JP2008142154A - 生体磁場計測装置および生体モデルへの平行投影方法 - Google Patents

生体磁場計測装置および生体モデルへの平行投影方法 Download PDF

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Abstract

【課題】計測した磁場データに基づいて、心筋内の電流分布を適切な電流値として求めることができる生体磁場計測装置および生体モデルへの平行投影方法を提供する。
【解決手段】各磁束計におけるｚ方向の磁場成分のｘ方向の変化量およびｙ方向の変化量に、各磁束計のｚ座標点から各磁束計の直下に位置する心臓モデルを構成する座標データの各ｚ座標点間の距離に対応した磁場電流換算係数を乗算することで電流分布ベクトルおよび電流分布ベクトルの大きさを導出する演算手段（電流値換算部８５）と、電流分布ベクトルおよび電流分布ベクトルの大きさをｚ方向から心臓モデルを構成する座標データの各座標点に平行投影した合成画像データを求める演算手段（ＣＡＭ画像生成部８６、合成画像生成部８７）と、を有する生体磁場計測装置等である。
【選択図】図３

Description

本発明は、生体が発する微弱な磁場を計測するＳＱＵＩＤ（Ｓｕｐｅｒｃｏｎｄｕｃｔｉｎｇ Ｑｕａｎｔｕｍ Ｉｎｔｅｒｆｅｒｅｎｃｅ Ｄｅｖｉｃｅ：超電導量子干渉素子）磁束計を用いた生体磁場計測装置、および、計測した磁場データに基づいて推定される電流分布の生体モデルへの平行投影方法に関する。
近年、心筋内の電気活動を無侵襲に可視化する装置として、心磁計が開発されている（例えば、非特許文献１，２参照）。心磁計とは、心臓から生じる微弱な磁場を無侵襲かつ非接触に多点で計測し、この計測した磁場データに基づいて心筋内の電気活動を推定する装置である。
心磁計による心筋内の電気活動を推定する一つの方法として、計測した磁場データから心筋内の２次元および３次元の電流分布を推定する方法がある。このように、磁場データから電流分布を解析する方法は一般に生体磁場逆問題と呼ばれ、生体内の電流源から生じる磁場を計測する順問題と対比される。
現在、生体磁場逆問題に適用される代表的な解析手法には、Ｌｅｖｅｎｂｅｒｇ−Ｍａｒｑｕｒｄｔ法（例えば、非特許文献３参照）、最小二乗法（例えば、非特許文献４，５参照）、ウィナーフィルタ（例えば、非特許文献６参照）等がある。ただし、これらの解析手法は、逆問題の解である電流分布を一意に推定できない、逆問題固有の不適切性を包含している。
そこで、この逆問題の不適切性を克服するために、Ｔｉｋｈｏｎｏｖの正則化法を組み合わせた逆問題解析方法が提案されている。Ｔｉｋｈｏｎｏｖの正則化法とは、逆問題解析に用いられる残差項に安定化項（正則化項）を加えることで、逆問題の不適切性を改善する方法である。
一方、心磁計による心筋内の電気活動を推定する他の方法として、電流アロー図（Ｃｕｒｒｅｎｔ Ａｒｒｏｗ Ｍａｐ：以下「ＣＡＭ」という）が開発されている（例えば、非特許文献７参照）。ＣＡＭは、心臓磁場の計測面に直交する磁場成分を空間微分することにより得られる２次元平面上のベクトルを近似的に生体内の電流分布とすることにより、心筋内の電気活動を視覚化する方法である。
従って、ＣＡＭを用いることで、心筋内の電気活動を視覚化できるので、心磁計の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る。また、ＣＡＭを用いることで、患者に対しても検査結果をわかりやすく提供できる。例えば、ＣＡＭを心疾患解析に適用することで、心房粗動の異常心房興奮（例えば、非特許文献８参照）やＱＴ延長症候群の異常心室興奮（例えば、非特許文献９参照）が視覚化されている。さらに、心臓の形態を模擬した３次元心臓モデルとＣＡＭとを合成する方法である、Ｐｒｏｊｅｃｔｅｄ ＣＡＭ（以下「ＰＣＡＭ」という）が提案されており、このＰＣＡＭによれば、３次元心臓モデル上に心筋内の電気活動を視覚化できるので、心筋興奮部位を医師や患者が容易に理解することができる（例えば、非特許文献１０参照）。
K.Tsukada,et.al.," Multichanel SQUID system detecting tangential components of the cardiac magnetic field ",Rev. Sci. Instruments,vol.66,pp. 5085-5091,1995. K.Tsukada,et.al.," A simplified superconducting interference device system to analyze vector components of a cardiac magnetic field ",Proc.20th Int.Conf.IEEE/EMBS(Hong Kong),pp.524-527,1998. K.Pesola,et.al.," The effect of geometric and topologic differences in boundary element models on magnetocardiographic localization accuracy ",IEEE Trans.Biomed.Eng.,vol.47,pp.1237-1246,2000. J.Sarvas," Basic mathematical and electromagnetic concepts of the biomagnetic inverse problem ",Phys.Med.Biol.,vol.32,pp.11-22,1987. J.Nenonen,et.al.," Current-density estimation of excise-induced ischemia in patients with multivessel coronary artery disease ",J.Electrocardiol., vol.34(suppl.),pp.37-42,2001. W.E.Smith," Estimation of the spatio-temporal correlations of biological electrical sources from their magnetic fields ",IEEE Trans.Biomed.Eng.,vol. 39,pp.997-1004,1992. 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. S. Yamada,et.al.," Noninvasive, direct visualization of macro-reentrant circuits by using magnetocardiograms: initiation and persistence of atrial flutter ",Europace,vol.5,pp.343-350,2003. A. Kandori,et.al.," Detection of spatial repolarization abnormalities in patients with LQT1 and LQT2 forms of congenital long-QT syndrome ",Physiol. Meas.,vol.23,pp.603-614,2002. K. Ogata,et al.," Visualization of three-dimensional cardiac electrical excitation using standard heart model and anterior and posterior magnetocardiogram ",Int. J. Cardiac. Imaging.,vol.22,pp.581-593,2006.
ここで、ＣＡＭを用いて心筋内の電気活動を推定する場合には、ＣＡＭによって算出される値が電流に近似される値であった。また、逆問題を解析して心筋内の電気活動を推定するために、Ｔｉｋｈｏｎｏｖの正則化法を適用した場合であっても、最適な正則化パラメータを決定する方法が未だに確立されていないという問題があった。
