは，標準モデルの表示角度が変わるとそれに従って自動的に変更される。また，表示画面４９には，先に説明済みの図１０に示されるようなｘ軸に対する正，負方向の心筋内電流分布画像（図１０（Ｃ），図１０（Ｄ））又はｚ軸に対する正，負方向の心筋内電流分布画像（図１０（Ｂ），図１０（Ａ））が表示される画面７３が配置される。次に，標準モデルを任意の視点方向から見たときの標準モデル上に投影された心筋内電流分布の表示について説明する。

図２１は，本発明の実施例６において，任意の視点方向の角度θ及びφを示す図である。

座標系７４は視点の座標系を示し，座標系７５は標準モデル２９の座標系を表している。ここで，標準モデル２９の座標系７４の原点Ｏ’を標準モデルの中心点７６に配置する。また，視点の位置Ｏ（任意）と標準モデル２９の中心点７６を結ぶ直線に沿って視点の位置Ｏまでｘ’軸を平行移動したものをｘ''軸７７とし，ｚ’軸を平行移動したものをｚ''軸７８とする。このとき，ｘ軸とｘ''軸が成す角度をθとする。また，ｚ軸とｚ''軸が成す角度をφとする。次に，標準モデル２９の座標系７５を標準モデル２９の最上端に配置し，標準モデルを任意の視点方向から見たときの標準モデル上に投影された心筋内電流分布の表示について説明する。

図２２は，本発明の実施例６において，任意の視点方向の角度θ’及びφ’を示す図である。
座標系７９は視点の座標系を示し，座標系７４は標準モデル２９の座標系を表している。ここで，標準モデル２９の座標系７４の原点Ｏ’を標準モデルの最上端８０に配置する。また，視点の位置Ｏ（任意）と標準モデル２９の最上端８０を結ぶ直線に沿って視点の位置Ｏまでｘ’軸を平行移動したものをｘ''軸７６とし，ｚ’軸を平行移動したものをｚ''軸７７とする。このとき，ｘ軸とｘ''軸が成す角度をθ’とする。また，ｚ軸とｚ''軸が成す角度をφ’とする。
尚，実施例１の画像表示結果である図１０の視点および実施例６の心筋内電流分布の表示画面４９に表示される標準モデルの視点は，標準モデル２９の座標系７３の原点Ｏ’を標準モデルの中心点７６に配置したときの表示である。ここで，図１０（Ａ），図１０（Ｂ），図１０（Ｃ），図１０（Ｄ）の視点（θ，φ）は，（０°，０°），（―１８０°，０°），（０°，―９０°），（０°，９０°）である。また，実施例６の標準モデルの視点（θ，φ）は，（―１００°，−１６０°）である。

以上のようにして，簡便な操作で，２方向から計測された心臓磁場データの解析を進めることができる。

実施例７では，Ｘ線ＣＴ装置及びＸ線透視撮像装置から得られる胸部画像データから標準モデルを作成する。標準モデルの位置合わせ方法は，実施例１，実施例２及び実施例３の何れかの方法を適用する。標準モデル上への，正面と背面のＣＡＭの投影方法は，実施例１，実施例４及び実施例５の何れかの方法を使用する。３次元標準モデルと，正面，重み付けられた背面の電流分布及び電流分布の大きさの分布とを合成した，実施例７において得られる画像表示結果は，実施例１の画像表示結果（図１０）と同じであった。実施例７においても，実施例１と同じ効果を得ることができる。

実施例８では，核磁気共鳴イメージング装置，Ｘ線ＣＴ装置及びＸ線透視撮像装置により撮影された各種世代の健常者の胸部画像データから，世代毎の平均的な心臓の大きさや形状を模擬した標準モデルを作成する。更に，標準モデル上へ電流分布を投影する際，解析の対象とする被験者の年齢に最も近い世代の標準モデルを使用する。標準モデルの位置合わせ方法は，実施例１，実施例２及び実施例３の何れかの方法を適用する。

標準モデル上への正面と背面のＣＡＭの投影方法は，実施例１，実施例４及び実施例５の何れかの方法を使用する。３次元標準モデルと，正面，重み付けられた背面の電流分布及び電流分布の大きさの分布とを合成した，実施例８において得られる画像表示結果は，実施例１の画像表示結果（図１０）と同じであった。実施例８においても，実施例１と同じ効果を得ることができる。

以下，正面と背面の電流分布及び電流分布の大きさの分布が被験者毎の３次元心臓モデル上に連続的に投影でき，心臓の形態に合わせて心筋内電流分布の視覚化を可能とする生体磁場計測装置の実施例について説明する。

実施例９では，解析対象とする被験者毎のＭＲＩ画像から心臓モデルを作成し，標準心臓モデルの代わりに使用する。このとき，作成される心臓モデルの各輪郭点はＭＲＩ画像の座標系に対応している。そこで，図４に示されるＭＲＩ座標系での剣状突起の座標１１と，図２に示される心磁計の座標系での剣状突起の座標１１を基準点として，各輪郭点の座標を心磁計の座標系への変換する。この結果，心磁計の座標位置に対応した心臓モデルの位置を決定できる。
被験者毎の心臓モデル上への正面と背面のＣＡＭの投影方法は，実施例１，実施例４及び実施例５の何れかの方法を使用する。
図２３は本発明の実施例９において，重み付けした電流分布の投影結果例であり，被験者毎の心臓モデル８１上へ，Ｐ波後半での正面のＣＡＭ，係数Ｗで重み付けされた背面のＣＡＭを投影した結果を示す図である。被験者は，実施例１の図１０と同じである。図２３（Ａ）は被験者毎の心臓モデルの背面からみた投影図，図２３（Ｂ）は正面からみた投影図，図２３（Ｃ）は心臓に向かって右側面から見た投影図，図２３（Ｄ）は心臓に向かって左側面から見た投影図である。図２３（Ａ）〜図２３（Ｄ）に示す，方向と長さを持つ矢印は電流ベクトル８２を，白の領域８３は電流ベクトルの大きさが小である領域を，灰色の領域８４は電流ベクトルの大きさが中程度である領域を，黒の領域８５は電流ベクトルの大きさが大である領域を，それぞれ表している。

実施例１でも説明したように，Ｐ波後半での心筋興奮は心房興奮の時相であり，右心房に比べて左心房の興奮が比較的強くなる。図２３（Ａ），図２３（Ｂ）から，電流強度の大きな領域が右心房と左心房領域にあり，特に左心房の興奮が右心房に比べて大きいことが分かる。また，図２３（Ｃ），図２３（Ｄ）から明らかなように，被験者毎の心臓モデルへ投影した，正面のＣＡＭ，係数Ｗで重み付けされたＣＡＭは連続的な分布であることが分かる。以上の結果から，図２３に示すように結果のように，電流値の基準レベルの調整を行なうことで，心臓の電気生理学的現象に一致した心筋内電流分布画像を得ることができた。

本発明の生体磁場計測装置では，正面と背面の電流分布及び電流分布の大きさの分布を３次元心臓標準モデル上に連続的に投影でき，心臓形態に合わせた心筋内電流分布の視覚化を可能とする。

本発明の実施例の生体磁場計測装置の構成例を示す図。 本発明の実施例の生体磁場計測装置において，胸面（正面）から心臓磁場を計測する場合の，ＳＱＵＩＤ磁束計の配列と被験者との位置関係を説明する図。 本発明の実施例の生体磁場計測装置において，背面（後面）から心臓磁場を計測する場合の，ＳＱＵＩＤ磁束計の配列と被験者との位置関係を説明する図。 本発明の実施例１において，核磁気共鳴イメージング装置による測定領域を説明する図。 本発明の実施例１において，３名の被験者の心臓の大きさを平均化して求めた３次元標準モデルの例を示す図。 本発明の実施例１において，正面及び背面での心臓磁場の計測面と，推定されたダイポール座標の位置関係を説明する図。 本発明の実施例１において，重み係数Ｗの計算方式を説明するための図。 本発明の実施例１において，ダイポール推定結果に基づく標準モデルの位置を示す図であり，健常者Ａに対して標準モデルの位置合わせを行った結果例を示す図。 本発明の実施例１において，健常者Ａの一心拍でのＦ（Ｗ）の例を示す図。 本発明の実施例１において，重み付けした電流分布図の投影結果例であり，位置合わせ後の標準モデル上へ，正面のＣＡＭ，重み付けされた背面のＣＡＭを投影した結果例を示す図。 本発明の実施例１において，重み付けしない電流分布の投影結果例を示す図。 本発明の実施例１，実施例２，実施例３における処理の流れを示す図。 本発明の実施例１を要約して説明する図。 本発明の実施例２において，３次元標準モデルの左心室領域を抽出する方法を説明する図。 本発明の実施例２において，Ｔ波の等積分図を計算し，積分値がある閾値以上の領域を抽出する方法を説明する図。 本発明の実施例３において，３次元標準モデルの左心室領域の抽出と，標準モデル上への洞結節の座標設定を説明する図。 本発明の実施例３において，等積分図から抽出された領域，推定されたダイポール座標を示す図。 本発明の実施例４において，重み係数Ｗの計算方式を説明するための図。 本発明の実施例５において，心磁計測領域及び拡張される領域を示す図。 本発明の実施例６において，電流分布及び電流分布の大きさの標準モデル上への投影結果例を示す図であり，コンピューターに表示される表示画面例を表す図。 本発明の実施例６において，視点方向の角度θ及びφを示す図。 本発明の実施例６において，視点方向の角度θ’及びφ’を示す図。 本発明の実施例９において，重み付けした電流分布図の投影結果例であり，被験者毎の心臓モデル上へ，正面のＣＡＭ，重み付けされた背面のＣＡＭを投影した結果例を示す図。