さらに、ＰＣＡＭでは、ＰＣＡＭにおいて心臓モデルに投影される従来のＣＡＭが、計測面から離れた心臓の電流よりも計測面から近い心臓の電流の影響を強く受けてしまうために、心臓磁場の計測面から離れた位置の心臓の電気活動（例えば、心室側壁）を適切に反映して、心臓モデル上に視覚化することが困難であるという問題があった。
そこで、本発明は、計測した磁場データに基づいて、心筋内の電流分布を適切な電流値として求めることを目的とする。
さらに、本発明は、心臓磁場の計測面から離れた位置の心臓の電気活動（例えば、心室側壁）を適切に反映して、心臓モデル上に視覚化することを目的とする。
前記課題を解決するために、本発明は、生体から発生する生体磁場の略体表面に沿ったｘｙ面に垂直なｚ方向の磁場成分、または、前記生体磁場の略体表面に沿ったｘｙ面に平行なｘ方向の磁場成分およびｙ方向の磁場成分を計測し、前記生体の体表面に平行な（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備えた生体磁場計測装置であって、前記演算装置は、磁場を計測される前記生体とは同一、または、異なる生体の画像データから、生体の形状を模擬する２次元または３次元の生体モデルを構成する座標データを抽出する座標データ抽出手段と、次の（１）および（２）のうち少なくとも１つを有することを特徴とする生体磁場計測装置である。
（１）任意の時点での各磁束計におけるｚ方向の磁場成分のｘ方向の変化量およびｙ方向の変化量を求める第１の演算手段と、前記各磁束計におけるｚ方向の磁場成分のｘ方向の変化量およびｙ方向の変化量に、前記各磁束計のｚ座標点から前記各磁束計の直下に位置する前記生体モデルを構成する座標データの各ｚ座標点間の距離に対応した磁場電流換算係数を乗算することで電流分布ベクトルおよび電流分布ベクトルの大きさを導出する第２の演算手段と、前記電流分布ベクトルおよび前記電流分布ベクトルの大きさをｚ方向から前記生体モデルを構成する座標データの各座標点に平行投影した合成画像データを求める第３の演算手段と、前記表示装置に前記合成画像データを表示させる第４の演算手段
（２）任意の時点での前記各磁束計におけるｘ方向の磁場成分およびｙ方向の磁場成分に、前記各磁束計のｚ座標点から前記各磁束計の直下に位置する前記生体モデルを構成する座標データの各ｚ座標点間の距離に対応した磁場電流換算係数を乗算することで電流分布ベクトルおよび電流分布ベクトルの大きさを導出する第５の演算手段と、前記電流分布ベクトルをｚ方向から前記生体モデルを表す座標データの前記（ｘ，ｙ）座標に平行投影した合成画像データを求める第６の演算手段と、前記表示装置に前記合成画像データを表示させる第７の演算手段
なお、他の発明については、明細書中で明らかにする。
本発明によれば、計測した磁場データに基づいて、心筋内の電流分布を適切な電流値として求めることができる。
さらに、本発明によれば、心臓磁場の計測面から離れた位置の心臓の電気活動（例えば、心室側壁）を適切に反映して、心臓モデル上に視覚化することができる。
以下、本発明を実施するための最良の形態（以下「実施形態」という）について、適宜図面を参照しながら詳細に説明する。
本実施形態は、計測した磁場データに基づいて、心筋内の電流分布を適切な電流値として、求めることができる生体磁場計測装置を提供するものである。言い換えると、本実施形態は、ＣＡＭを用いて電流分布を推定する視点においては、電流に近似される値を物理的な電流値に換算し、Ｔｉｋｈｏｎｏｖの正則化法を用いて生体磁場逆問題を解析する視点においては、最適な正則化パラメータを決定することによって、電流分布を求めることができる生体磁場計測装置を提供するものである。
また、本実施形態は、心臓磁場の計測面から離れた位置（例えば、心室側壁）の心臓の電気活動を適切に反映して、心臓モデル上に視覚化する生体磁場計測装置を提供するものである。
本実施形態において、「心臓モデル」とは、心臓の形状を模擬した２次元または３次元の心臓モデルであって、少なくとも座標データを含んで構成される。
ここで、前記の心臓モデルの説明において、「心臓の形状を模擬した」とは、少なくとも心臓の一部を模擬していればよく、例えば、心臓の表面（外観）を模擬する心臓モデル、心臓の内部構造を模擬する心臓モデル（２次元の断面等も含まれる）、または、心臓の時系列的な収縮を模擬した心臓モデルである。このような心臓モデルは、一般に、核磁気共鳴イメージング装置やＸ線ＣＴ装置等の診断装置による計測結果に基づいて作成することができる。そして、心臓モデルは、心臓磁場を計測した被験者と同一の被験者の心臓の形状を模擬したものであってもよく、異なる被験者の心臓の形状を模擬したものであってもよい。さらには、複数の被験者の心臓モデルを平均化して利用してもよく、典型的には、健常者の心臓モデルや、特定の疾患を有する患者の心臓モデル等が挙げられる。
図１は、本実施形態の生体磁場計測装置の全体構成を示す概略図である。図１に示すように、生体磁場計測装置１の構成要素は、磁気シールドルーム２の内部と外部とに分かれて配設される。
磁気シールドルーム２の内部には、複数のＳＱＵＩＤ磁束計を内部に配置して極低温に保持するクライオスタット３と、クライオスタット３を支持するガントリ４と、被験者（図示せず）が横になるベッド５が配置されている。ベッド５は、ベッド５の短軸（Ａ方向，ｙ方向）での移動とベッド５の長軸（Ｃ方向，ｘ方向）での移動と、ベッド５の上下方向（Ｂ方向，ｚ方向）での移動が可能であって、計測部位の位置合わせを容易に行うことができる。
磁気シールドルーム２の外部には、クライオスタット３内に配置される複数のＳＱＵＩＤ磁束計を駆動させる駆動回路６と、駆動回路６からの出力を増幅してフィルタをかけるアンプフィルタユニット７と、アンプフィルタユニット７からの出力信号をデータ収集し、収集されたデータ（以下、「磁場データ」という）を解析処理するとともに生体磁場計測装置１の各部の制御を行なう演算装置８と、演算装置８により解析処理された解析結果を表示する表示装置９が主に配置されている。
なお、本実施形態の生体磁場計測装置１は、生体から発する磁場を計測する装置において、特に、計測した磁場データの解析処理を行う演算装置８に特徴を有している。そのため、その他の計測等に関する装置の構成および動作は、被験者の計測部位に応じて、例えば、心磁計、脳磁計、肺磁計、筋磁計等の従来の生体磁場計測装置の構成および動作を適宜適用することができる。そして、本実施形態においては、特に、心臓磁場を計測する構成の生体磁場計測装置１を説明する。
図２は、複数のＳＱＵＩＤ磁束計の配列および被験者に対する配置の一例を説明するための図である。複数のＳＱＵＩＤ磁束計は、クライオスタット（図１参照）３の底部の内壁にｚ方向に沿って垂設し、胸壁１０に対して垂直なｚ方向の磁場成分Ｂｚを経時的に計測している。そして、複数のＳＱＵＩＤ磁束計は、磁気の距離変化量を的確に捉えられるように、ｘ方向およびｙ方向には等間隔に配列している。すなわち、複数のＳＱＵＩＤ磁束計による計測領域は、図２に示すように、正方格子状に区画され、被験者の胸壁１０に対して平行に配置された計測面１１として表現することができる。
本実施形態においては、一例として、ＳＱＵＩＤ磁束計間の距離が０．０２５ｍであって、計測面１１が０．１７５ｍ×０．１７５ｍ、ＳＱＵＩＤ磁束計の数が８×８のアレー状に配置した６４チャンネルの場合を説明する。図２に示す計測面１１の座標系においては、例えば、符号１２で示す７行３列目に対応するＳＱＵＩＤ磁束計が胸部の剣状突起１３の真上に位置するように、計測面１１の位置合わせを行う。このときには、１行８列目のＳＱＵＩＤ磁束計を座標系の原点Ｏとする。
＜演算装置の機能構成＞
図３は、演算装置８の機能構成を示すブロック図である。図３に示すように、演算装置８は、ＣＡＭ解析部８１（第１の演算手段）と、磁場電流換算直線生成部８２と、位置合わせ部８３（座標データ抽出手段、第８、第９、第１１、第１２、第１４の演算手段）と、輪郭座標抽出部８４と、電流値換算部８５（第２、第５、第１５の演算手段）と、ＣＡＭ画像生成部８６（第３、第６の演算手段）と、合成画像生成部８７（第３、第４、第６、第７の演算手段）と、生体磁場計測装置１の各部の制御を行なう制御部（図示せず）とを含んで構成される。
なお、演算装置８は、図示しないＣＰＵと記憶装置とを備え、ＣＰＵが記憶装置に格納されているプログラムを実行することによって各部の機能を実現することができる。また、制御部には、生体磁場計測装置１の各部の制御に用いられる回路が適宜備えられる。
ここで、本実施形態の演算装置８は、磁場データの解析処理において、心筋興奮にともない発生する電流分布と磁場とが以下に仮定する電流ダイポールモデルを満たすものとして演算処理を行う。
図４は、本実施形態で用いた電流ダイポールモデルを説明するための図である。図４に示すように、ｚ＝０ｍのｘｙ面１４（図２における計測面１１に相当する）に、８×８の格子状に計測点１５を配置する。
そして、心筋興奮の際の電流分布を、半無限平面導体１６中のｚ＝ｚｄのｘｙ面１７（平面Ａ’）上の座標ｒ’に存在する電流ダイポールＪ（ｒ’）（Ｊ（ｒ’）＝[Ｊｘ（ｒ’）Ｊｙ（ｒ’）Ｊｚ（ｒ’）]Ｔ）として仮定する。
そして、半無限平面導体１６中の体積電流を考慮しない場合、半無限平面導体１６外の計測点１５のうち、ｉ（ｉ＝１，２，・・・，Ｍ）番目の計測点ｒで計測される磁場Ｂｉ（ｒ）（Ｂｉ（ｒ）＝［Ｂｘ，ｉ（ｒ）Ｂｙ，ｉ（ｒ）Ｂｚ，ｉ（ｒ）］Ｔ）は、Ｂｉｏｔ−Ｓａｖａｒｔの法則に従って次の（１）式を用いて計算できる。
Ｂｉ（ｒ）＝∫Ｌｉ（ｒ’）・Ｊ（ｒ’）ｄｖ’ ・・・（１）
（１）式において、Ｌｉ（ｒ’）は電流ダイポールＪ（ｒ’）とｉ番目の計測点で計測される磁場Ｂｉ（ｒ）に関連するリードフィールド（磁場導出）行列である。そして、（１）式における積分は平面Ａ’の面積分である。（１）式の方程式を全ての計測点（Ｍ個）に対して適用し、電流ダイポールが存在する平面Ａ’をＮ個の領域に離散化すると、次の（２）式に示す行列方程式が得られる。
Ｂ＝ＬＪ ・・・（２）
（２）式において、Ｂは３Ｍ×１の磁場の列ベクトルを、Ｌは３Ｍ×３Ｎのリードフィールド行列を、Ｊは３Ｎ×１の電流ダイポールの列ベクトルを表している。なお、本実施形態においては、計測点数ＭはＳＱＵＩＤ磁束計の数である６４に相当するが、ＳＱＵＩＤ磁束計を含む計測装置の構成に応じて変更可能である。
ここで、計測磁場の法線成分Ｂｚに注目すると、（２）式は、次の（３）式に変換できる。
Ｂｚ＝ＬｚＪ ・・・（３）
（３）式において、ＢｚはＭ×１の列ベクトルを、ＬｚはＭ×３Ｎのリードフィールド行列を表している。通常、リードフィールド行列Ｌｚは、各ＳＱＵＩＤ磁束計の検出感度によって決定されるものであって、あらかじめ記憶装置に記憶されて演算処理の際には適宜記憶装置から読み出される。すなわち、この（３）式によれば、電流分布に対応して仮定された電流ダイポールＪ（ｒ’）と、磁場の法線成分Ｂｚとの関係が規定される。
<<ＣＡＭ解析部>>
図３に示すＣＡＭ解析部８１は、計測された磁場データに基づいて、特に逆問題を解析することなしに、近似的な電流分布を推定するものである。具体的には、近似的な電流分布は、磁場の法線成分Ｂｚの空間微分から得られる２次元平面（計測面１１）上のベクトルを、近似的な電流分布ベクトルＪＣＡＭとして扱うことによって、表現されるものである。また、ＪＣＡＭに基づいて生成される電流分布画像をＣＡＭ画像という。
なお、ＪＣＡＭは、ｘ成分ＪＣＡＭ ｘおよびｙ成分ＪＣＡＭ ｙ、ならびに、大きさ｜ＪＣＡＭ｜により構成される。
ここで、ＣＡＭ解析部８１が、計測された磁場データに基づいて近似的な電流分布ベクトルＪＣＡＭを算出する手順について説明する。
本実施形態のＣＡＭ解析部８１においては、ｉ（ｉ＝１，２，・・・，Ｍ）番目の計測点ｒでの磁場の法線成分Ｂｚ，ｉ（ｒ）の空間微分から得られる磁場の接線成分ＢＣＡＭ ｘ，ｉ（ｒ），ＢＣＡＭ ｙ，ｉ（ｒ）を、心筋内の近似的な電流分布ベクトルＪＣＡＭ ｉ（ｒ）として扱う。
従って、ＪＣＡＭ ｉ（ｒ）を構成するｘ成分ＪＣＡＭ ｘ，ｉ（ｒ）およびｙ成分ＪＣＡＭ ｙ，ｉ（ｒ）は、それぞれ、次の（４）式および（５）式から求めることができる。
ＪＣＡＭ ｘ，ｉ（ｒ）＝ＢＣＡＭ ｙ，ｉ（ｒ）＝ｄＢｚ，ｉ（ｒ）／ｄｙ ・・・（４）
ＪＣＡＭ ｙ，ｉ（ｒ）＝−ＢＣＡＭ ｘ，ｉ（ｒ）＝ｄＢｚ，ｉ（ｒ）／ｄｘ ・・・（５）
また、ＪＣＡＭ ｉ（ｒ）を構成する近似的な電流分布ベクトルの大きさ｜ＪＣＡＭ ｉ（ｒ）｜は、（４）式および（５）式を用いて次の（６）式により導出される。
｜ＪＣＡＭ ｉ（ｒ）｜＝√（（ＪＣＡＭ ｘ，ｉ（ｒ））２＋（ＪＣＡＭ ｙ，ｉ（ｒ））２） ・・・（６）
なお、（４）式および（５）式から明らかなように、ＣＡＭ解析部８１により求められる近似的な電流分布ベクトルＪＣＡＭの単位はＴ／ｍであって、電流値の物理量を示すものではない。
そして、ＣＡＭ解析部８１により算出されたＪＣＡＭは、電流値換算部８５に出力される。
<<磁場電流換算直線生成部>>
磁場電流換算直線生成部８２は、ＣＡＭ解析部８１により算出された近似的な電流分布ベクトルＪＣＡＭと、磁場電流換算直線生成部８２における生体磁場逆問題解析により推定される電流分布ベクトル（後記するＪＭＮＭＴＲに対応する）とを比較することにより、ＪＣＡＭを電流値に換算する磁場電流換算直線１００（図６参照）を生成するものである。
ここで、図５に示すように、磁場電流換算直線生成部８２は、逆問題解析部８２１と、電流分布比較部８２２と、ＪＣＡＭ−ＪＭＮＭＴＲ相関図生成部８２３と、電流源深さ推定部８２４（第１０、第１３の演算手段）と、電流源深さ−磁場電流換算係数相関図生成部８２５とを含んで構成される。
（逆問題解析部）
逆問題解析部８２１は、計測された磁場データに基づいて、生体磁場逆問題解析を行うことによって、生体内の電流分布を求めるものである。
具体的には、逆問題解析部８２１により推定される電流分布は、電流分布ベクトルＪＭＮＭＴＲとして表現される。また、ＪＭＮＭＴＲに基づいて生成される電流分布画像をＭＮＭＴＲ画像という。ＪＭＮＭＴＲの詳細な説明は後記する。
逆問題解析部８２１が生体磁場逆問題を解析する手法は特に限定しないが、まず、最小二乗法（Ｍｉｎｉｍｕｍ−Ｎｏｒｍ Ｍｅｔｈｏｄ：以下、略して「ＭＮＭ」という）を適用して解析する場合について説明する。ＭＮＭは、逆問題解析の代表的な手法の一つであり、磁場の計測値と計算値との二乗誤差を最小とすることにより、心筋内の電流分布を推定する方法である。
すなわち、ＭＮＭにおいて、心筋内の電流分布は次の（７）式に示す評価関数Ｆを最小とするように決定される。
Ｆ＝｜｜Ｂｚ−Ｂｚ ｍｅｓ｜｜２ ・・・（７）
（７）式において、Ｂｚは法線成分磁場の計算値、Ｂｚ ｍｅｓは法線成分磁場の計測値に対応する。そして、｜｜・｜｜はユークリッドノルムを表している。ここで、（３）式を利用すると、（７）式のＦを最小とする２次元の電流分布ベクトルＪＭＮＭは、次の（８）式により推定される。
ＪＭＮＭ＝（Ｌｚ ＴＬｚ）−１ＬｚＢｚ ｍｅｓ ・・・（８）
ところが、（８）式のＪＭＮＭの解を一意に求めることは困難である。これは、（８）式に用いられる行列Ｌｚ ＴＬｚの条件数が大きいために、その逆行列から得られる電流分布ベクトルＪＭＮＭに計測磁場の雑音や数値誤差が大きく混入することに起因する。このように、解を一意に決定できない問題は逆問題固有の性質であり、逆問題の不適切性と呼ばれる。
そこで、本実施形態においては、このような逆問題解析における問題点を改善するために、ＭＮＭにＴｉｋｈｏｎｏｖの正則化法を組み合わせて逆問題を解析する。Ｔｉｋｈｏｎｏｖの正則化法とは、逆問題解析に用いられる残差項に安定化項（正則化項）を加えることで、逆問題の不適切性を改善する方法である。以下において、Ｔｉｋｈｏｎｏｖの正則化法を組み合わせたＭＮＭをＭＮＭＴＲと記載し、ＭＮＭＴＲにより求められる２次元の電流分布ベクトルをＪＭＮＭＴＲと記載する。
すなわち、ＭＮＭＴＲにおいて、心筋内の電流分布ベクトルＪＭＮＭＴＲは次の（９）式に示す評価関数Ｆを最小とするように推定される。
Ｆ＝｜｜Ｂｚ（ＪＭＮＭＴＲ）−Ｂｚ ｍｅｓ｜｜２＋α｜｜ＲＪＭＮＭＴＲ｜｜ ・・・（９）
（９）式において、αは正則化パラメータと呼ばれる係数（正の定数）、Ｒは安定化行列と呼ばれる３Ｎ×３Ｎの行列である。ここで、（３）式を利用すると、（９）式のＦを最小とする２次元の電流分布ベクトルＪＭＮＭＴＲは、次の（１０）式により推定される。
ＪＭＮＭＴＲ＝（Ｌｚ ＴＬｚ＋αＲＴＲ）−１ＬｚＢｚ ｍｅｓ ・・・（１０）
（１０）式において、安定化行列Ｒには、例えば、単位行列Ｉを用いることができる。また、正則化パラメータαを求める方法としては、Ｇｅｎｅｒａｌｉｄ ｃｒｏｓｓ ｖａｌｉｄａｔｉｏｎ法やＬ−ｃｕｒｖｅ法等が提案されている。