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…ベッド，５…駆動回路，６…アンプフィルタユニット，７…コンピューター，８…胸壁，９…計測領域，１０…７行３列目のＳＱＵＩＤ磁束計，１１…剣状突起，１２…７行６列目のＳＱＵＩＤ磁束計，１３…剣状突起の真裏の点，１４…ＭＲＩ装置の計測領域，１５…３次元標準モデル，１６…３次元標準モデルの洞結節，１７…正面での計測面，１８…背面での計測面，１９…ダイポール座標，２０…前額面から見た標準モデルの最外郭座標，２１…正面での電流分布の大きさ，２２…背面での電流分布の大きさ，２３…被験者Ａの心臓の領域，２４…位置合わせ後の標準モデル，２５…一心拍でのＦ（Ｗ），２６…ＱＲＳ波前半の時相，２７…ＱＲＳ波後半の時相，２８…Ｔ波前半の時相，２９…位置合わせ後の標準モデル，３０，３４…電流ベクトル，３１，３５…電流ベクトルの大きさが小である領域，３２，３６…電流ベクトルの大きさが中程度である領域，３３，３７…電流ベクトルの大きさが大である領域，３８…３次元標準モデルのｚ＝ｚ０の面，３９…左心室領域の座標，４０…Ｔ波の等積分図，４１…閾値以上の積分値を持つ領域の座標，４２…正面の計測点（境界），４２’…背面の計測点（境界），４３…心磁計測領域，４４，４５…拡張領域，４６…拡張領域の最外郭，４７…コンピューターに表示される表示画面例，４８…心臓磁場波形の表示画面，４９…心筋内電流分布の表示画面，５０…心臓磁場波形の設定画面，５１…位置決め方法の選択画面，５２…心筋内電流分布の表示を実行する表示画面，５３…アニメーションを実行する実行画面，５４…バー，５５…磁場波形の表示時間幅のスクロールバー，５６…表示波形の時間幅を設定する入力フィールド，５７…時間幅のオフセットを設定する入力フィールド，５８…表示波形の振幅の幅を設定する入力フィールド，５９…振幅のオフセットを設定する入力フィールド，６０…波形表示の設定を実行するボタン，６１…等積分図に基づく位置決め方法を選択するラジオボタン，６２…等積分図と洞結節に基づく位置決め方法を選択するラジオボタン，６３…洞結節に基づく位置決め方法を選択するラジオボタン，６４…標準モデルの位置決めを実行するボタン，６５…心筋内電流分布の表示時間を設定する入力フィールド，６６…入力フィールドに入力した時刻を画面４８にバーとして表示するボタン，６７…心筋内電流分布の画像表示を実行するボタン，６８…アニメーションを実行するボタン，６９…標準モデルの視点角度を設定する入力フィールド，７０…電流分布の大きさの表示範囲を設定する入力フィールド，７１…ガイドを表示するボックス，７２…ガイドを表示する画面，７３…２方向からの心筋内電流分布の画像の表示画面，７４…視点の座標系，７５…標準モデルの座標系，７６…標準モデルの中心点，７７…ｘ''軸，７８…ｚ''軸，７９…視点の座標系，８０…標準モデルの最上端，８１…被験者毎の心臓モデル，８２…電流ベクトル，８３…電流ベクトルの大きさが小である領域，８４…電流ベクトルの大きさが中程度である領域，８５…電流ベクトルの大きさが大である領域，１０１…スタート，１０２…心臓磁場の計測（正面，背面），１０３…電流分布の導出（正面，背面），１０４−１…洞結節の座標の設定，１０４−２…左心室領域の抽出，１０５−１…ダイポール座標の推定，１０５−２…等積分図の導出，１０６…標準モデルの位置合わせ，１０７…電流値レベルの調整，１０８…標準モデルへの電流分布の投影及び表示，１０９…エンド。