なお、本実施形態においては、逆問題解析方法としてＭＮＭＴＲを用いたが、その他の解析方法（例えば、前記したＬｅｖｅｎｂｅｒｇ−Ｍａｒｑｕｒｔｄｔ法やウィナーフィルタ法等）を使用した場合も、ＭＮＭＴＲと同様の結果を得ることができる。
そして、逆問題解析部８２１により推定された電流分布ベクトルＪＭＮＭＴＲは、電流分布比較部８２２に出力される。
（電流分布比較部）
前記したように、逆問題解析部８２１において、生体磁場逆問題を解析することによって、ＪＭＮＭＴＲが推定される。しかしながら、このような逆問題解析方法を用いた場合であっても、安定的に正則化パラメータαを求めることができるわけではない。従って、ＪＭＮＭＴＲも常に適切な値が推定されるわけではない。
そこで、電流分布比較部８２２は、ＪＣＡＭとＪＭＮＭＴＲの分布パターンを比較することによって、適切なＪＭＮＭＴＲを決定する。また、適切なＪＭＮＭＴＲが決定されることによって、おのずと、適切な正則化パラメータαも決定されることとなる。
ここで、ＪＣＡＭとＪＭＮＭＴＲの分布パターンを比較するため、ＪＭＮＭＴＲの離散数Ｎと、ＪＣＡＭの座標点数（計測点数）Ｍは同じとする。
このとき、電流分布比較部８２２は、次の（１１）式に示す評価関数ＲＥｍｃｇを小さくするようにＪＭＮＭＴＲを決定する。
ＲＥｍｃｇ＝｜｜ＪＣＡＭ ｘ−ＪＭＮＭＴＲ ｘ｜｜２／｜｜ＪＭＮＭＴＲ ｘ｜｜２
＋｜｜ＪＣＡＭ ｙ−ＪＭＮＭＴＲ ｙ｜｜２／｜｜ＪＭＮＭＴＲ ｙ｜｜２ ・・・（１１）
（１１）式において、ＪＣＡＭ ｘおよびＪＣＡＭ ｙは近似的な電流分布ベクトルＪＣＡＭのｘ成分およびｙ成分の分布を、ＪＭＮＭＴＲ ｘおよびＪＭＮＭＴＲ ｙは電流分布ベクトルＪＭＮＭＴＲのｘ成分およびｙ成分の分布を表している。ＪＣＡＭ ｘ，ＪＣＡＭ ｙ，ＪＭＮＭＴＲ ｘおよびＪＭＮＭＴＲ ｙは，いずれもＭ×１の列ベクトルである。ここで、ＪＣＡＭ ｘ，ＪＣＡＭ ｙ,ＪＭＮＭＴＲ ｘおよびＪＭＮＭＴＲ ｙは、各分布の最大強度で規格化した値である。
なお、電流分布のパターンを比較するためのＪＣＡＭとＪＭＮＭＴＲは、必ずしも計測した磁場データに基づいて算出される必要はない。例えば、数値シミュレーションにおいて、仮定した電流ダイポールＪ（ｒ’）（図４参照）に数値を設定し、この設定した電流ダイポールＪ（ｒ’）から算出されるＪＣＡＭとＪＭＮＭＴＲの分布パターンを、それぞれ設定した電流ダイポールＪ（ｒ’）の分布パターンと比較することによっても評価することができる。
具体的には、数値シミュレーションにおいて、ＪＣＡＭとＪＭＮＭＴＲの分布パターンと、設定した電流ダイポールＪ（ｒ’）の分布パターンとは、次の（１２）式に従って比較される。
ＲＥｓｉｍ＝（｜｜ＪＣＡＬ ｘ−ＪＴＲＵＥ ｘ｜｜２／｜｜ＪＴＲＵＥ ｘ｜｜２
＋｜｜ＪＣＡＬ ｙ−ＪＴＲＵＥ ｙ｜｜２／｜｜ＪＴＲＵＥ ｙ｜｜２） ・・・（１２）
（１２）式において、ＪＴＲＵＥ ｘおよびＪＴＲＵＥ ｙは数値シミュレーションで設定した電流ダイポールＪ（ｒ’）のｘ成分およびｙ成分の分布を、ＪＣＡＬ ｘおよびＪＣＡＬ ｙは電流分布ベクトルＪＣＡＭまたはＪＭＮＭＴＲのｘ成分およびｙ成分の分布を表している。ＪＴＲＵＥ ｘ，ＪＴＲＵＥ ｙ，ＪＣＡＬ ｘおよびＪＣＡＬ ｘは、いずれもＭ×１の列ベクトルである。ここで、ＪＴＲＵＥ ｘ，ＪＴＲＵＥ ｙ，ＪＣＡＬ ｘおよびＪＣＡＬ ｙは、各分布の最大強度で規格化した値である。
すなわち、数値シミュレーションにおいては、（１２）式を用いて、電流ダイポールＪ（ｒ’）とＪＣＡＭの分布パターンの比較をＲＥｓｉｍとして算出し、同様に、（１２）式を用いて、電流ダイポールＪ（ｒ’）とＪＭＮＭＴＲの分布パターンの比較をＲＥｓｉｍとして算出し、それぞれのＲＥｓｉｍの値を比較することによって、間接的にＪＣＡＭの分布パターンと、ＪＭＮＭＴＲの分布パターンとを比較することができる。この数値シミュレーションを用いた電流分布のパターンの比較は、後記する実施例１でさらに詳細に説明する。
また、電流分布のパターンの比較を、（１１）式や（１２）式を用いて行う場合を説明したが、生成された電流分布画像（ＣＡＭ画像、ＭＮＭＴＲ画像）における輝度や輪郭の比較によって電流分布のパターンが近似しているかどうかを評価することもできる。この場合にも、ＪＣＡＭと近似する分布パターンを形成するＪＭＮＭＴＲが、適切なＪＭＮＭＴＲとして採用される。
そして、電流分布比較部８２２により決定された適切なＪＭＮＭＴＲは、ＪＣＡＭ−ＪＭＮＭＴＲ相関図生成部８２３に出力される。
（ＪＣＡＭ−ＪＭＮＭＴＲ相関図生成部）
ＪＣＡＭ−ＪＭＮＭＴＲ相関図生成部８２３は、複数の時点ｔｎにおける、ＪＣＡＭの大きさの最大値およびＪＭＮＭＴＲの大きさの最大値を抽出して相関図を生成し、さらに、その回帰直線を生成するものである。
ここで、ＪＣＡＭ−ＪＭＮＭＴＲ相関図生成部８２３が、回帰直線を生成する手順を説明する。
まず、ＪＣＡＭ−ＪＭＮＭＴＲ相関図生成部８２３は、複数の解析時刻（時点ｔｎ）を決定する。なお、時点ｔｎとしては，ｐ波，ＱＲＳ波，Ｔ波の各１０点程度を使用することが好ましい。
次に、ＪＣＡＭ−ＪＭＮＭＴＲ相関図生成部８２３は、複数の時点ｔｎにおける、ＪＣＡＭの大きさの最大値およびＪＭＮＭＴＲの大きさの最大値を抽出する。この最大値とは、例えば、ＣＡＭ画像やＭＮＭＴＲ画像内に描画される６４本のベクトルの中で、それぞれ最も長いベクトルの大きさに該当する。
そして、ＪＣＡＭ−ＪＭＮＭＴＲ相関図生成部８２３は、複数の時点ｔｎでのＪＣＡＭの大きさの最大値とＪＭＮＭＴＲの大きさの最大値との相関図を生成する。このとき、ＪＣＡＭの大きさの最大値とＪＭＮＭＴＲの大きさの最大値とは、正の強い相関を示す。
そこで、ＪＣＡＭ−ＪＭＮＭＴＲ相関図生成部８２３は、生成されたＪＣＡＭ−ＪＭＮＭＴＲ相関図において、回帰直線を生成する。ここで、この回帰直線の傾きを「磁場電流換算係数（ｙｐ）」という。回帰直線の傾きの値の単位は、（Ａ・ｍ）／（Ｔ／ｍ）である。
このように、同一の被験者（一定の電流源深さ）におけるＪＣＡＭの大きさの最大値およびＪＭＮＭＴＲの大きさの最大値に基づいて算出される磁場電流換算係数ｙｐは、同一の被験者で計測されたＪＣＡＭ（Ｔ／ｍ）を電流値（Ａ・ｍ）に換算する際に適用することができる。
このように、ＪＣＡＭ−ＪＭＮＭＴＲ相関図生成部８２３により算出される磁場電流換算係数ｙｐを用いれば、近似的な電流分布を表すＪＣＡＭを電流値に換算することができる。しかしながら、同一の被験者の計測データから生成される磁場電流換算係数ｙｐは、その被験者のみに適用されるものであって、電流源深さが異なる他の被験者に適用することはできない。
そこで、このような磁場電流換算係数ｙｐの適用対象を一般化するために、ＪＣＡＭ−ＪＭＮＭＴＲ相関図生成部８２３は、複数の被験者（複数の電流源深さｚｄ）からの計測データに基づいて、複数のＪＣＡＭ−ＪＭＮＭＴＲ相関図を生成し、それぞれの相関図において複数の磁場電流換算係数ｙｐ（回帰直線の傾き）を算出する。ＪＣＡＭ−ＪＭＮＭＴＲ相関図生成部８２３は、この複数の磁場電流換算係数ｙｐを、電流源深さ−磁場電流換算係数相関図生成部８２５に出力する。
（電流源深さ推定部）
電流源深さ推定部８２４は、ＳＱＵＩＤ磁束計の計測面１１（図２参照）から電流源までの電流源深さｚｄを推定するものである。電流源深さｚｄを推定する手段の一例として、本実施形態では、ダイポール推定法を適用している。
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（電流源に相当する）で代表させ、そのダイポール座標（ｘｄ，ｙｄ，ｚｄ）、向きθおよびモーメントＱを推定する方法であって、次の（１３）式を最小とする最適化問題に帰着する。
Ｆ１（ｘｄ，ｙｄ，ｚｄ，θ，Ｑ）＝
Σ（Ｂｚ，ｉ−ＱＬｉ（ｘｄ，ｙｄ，ｚｄ，θ））２／Σ（Ｂｚ，ｉ）２・・・（１３）
（１３）式において、Ｂｚ，ｉ（ｉ＝１，２，・・・，Ｍ）は生体磁場計測装置１の各ＳＱＵＩＤ磁束計で計測された所定時刻ｔ２での磁場の法線成分、ＬｉはＢｉｏｔ−Ｓａｖａｒｔの法則に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、複数のＳＱＵＩＤ磁束計に対応するｉ＝１〜Ｍの加算を表す。特に、ダイポール推定に用いる所定時刻ｔ２は、心筋内の電気活動が局所的である、ｐ波またはＱ波の初期時刻であることが好ましく、より好ましくはｐ波の初期時刻である。ダイポール推定にｐ波の初期時刻を用いるのは、洞結節が心臓のリズムを支配する組織であって、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波の初期時刻のダイポール推定により特定できることが知られているためである。
このように、ダイポール推定法を用いることで、計測した磁場データに基づいて、電流源である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。
電流源深さ推定部８２４は、この電流源深さｚｄを、電流源深さ−磁場電流換算係数相関図生成部８２５に出力する。
（電流源深さ−磁場電流換算係数相関図生成部）
電流源深さ−磁場電流換算係数相関図生成部８２５は、複数の電流源深さｚｄと、それぞれの電流源深さｚｄに対応する磁場電流換算係数ｙｐとの相関図を生成し、さらに、その回帰直線（磁場電流換算直線）を生成するものである。言い換えると、電流源深さ−磁場電流換算係数相関図生成部８２５は、被験者が異なれば、ダイポール推定により推定される電流源深さ（洞結節近辺の局所的な心筋興奮部位の深さ）が異なることを利用して、磁場電流換算直線を生成するものである。
ここで、電流源深さ−磁場電流換算係数相関図生成部８２５が、回帰直線（磁場電流換算直線）を生成する手順を説明する。
まず、電流源深さ−磁場電流換算係数相関図生成部８２５は、複数の電流源深さｚｄと、それぞれの電流源深さｚｄに対応する磁場電流換算係数ｙｐとの相関図を生成する。このとき、電流源深さｚｄと磁場電流換算係数ｙｐとは、負の強い相関を示す。
そこで、電流源深さ−磁場電流換算係数相関図生成部８２５は、生成された電流源深さ−磁場電流換算係数相関図において、回帰直線を生成する。ここで、この回帰直線を「磁場電流換算直線」（図６、符号１００参照）という。
このように、複数の被験者（複数の電流源深さｚｄ）と、それぞれの電流源深さｚｄに対応する磁場電流換算係数ｙｐに基づいて生成される磁場電流換算直線１００は、一例として、複数の被験者においてＪＣＡＭ（Ｔ／ｍ）を電流値（Ａ・ｍ）に換算する場合に適用することができる。また、他の例として、同一の被験者においても心臓のように立体的な形状により計測部位毎に計測面１１からの距離が異なるような場合に、ＪＣＡＭ（Ｔ／ｍ）を計測面１１から計測部位までの距離ｚｐに応じた電流値（Ａ・ｍ）へと換算する際の重み関数として、磁場電流換算直線１００を適用することができる。従って、以下の説明において、磁場電流換算直線１００を後者の例として用いる場合には、適宜、「電流源深さｚｄ」を「計測面１１から計測部位までの距離ｚｐ」に読み替えて説明するものとする。
そして、電流源深さ−磁場電流換算係数相関図生成部８２５により生成された磁場電流換算直線１００は、演算装置８の図示しない記憶手段に記憶され、適宜、電流値換算部８５（図３参照）により読み出される。この図示しない記憶手段は、一般に使用されるメモリやハードディスク装置によって実現することができる。また、この記憶手段には、磁場電流換算直線１００を記憶するだけでなく、ＪＣＡＭ−ＪＭＮＭＴＲ相関図生成部８２３で生成された相関図や回帰直線を記憶したり、また、特定の被験者（特定の電流源深さｚｄ）や特定の計測部位（特定の計測面１１から計測部位までの距離ｚｐ）に対応した磁場電流換算係数ｙｐ等をあらかじめ抜粋して記憶しておき、適宜読み出して演算処理に利用することもできる。
<<位置合わせ部>>
図３に戻って、位置合わせ部８３は、合成画像生成部８７でＣＡＭ画像と心臓モデルとを合成するにあたり、心臓モデルの位置合わせを行うものである。
ここで、図７、８を参照して、位置合わせ部８３が、３次元心臓モデルの位置合わせを行う手順について説明する。参照する図面において、図７は、洞結節の座標が設定された３次元心臓モデルを示す図であって、図８は、磁場データの計測面および磁場データに基づいて推定されたダイポール座標を示す図である。
まず、図７に示すように、位置合わせ部８３は、３次元心臓モデル１１１において、洞結節の座標（ｘｄ’，ｙｄ’，ｚｄ’）１１２を設定する。このとき、位置合わせ部８３は、洞結節の座標を設定するために、例えば、洞結節に特徴的な形状を自動的に検出する所定のプログラムを備えていてもよく、操作者が３次元心臓モデル１１１の画像を見ながら洞結節の座標を入力するための入力部（図示せず）を備える構成としてもよい。
次に、図８に示すように、位置合わせ部８３は、計測面１１で計測されたｐ波の初期時刻の心臓磁場データを用いてダイポール推定を行い、ダイポール座標１１３（ｘｄ，ｙｄ，ｚｄ）を推定する。なお、ダイポール推定については、電流源深さ推定部８２４で既に説明しているので重複する説明は省略する。ただし、ダイポール座標１１３（ｘｄ，ｙｄ，ｚｄ）は、電流源深さ推定部８２４で推定したダイポール座標（ｘｄ，ｙｄ，ｚｄ）と座標が同じであるとは限らず、ダイポール推定に用いる所定時刻ｔ２や磁場データ（被験者）によって相違しうる。
そして、位置合わせ部８３は、３次元心臓モデル１１１上に設定した洞結節の座標（ｘｄ’，ｙｄ’，ｚｄ’）１１２と、磁場データに基づいて推定されたダイポール座標１１３（ｘｄ，ｙｄ，ｚｄ）とが重なるように３次元心臓モデル１１１を移動させることにより、３次元心臓モデル１１１の位置合わせを行う。
そして、位置合わせされた３次元心臓モデル１１１は、輪郭座標抽出部８４および合成画像生成部８７に出力される。
<<輪郭座標抽出部>>
輪郭座標抽出部８４は、位置あわせ後の３次元心臓モデル１１１において、電流値の算出を所望する計測部位として心臓の各輪郭座標（ｒ’１，ｒ’２，…，ｒ’ｐ）（ｐ＝１，２，…，Ｐ）を抽出し、計測面１１から各輪郭座標までの距離ｚｐを算出するものである。本実施形態においては、計測面１１上の６４箇所の計測点１５（図４参照）から垂下される線と、位置合わせ後の３次元心臓モデル１１１の輪郭線との交点である、６４座標が、各輪郭座標（ｒ’１，ｒ’２，…，ｒ’ｐ）（ｐ＝１，２，…，６４）として抽出される。
そして、輪郭座標抽出部８４は、計測面１１から各輪郭座標までの距離ｚｐを、電流値換算部８５に出力する。
<<電流値換算部>>
電流値換算部８５は、近似的な電流分布ベクトルＪＣＡＭに磁場電流換算係数ｙｐを掛け合わせることによって、近似的な電流分布ベクトルＪＣＡＭを電流値に換算するものである。
特に、本実施形態の電流値換算部８５は、心臓のように立体的な形状により計測部位毎に計測面１１からの距離が異なるような場合に、ＪＣＡＭを計測面１１から計測部位までの距離ｚｐに応じた電流値へと換算するものである。
ここで、図面を参照して、電流値換算部８５が、電流値を算出する手順を説明する。図６は、磁場電流換算直線１００の一例を示す図である。
まず、電流値換算部８５は、記憶手段から磁場電流換算直線１００を読み出す。
そして、電流値換算部８５は、輪郭座標抽出部８３により抽出された計測面１１から各輪郭座標までの距離ｚｐ（図６に示す磁場電流換算直線１００においては、横軸の「計測面から生体内の電流源までの深さｚｄ」に相当する）を、磁場電流換算直線１００に代入し、各輪郭座標における磁場電流換算係数ｙｐを導出する。例えば、図６において、計測面１１から、ある輪郭座標までの距離ｚｐが−０．１０ｍのときには、磁場電流換算係数ｙｐ はおよそ１２００（Ａ・ｍ／Ｔ／ｍ）である。
そして、電流値換算部８５は、各輪郭座標毎に導出された磁場電流換算係数ｙｐを、ＣＡＭ解析部８１により算出された近似的な電流ベクトルＪＣＡＭに乗算することによって、電流値を算出する。具体的には、電流値換算部８５は、磁場電流換算係数ｙｐを、近似的な電流分布ベクトルＪＣＡＭを構成するｘ成分ＪＣＡＭ ｘ、ｙ成分ＪＣＡＭ ｙおよび大きさ｜ＪＣＡＭ｜に掛け合わせる。このとき算出された電流値の単位は（Ａ・ｍ）であって、電流値の物理量を示すものである。
そして、電流値算出部８５は、近似的な電流ベクトルＪＣＡＭから変換された電流値を、ＣＡＭ画像生成部８６に出力する。
<<ＣＡＭ画像生成部>>
ＣＡＭ画像生成部８６は、換算された電流値に基づいてＣＡＭ画像（電流分布画像）を生成するものである。
ＣＡＭ画像生成部８６が生成するＣＡＭ画像の様式は、従来のＣＡＭで生成されるＣＡＭ画像と同様に、２次元平面上にベクトルで描画されたものであることが好ましい。