Claims (17)

1. 生体から発生する生体磁場のｘｙ面に垂直なｚ方向の磁場成分の時間変化，又は，前記生体磁場のｘｙ面に平行なｘ方向の磁場成分及びｙ方向の磁場成分の時間変化を対向する２方向から計測し，前記生体の胸面に平行な（ｘ，ｙ）座標の座標位置に２次元に配置される複数の磁束計と，前記２方向の複数の磁束計の出力信号の演算を行なう演算装置と，前記演算の結果を表示する表示装置とを有し，前記演算装置は，
   （１）前記出力信号から前記２方向の電流分布及び／又は前記２方向の電流分布の大きさの分布を求める演算，
   （２）所定の期間に於ける前記出力信号に基づいて等積分図を求め，該等積分図が所定の閾値を越える領域を求める演算，
   （３）所定の時点での前記出力信号から１つの電流源の大きさ方向及び位置を推定する演算，
   （４）前記１つの電流源の大きさ，方向及び位置を仮定して，前記所定の時点での前記２方向の電流分布及び／又は前記２方向の電流分布の大きさの分布を求める演算，
   のうちの少なくとも１つの演算と，
   （５）前記少なくとも１つの演算により得られた結果を用いて，心臓の形状を模擬する３次元の心臓モデルを表わすデータと，前記（１）で得られる前記２方向の電流分布及び／又は前記２方向の電流分布の大きさの分布との位置合わせを行なうための変換演算と，
   （６）位置合わせされた前記２方向の電流分布及び／又は前記２方向の電流分布の大きさの分布間での電流値の基準レベルを合わせるための演算と，
   （７）前記基準レベルを合わせた前記２方向の電流分布及び／又は前記２方向の電流分布の大きさの分布を，前記ｚ方向から前記３次元の心臓モデルを表わすデータの（ｘ，ｙ）座標にそれぞれ投影した合成画像データを求める演算と，を行ない，
   前記表示装置に前記合成画像データが２次元又は３次元表示されることを特徴とする生体磁場計測装置。
2. 請求項１に記載の生体磁場計測装置に於いて，前記演算装置は，前記ｚ方向から見た前記３次元の心臓モデルを表わすデータの最外郭の境界データの（ｘ，ｙ）座標の座標位置で，前記（１）で求められる前記２方向の電流分布及び／又は前記２方向の電流分布の大きさの分布が最も一致するような重み係数を計算し，前記（６）の演算を行なうことを特徴とする生体磁場計測装置。
3. 請求項１に記載の生体磁場計測装置に於いて，前記演算装置は，前記（１）で求められる前記２方向の電流分布及び／又は前記２方向の電流分布の大きさの分布の境界上の分布が最も一致するような重み係数を計算し，前記（６）の演算を行なうことを特徴とする生体磁場計測装置。
4. 請求項１に記載の生体磁場計測装置に於いて，前記所定の期間がＴ波の出現する期間であることを特徴とする生体磁場計測装置。
5. 請求項１に記載の生体磁場計測装置に於いて，前記所定の時点がＰ波の開始時点であることを特徴とする生体磁場計測装置。
6. 請求項１に記載の生体磁場計測装置に於いて，前記演算装置は，前記生体磁場の計測領域の外部に，前記計測領域での前記複数の磁束計の配列と同じ配列条件で複数の磁束計が存在すると仮定した仮想的な拡張領域を設定して，前記拡張領域での前記複数の磁束計の出力信号を前記計測領域での複数の磁束計の出力信号の補間により求める処理を行ない，前記（１），（２），（３），（４）のうちの少なくとも１つの演算を行なうことを特徴とする生体磁場計測装置。
7. 請求項１に記載の生体磁場計測装置に於いて，前記演算装置は，前記（５）の演算で，前記３次元の心臓モデルを表わすデータに於ける洞結節の位置と前記電流源の推定位置とのずれが最小となるように，前記洞結節の位置と前記電流源の推定位置との位置合わせを行なうことを特徴とする生体磁場計測装置。