また、ＣＡＭ画像生成部８６は、ＪＣＡＭから変換された電流値に基づいてＣＡＭ画像を生成するだけでなく、電流値に変換される前のＪＣＡＭから直接にＣＡＭ画像（電流分布画像）を生成したり、ＪＭＮＭＴＲからＭＮＭＴＲ画像（電流分布画像）を生成したりして、合成画像生成部８７に出力してもよい。
<<合成画像生成部>>
合成画像生成部８７は、電流値に基づいて生成されたＣＡＭ画像と３次元心臓モデルとを合成した合成画像を生成するものである。
本実施形態においては、心臓の輪郭座標を計測部位として説明しているので、３次元心臓モデルの表面上にＣＡＭ画像が描画された合成画像が生成されることになる。
また、合成画像生成部８７は、ＪＣＡＭから変換された電流値に基づいて生成されたＣＡＭ画像だけでなく、電流値に変換される前のＪＣＡＭから直接生成されたＣＡＭ画像（電流分布画像）や、ＪＭＮＭＴＲから生成されたＭＮＭＴＲ画像（電流分布画像）を、３次元心臓モデルに合成する構成としてもよい。
そして、合成画像生成部８７により生成された合成画像は、表示装置９に出力される。
（表示画面例１）
図９は、生体磁場計測装置１の表示装置９に表示される表示画面の一例を示す図であって、ＪＣＡＭから直接生成されたＣＡＭ画像（磁場電流換算直線を用いた換算を行わないＣＡＭ画像）を表示する表示画面である。
図９に示すように、表示装置９の表示画面４８には、複数のＳＱＵＩＤ磁束計により計測された経時的な磁場波形を表示する磁場波形表示欄４９と、ＪＣＡＭから直接生成されたＣＡＭ画像６８を表示するＣＡＭ表示欄５０とを含んで表示される。また、表示画面４８には、磁場波形表示欄４９に表示される磁場波形の表示条件を入力するための磁場波形表示条件入力欄５１と、ＪＣＡＭを算出する演算条件を入力するためのＣＡＭ演算条件入力欄５２と、ＣＡＭ画像６８の表示条件を入力するためのＣＡＭ表示条件入力欄５３と、ＪＣＡＭから電流値に換算する演算条件を入力するための電流値演算条件入力欄５４とを含んで表示される。
磁場波形表示欄４９には、心臓磁場波形６０と、磁場波形表示条件入力欄５１における入力に対応して表示されるバー６１と、心臓磁場波形６０の表示時間幅に対応するスクロールバー６２が表示される。
ＣＡＭ表示欄５０には、ＣＡＭ画像６８と、表示されるＣＡＭ画像６８の近似的な電流強度値（ＪＣＡＭの大きさ）に対応したカラーバー６９と、カラーバー６９の最大値表示７０と、カラーバー６９の最小値表示７１が表示される。
磁場波形表示条件入力欄５１は、表示される磁場波形の時間幅を設定する入力フィールド５５と、時間幅のオフセットを設定する入力フィールド５６と、表示される磁場波形の振幅の幅を設定する入力フィールド５７と、振幅の幅のオフセットを設定する入力フィールド５８と、これらの入力フィールド５５〜５８の設定を磁場波形表示欄４９に反映させる実行ボタン５９を有している。
ＣＡＭ演算条件入力欄５２は、計算するＣＡＭ画像６８の枚数（マップ数）を設定する入力フィールド６３と、計算するＣＡＭ画像６８の開始時間を設定する入力フィールド６４と、計算するＣＡＭ画像６８の時間間隔を設定する入力フィールド６５と、これらの入力フィールド６３〜６５の設定値に従いＪＣＡＭを計算し、ＣＡＭ画像６８をＣＡＭ表示欄５０に表示させる実行ボタン６６と、入力フィールド６３〜６５の設定値をクリアするクリアボタン６７を有している。
ＣＡＭ表示条件入力欄５３は、ＣＡＭ画像６８のカラーマップの最大値表示７０を設定する入力フィールド７２と、ＣＡＭ画像６８のカラーマップの最小値表示７１を設定する入力フィールド７３と、これらの入力フィールド７２，７３の設定をＣＡＭ表示欄５０に反映させる実行ボタン７４を有している。
電流値演算条件入力欄５４は、計測面からの心臓の深さ、つまり、ＳＱＵＩＤ磁束計の計測面から心臓までの電流源深さｚｄを設定する入力フィールド７５と、ＪＣＡＭを電流値へ換算する際に利用する換算直線（標準直線、個別直線）を選択するラジオボタン（演算選択ボタン）７６，７７と、ラジオボタン７６，７７で選択された換算直線を計算して表示させる表示ボタン７８と、入力フィールド７５，ラジオボタン７６，７７の設定に従い、ＪＣＡＭを電流値へ換算する実行ボタン７９と、入力フィールド７５，ラジオボタン７６，７７の設定をキャンセルするキャンセルボタン８０を有している。
なお、図中にラジオボタン７６で示す標準直線とは、磁場電流換算直線１００に相当し、ラジオボタン７７で示す個別直線とは、所定の電流源深さｚｄにおいて生成されたＪＣＡＭ−ＪＭＮＭＴＲ相関図の回帰直線に相当する。また、図９では選択された換算直線（標準直線、個別直線）は示されていないが、適宜表示されるものとする。
図１０は、図９で示すＣＡＭ表示欄５０に、電流値に換算後のＣＡＭ画像６８が表示された場合の表示画面である。図１０に示すように、電流値演算条件入力欄５４の実行ボタン７９を押した後、ＣＡＭ表示欄５０に電流値へ換算後のＣＡＭ画像６８が表示される。また、カラーバー６９の最大値表示７０と、カラーバーの最小値表示７１は、それぞれ、電流値の最大値と最小値の表示に変更される。このとき、カラーバーの単位も、図９のＴ／ｍから物理的な電流の単位（Ａ・ｍ）の表示に変更される。
また、ＣＡＭ表示欄５０に電流値へ換算されたＣＡＭ画像６８が表示されているときに、電流値演算条件入力欄５４のキャンセルボタン８０を押すと、電流値に換算前のＣＡＭ画像６８が再度表示される。
なお、図９および図１０では、電流値に換算前のＣＡＭ画像と換算後のＣＡＭ画像とを、入力に応じて順次表示させる構成としているが、両者を同一画面内に表示させる画面構成としてもよい。
（表示画面例２）
図１１は、生体磁場計測装置１の表示装置９に表示される表示画面の一例を示す図であって、最適なＪＭＮＭＴＲから直接生成されたＭＮＭＴＲ画像を表示する表示画面である。
図１１に示す表示画面例２においては、図９を参照して説明した本実施形態の表示画面例１と比較して、ＭＮＭＴＲ画像１６８を表示するＭＮＭＴＲ表示欄１５０と、生体内電流分布演算条件入力欄１５２と、ＭＮＭＴＲ表示条件入力欄１５４とにおいて相違する。従って、重複する部分に関しては説明を省略し、本例において特徴的な部分に関して詳細に説明する。
図１１に示すように、ＭＮＭＴＲ表示欄１５０には、ＭＮＭＴＲ画像１６８と、表示されるＭＮＭＴＲ画像１６８の電流強度値（ＪＭＮＭＴＲの大きさ）に対応したカラーバー１６９と、カラーバー１６９の最大値表示１７０と、カラーバー１６９の最小値表示１７１が表示される。
生体内電流分布演算条件入力欄１５２は、計算するＣＡＭ画像６８およびＭＮＭＴＲ画像１６８の枚数（マップ数）を設定する入力フィールド１６３と、計算するＣＡＭ画像６８およびＭＮＭＴＲ画像１６８の開始時間を設定する入力フィールド１６４と、計算するＣＡＭ画像６８およびＭＮＭＴＲ画像１６８の時間間隔を設定する入力フィールド１６５と、ＭＮＭＴＲ画像１６８の計算に使用する計測面からの心臓の深さ、つまり、ＳＱＵＩＤ磁束計の計測面から心臓までの電流源深さｚｄを設定する入力フィールド１７５と、入力フィールド１６３，１６４，１６５，１７５の設定値に従い電流分布ベクトル（ＪＣＡＭおよびＪＭＮＭＴＲ）を計算し、そして、ＣＡＭ画像６８とＭＮＭＴＲ画像１６８をそれぞれＣＡＭ表示欄５０とＭＮＭＴＲ表示欄１５０に表示させる実行ボタン１６６と、入力フィールド１６３，１６４，１６５，１７５の設定値をクリアするクリアボタン１６７を有している。
ＭＮＭＴＲ表示条件入力欄１５４は、ＭＮＭＴＲ表示欄１５０に表示されるＭＮＭＴＲ画像１６８のカラーマップの最大値表示１７０を設定する入力フィールド１７２と、ＭＮＭＴＲ表示欄１５０に表示されるＭＮＭＴＲ画像１６８のカラーマップの最小値表示１７１を設定する入力フィールド１７３と、入力フィールド１７２，１７３の設定をＭＮＭＴＲ表示欄１５０に反映させる実行ボタン１７９を有している。
（表示画面例３）
図１２は、生体磁場計測装置１の表示装置９に表示される表示画面の一例を示す図であって、ＣＡＭ画像と３次元心臓モデルとの合成画像を表示する表示画面である。
図１２に示す表示画面例３においては、図９を参照して説明した本実施形態の表示画面例１と比較して、ＣＡＭ画像と３次元心臓モデルとの合成画像を表示する合成画像表示欄１１８と、心臓モデル合成条件入力欄１１９と、画像表示制御欄１４１とにおいて相違する。従って、重複する部分に関しては説明を省略し、本例において特徴的な部分に関して詳細に説明する。
図１２に示すように、合成画像表示欄１１８には、ＣＡＭ画像と３次元心臓モデルとの合成画像１２０と、表示される合成画像１２０の電流強度値に対応したカラーバー１２１と、カラーバー１２０の最大値表示１２２と、カラーバー１２０の最小値表示１２３が表示される。
心臓モデル合成条件入力欄１１９は、計算するＣＡＭ画像と３次元心臓モデルとの合成画像１２０の枚数（マップ数）を設定する入力フィールド１２４と、計算するＣＡＭ画像と３次元心臓モデルとの合成画像１２０の開始時点を設定する入力フィールド１２５と、計算するＣＡＭ画像と３次元心臓モデルとの合成画像１２０の時間間隔を設定する入力フィールド１２６と、ＣＡＭ画像と３次元心臓モデルとの合成画像１２０の計算に使用する３次元心臓モデルの位置決め方法（位置合わせ方法）を選択するラジオボタン１２７、１２８、１２９、１３０と、３次元心臓モデルの位置決め方法にマニュアルを選択した際に、３次元心臓モデルのある基準点のｘ座標を入力する入力フィールド１３１、ｙ座標を入力する入力フィールド１３２、ｚ座標を入力する入力フィールド１３３と、を備えている。
また、心臓モデル合成条件入力欄１１９は、ＣＡＭ画像と３次元心臓モデルとの合成画像の計算に使用する換算直線を選択するラジオボタン１３４、１３５と、選択された換算直線を表示する表示ボタン１３６と、ＣＡＭ画像と３次元心臓モデルとの合成画像の計算に使用する心臓モデルを選択するラジオボタン１３７と１３８と、心臓モデル合成条件入力欄のラジオボタンおよび入力フィールドの設定を実行する実行ボタン１３９と、心臓モデル合成条件入力欄のラジオボタンおよび入力フィールドの設定をクリアするクリアボタン１４０と、を備えている。
なお、図中にラジオボタン１３４で示す標準直線とは、磁場電流換算直線１００に相当し、ラジオボタン１３５で示す個別直線とは、所定の電流源深さｚｄにおいて生成されたＪＣＡＭ−ＪＭＮＭＴＲ相関図の回帰直線に相当する。また、図１２では選択された換算直線（標準直線、個別直線）は示されていないが、適宜表示されるものとする。
画像表示制御部１４１は、表示欄１１８に表示されるＣＡＭ画像と３次元心臓モデルとの合成画像１２０のカラーマップの最大値表示１２２を設定する入力フィールド１４２と、表示欄１１８に表示されるＣＡＭ画像と３次元心臓モデルとの合成画像１２０のカラーマップの最小値表示１２３を設定する入力フィールド１４３と、を有している。
また、画像表示制御部１４１は、表示欄１１８に表示されるＣＡＭ画像と３次元心臓モデルとの合成画像１２０の視点角度を設定する入力フィールド１４４、１４５を有している。画像表示制御部１４１は、入力フィールド１４２、１４３の設定を表示欄１１９に反映させる実行ボタン１４６を有している。
ここで、入力フィールド１４４、１４５（θ，φ）に、０°から±１８０°の範囲内の値を設定することで、あらゆる方向からの３次元表示が実現できる。なお、図１２における３次元表示は、入力フィールド１４４、１４５（θ，φ）に（０°,９０°）を入力した場合である。
図１３は、３次元表示における視点角度の定義を説明するための図である。図１３において、座標系２０５（ｘ’、ｙ’、ｚ’）は視点の座標系を示し、座標系２０４（ｘ、ｙ、ｚ）は標準心臓モデルの座標系を表している。ここで、標準心臓モデルの座標系のｚ軸と視点の座標系のｚ’軸のなす角度をφ、標準心臓モデルの座標系のｘ軸と視点の座標系のｘ’軸のなす角度をθとする。角度の正負は、図１３で示す視点の座標系である座標系２０５（ｘ’、ｙ’、ｚ’）のそれぞれの矢印方向を正としている。
図１４は、図１２に示す表示画面において、合成画像の３次元表示の視点角度を変更した表示画面を示す図である。なお、図１４における３次元表示は、入力フィールド１４４、１４５（θ，φ）に（４０°,３０°）を入力した場合である。
＜平行投影方法＞
次に、図面を参照して、本実施形態の生体磁場計測装置１を用いて、ＪＣＡＭを３次元心臓モデルに平行投影する方法について説明する。
図１５は、ＪＣＡＭを３次元心臓モデルに平行投影する場合の生体磁場計測装置１の全体動作を示すフローチャートである。
まず、生体磁場計測装置１のＳＱＵＩＤ磁束計は、心臓磁場を計測する（ステップＳ１０）。
次に、生体磁場計測装置１の演算装置８は、ＣＡＭ解析部８１によって、近似的な電流分布ベクトルＪＣＡＭを計算する（ステップＳ２０）。
そして、生体磁場計測装置１の演算装置８は、位置合わせ部８３によって、３次元心臓モデルにおける洞結節の座標に基づいて、３次元心臓モデルの位置合わせを行う（ステップＳ３１）。
そして、生体磁場計測装置１の演算装置８は、電流値換算部８５によって、磁場電流換算直線１００を用いてＪＣＡＭを電流値に換算する（ステップＳ４０）。
そして、生体磁場計測装置１の演算装置８は、ＣＡＭ画像生成部８６によって、ＪＣＡＭから変換された電流値に基づいて、ＣＡＭ画像を生成する（ステップＳ５０）。
そして、生体磁場計測装置１の演算装置８は、合成画像生成部８７によって、ＣＡＭ画像と３次元心臓モデルとの合成画像を生成する（ステップＳ６０）。
以下、ステップＳ４０で用いる磁場電流換算直線１００の生成処理について詳細に説明する。
図１６は、磁場電流換算直線１００の生成処理を説明するためのフローチャートである。
まず、磁場電流換算直線生成部８２は、逆問題解析部８２１によって、計測した磁場データに基づいて、逆問題解析処理を行い、電流分布ベクトルＪＭＮＭＴＲを推定する（ステップＳ４１）。
次に、磁場電流換算直線生成部８２は、電流分布比較部８２２によって、ＪＣＡＭとＪＭＮＭＴＲの分布パターンを比較し、適切なＪＭＮＭＴＲを算出する（ステップＳ４２）。
そして、磁場電流換算直線生成部８２は、ＪＣＡＭ−ＪＭＮＭＴＲ相関図生成部８２３によって、複数の解析時刻（時点ｔｎ）を決定する（ステップＳ４３）。なお、複数の時点ｔｎとして、ｐ波，ＱＲＳ波，Ｔ波の各１０点程度を使用することが好ましい。
そして、磁場電流換算直線生成部８２は、ＪＣＡＭ−ＪＭＮＭＴＲ相関図生成部８２３によって、複数の時点ｔｎにおけるＪＣＡＭの大きさの最大値およびＪＭＮＭＴＲの大きさの最大値を抽出する（ステップＳ４４）。
そして、磁場電流換算直線生成部８２は、ＪＣＡＭ−ＪＭＮＭＴＲ相関図生成部８２３によって、ＪＣＡＭの大きさの最大値とＪＭＮＭＴＲの大きさの最大値との相関図を生成し、回帰直線を生成する（ステップＳ４５）。なお、前記したように、この回帰直線の傾きを「磁場電流換算係数（ｙｐ）」という。ここでは、複数の被験者の磁場データに基づいて、複数の磁場電流換算係数ｙｐが生成される。
そして、磁場電流換算直線生成部８２は、電流源深さ推定部８２４によって、計測面から電流源までの電流源深さｚｄを推定する（ステップＳ４６）。ここでは、複数の被験者に対応した複数の電流源深さｚｄが生成される。
そして、磁場電流換算直線生成部８２は、電流源深さ−磁場電流換算係数相関図生成部８２５によって、複数の電流源深さｚｄと、それぞれの電流源深さｚｄに対応する磁場電流換算係数ｙｐとの相関図を生成し、回帰直線を生成する（ステップＳ４７）。なお、前記したように、この回帰直線を「磁場電流換算直線」という。
そして、磁場電流換算直線生成部８２は、電流源深さ−磁場電流換算係数相関図生成部８２５によって、生成された磁場電流換算直線１００を記憶手段に記憶させる（ステップＳ４８）。なお、前記したように、記憶手段に記憶された磁場電流換算直線１００は、電流値換算部８５がＪＣＡＭから電流値を算出する際に適宜読み出されて、演算処理に利用される。
以上によれば、本実施形態において、次のような効果を得ることができる。
近似的な電流分布を表すＪＣＡＭに磁場電流換算係数ｙｐを乗算することによって、電流値として電流分布を算出することができる。
さらに、磁場電流換算係数ｙｐを算出する手段を設けた構成であるため、磁場電流換算係数ｙｐがあらかじめ記憶されていなくても、計測データに基づいて新たに磁場電流換算係数ｙｐを算出し、ＪＣＡＭを電流値に換算することができる。
また、磁場電流換算直線１００を利用することによって、どのような電流源深さｚｄの計測対象であっても、ＪＣＡＭ（Ｔ／ｍ）から電流値（Ａ・ｍ）に換算することができる。