8. 請求項１に記載の生体磁場計測装置に於いて，前記演算装置は，前記（５）の演算で，前記３次元の心臓モデルを表わすデータに於ける左心室の領域と前記等積分図の前記所定の閾値を越える領域とのずれが最小となるように，前記左心室の領域と前記所定の閾値を越える領域との位置合わせを行なうことを特徴とする生体磁場計測装置。
9. 請求項１に記載の生体磁場計測装置に於いて，前記演算装置は，前記（５）の演算で，前記３次元の心臓モデルを表わすデータに於ける洞結節の位置と前記電流源の推定位置とのずれ，及び，前記３次元の心臓モデルを表わすデータに於ける左心室の領域と前記等積分図の前記所定の閾値を越える領域とのずれが最小となるように，前記洞結節の位置と前記電流源の推定位置との位置合わせ，及び，前記左心室の領域と前記所定の閾値を越える領域との位置合わせを行なうことを特徴とする生体磁場計測装置。
10. 請求項１に記載の生体磁場計測装置に於いて，前記演算装置は，前記（５）の演算で，前記（１）で求められる前記２方向の電流分布及び／又は前記２方向の電流分布の絶対値の分布とのずれが最小となるように，前記（４）に於ける前記１つの電流源の大きさ，方向及び位置の前記仮定を変更して，位置合わせを行なうことを特徴とする生体磁場計測装置。
11. 請求項１に記載の生体磁場計測装置に於いて，前記表示装置に，前記（１），（２），（３），（４）の演算の実行を選択する演算選択ボタンが表示され，選択された前記演算選択ボタンに対応する演算が実行されることを特徴とする生体磁場計測装置。
12. 請求項１に記載の生体磁場計測装置に於いて，前記表示装置に，前記合成画像データと前記複数の磁束計の出力信号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。
13. 請求項１に記載の生体磁場計測装置に於いて，前記表示装置に，前記合成画像データが３次元表示され，前記合成画像データの３次元表示の画像上に心臓の各組織に対応する名称が表示されることを特徴とする生体磁場計測装置。
14. 請求項１に記載の生体磁場計測装置に於いて，前記３次元心臓モデルを表すデータに，核磁気共鳴イメージング装置又はＸ線ＣＴ装置により撮影される心臓の３次元画像データを用いることを特徴とする生体磁場計測装置。
15. 生体から発生する生体磁場のｘｙ面に垂直なｚ方向の磁場成分の時間変化，又は，前記生体磁場のｘｙ面に平行なｘ方向の磁場成分及びｙ方向の磁場成分の時間変化を対向する２方向から計測し，前記生体の胸面に平行な（ｘ，ｙ）座標の座標位置に２次元に配置される複数の磁束計と，前記２方向の複数の磁束計の出力信号の演算を行なう演算装置と，前記演算の結果を表示する表示装置とを有し，前記演算装置は，
    前記出力信号から前記２方向の電流分布及び／又は前記２方向の電流分布の大きさの分布を求める演算と，
    心臓の形状を模擬する３次元の心臓モデルを表わすデータの（ｘ，ｙ）座標に，前記２方向の電流分布及び／又は前記２方向の電流分布の大きさの分布が連続になるように前記ｚ方向から投影した合成画像データを求める演算と，を行ない，
    前記表示装置に，任意の視点方向から見た前記合成画像データが２次元又は３次元表示されることを特徴とする生体磁場計測装置。
16. 請求項１５に記載の生体磁場計測装置に於いて，前記表示装置に前記ｚ方向の正および負方向から見た前記合成画像データが個別に２次元又は３次元表示されることを特徴とする生体磁場計測装置。
17. 請求項１５に記載の生体磁場計測装置に於いて，前記表示装置に前記ｘ方向の正および負方向から見た前記合成画像データが個別に２次元又は３次元表示されることを特徴とする生体磁場計測装置。
    

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