さらに、磁場電流換算係数ｙｐと電流源深さｚｄとを対応させた磁場電流換算直線１００を生成する手段（磁場電流換算直線生成部８１３）を設けた構成であるため、磁場電流換算直線１００があらかじめ記憶されていなくても、計測データに基づいて新たに磁場電流換算直線１００を生成し、電流源深さｚｄに対応した磁場電流換算係数ｙｐを抽出することができる。
すなわち、ひとたび磁場電流換算直線１００が生成されれば、本実施形態の生体磁場計測装置１を用いて、電流源深さｚｄの異なるＪＣＡＭを電流値に換算することができる。
なお、本実施形態は前記実施形態に限定されるものではなく、その技術思想のおよぶ範囲で様々な変更実施を行うことができる。
本実施形態においては、ＪＣＡＭ−ＪＭＮＭＴＲ相関図生成部８１３ｃが、複数の時点ｔｎでのＪＣＡＭとＪＭＮＭＴＲの大きさの最大値に基づいて相関図を生成したが、例えば、複数の時点ｔｎでのＪＣＡＭとＪＭＮＭＴＲの大きさの平均値に基づいて相関図を生成することもできる。
また、本実施形態においては、ＪＣＡＭから換算された電流値に基づいて一旦ＣＡＭ画像を生成し、このＣＡＭ画像と３次元心臓モデルとの合成画像を生成する構成として説明したが、必ずしも一旦ＣＡＭ画像を生成する必要はない。
また、本実施形態においては、演算装置８に、あらかじめ座標データを有する３次元心臓モデルを入力する構成として説明したが、演算装置８（例えば、位置合わせ部８３）において３次元心臓モデルの座標データを抽出する構成としてもよい。
<<位置合わせ部に関する変形例１>>
ここで、図１７、１８を参照して、位置合わせ部８３の変形例１が、３次元心臓モデルの位置合わせを行う手順について説明する。位置合わせ部８３の変形例１においては、３次元心臓モデルの位置合わせが、左心室領域の座標を用いて実行される。参照する図面において、図１７は、３次元心臓モデルの左心室領域の抽出を説明する図であって、図１８は、Ｔ波区間の等積分図から抽出されたある閾値以上の領域を示す図である。
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厚い。この左心室の領域は、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、電流分布ベクトル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、電流分布ベクトルとしてＪＣＡＭを用いると、次の（１４）式から計算される。
ＪＳＵＭ、ｉ（ｒ）＝∫｜ＪＣＡＭ ｉ、ｔ（ｒ）｜ｄｔ ・・・（１４）
（１４）式の積分区間はＴ１からＴ２であり、｜ＪＣＡＭ ｉ、ｔ（ｒ）｜はある時刻ｔでの電流分布ベクトルの大きさを示しており、（６）式から計算できる。
ここで、３次元心臓モデルの位置決め方法（位置合わせ方法）は、以下の（１）から（３）の処理によって実行される。
（１）図１７に示すように、３次元心臓モデル１１１からｚ＝ｚ０の２次元領域１１４を抽出し、さらにＤＥＦ点で構成される左心室領域１１５の座標（ｘ０，ｋ，ｙ０，ｋ）（ｋ＝１，２，・・・，Ｋ）を抽出する。
（２）図１８に示すように、（１４）式より生体磁場計測装置の計測面１１でのＴ波区間の等積分図１１６を計算し、ある閾値以上の積分値をもつ領域１１７の座標（ｘ’ｍ，ｙ’ｍ）（ｍ＝１，２，・・・，Ｍ）を抽出する。ここで、Ｋ＝Ｍとする。
（３）左心室領域１１５と等積分図１１６から得られる領域１１７を用いて、両者の領域が最も重なりあう位置に３次元心臓モデルを移動させる。
ここで、図１５を参照して、位置合わせ部の変形例１を適用した場合に、ＪＣＡＭを３次元心臓モデルに平行投影する方法を説明する。
まず、生体磁場計測装置１のＳＱＵＩＤ磁束計は、法線成分の心臓磁場Ｂｚを計測する（ステップＳ１０）。
次に、生体磁場計測装置１の演算装置８は、ＣＡＭ解析部８１によって、ＪＣＡＭ（電流分布ベクトル）を計算する（ステップＳ２０）。
そして、生体磁場計測装置１の演算装置８は、位置合わせ部８３によって、３次元心臓モデルにおける左心室の領域に基づいて、３次元心臓モデルの位置合わせを行う（ステップＳ３２）。
そして、生体磁場計測装置１の演算装置８は、電流値換算部８５によって、磁場電流換算直線１００を用いてＪＣＡＭを電流値に換算する（ステップＳ４０）。
そして、生体磁場計測装置１の演算装置８は、ＣＡＭ画像生成部８６によって、ＪＣＡＭから変換された電流値に基づいて、ＣＡＭ画像を生成する（ステップＳ５０）。
そして、生体磁場計測装置１の演算装置８は、合成画像生成部８７によって、ＣＡＭ画像と３次元心臓モデルとの合成画像を生成する（ステップＳ６０）。
<<位置合わせ部に関する変形例２>>
ここで、図１９、２０を参照して、位置合わせ部８３の変形例２が、３次元心臓モデルの位置合わせを行う手順について説明する。位置合わせ部８３の変形例２においては、３次元心臓モデルの位置合わせが、洞結節の座標および左心室領域の座標を用いて実行される。
参照する図面において、図１９は、３次元心臓モデルの左心室領域の抽出と、３次元心臓モデル上への洞結節の座標設定を説明する図であって、図２０は、Ｔ波区間の等積分図から抽出されたある閾値以上の領域および推定されたｐ波初期時相のダイポール座標を示す図である。
ここで、３次元心臓モデルの位置決め方法（位置合わせ方法）は、以下の（１）から（３）の処理によって実行される。
（１）図１９に示すように、３次元心臓モデル１１１（図１７参照）からｚ＝ｚ０の２次元領域１１４（図１７参照）を抽出し、さらに、ＤＥＦ点で構成される左心室領域１１５の座標（ｘ０，ｋ，ｙ０，ｋ）（ｋ＝１，２，・・・，Ｋ）を抽出する。さらに、３次元心臓モデル上に洞結節１１２の座標を設定する。
（２）図２０に示すように、（１４）式からＴ波の等積分図を計算し、積分値がある閾値以上の領域１１７の座標（ｘ’ｍ，ｙ’ｍ）（ｍ＝１，２，・・・，Ｍ，Ｍ＝Ｋ）を抽出する。さらに、図２０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い、ダイポール推定位置１１３の座標を導出する。
（３）左心室領域１１５の座標と等積分図から得られるある閾値以上の領域１１７の座標との差および洞結節１１２の座標とダイポール推定位置１１３の座標との差を最小とする位置に３次元心臓モデルを移動させる。
ここで、位置決めが行われた３次元心臓モデル上へ、磁場電流換算係数ｙｐによって補正したＣＡＭを平行投影し、３次元心筋内電流分布画像を得る。磁場電流換算係数ｙｐは、位置合わせが行われた３次元心臓モデルから計測領域までの距離を磁場電流換算直線１００に代入することで得る。以上の処理によって、計測面から遠い心臓の電気活動も適切に反映した画像を得ることができる。
ここで、図１５を参照して、位置合わせ部の変形例２を適用した場合に、ＪＣＡＭを３次元心臓モデルに平行投影する方法を説明する。
まず、生体磁場計測装置１のＳＱＵＩＤ磁束計は、法線成分の心臓磁場Ｂｚを計測する（ステップＳ１０）。
次に、生体磁場計測装置１の演算装置８は、ＣＡＭ解析部８１によって、ＪＣＡＭ（電流分布ベクトル）を計算する（ステップＳ２０）。
そして、生体磁場計測装置１の演算装置８は、位置合わせ部８３によって、３次元心臓モデルにおける洞結節の座標および左心室の領域に基づいて、３次元心臓モデルの位置合わせを行う（ステップＳ３１、Ｓ３２）。
そして、生体磁場計測装置１の演算装置８は、電流値換算部８５によって、磁場電流換算直線１００を用いてＪＣＡＭを電流値に換算する（ステップＳ４０）。
そして、生体磁場計測装置１の演算装置８は、ＣＡＭ画像生成部８６によって、ＪＣＡＭから変換された電流値に基づいて、ＣＡＭ画像を生成する（ステップＳ５０）。
そして、生体磁場計測装置１の演算装置８は、合成画像生成部８７によって、ＣＡＭ画像と３次元心臓モデルとの合成画像を生成する（ステップＳ６０）。
なお、本実施形態の位置合わせ部８３、位置合わせ部８３の変形例１、および、位置合わせ部８３の変形例２の説明において、洞結節の座標に基づいた位置合わせ方法と、左心室の領域に基づいた３次元心臓モデルの位置合わせ方法について説明したが、３次元心臓モデルの位置合わせ方法はこれらに限定されるものではない。例えば、任意の位置に３次元心臓モデルを配置することによっても、効果的に位置合わせを行うことができる。
<<近似的な電流分布ベクトル算出処理に関する変形例>>
また、本実施形態においては、ｘｙ面に垂直なｚ方向の磁場成分Ｂｚを計測し、空間微分することによって、ｘｙ方向に並行なｘ方向の磁場成分Ｂｘとｙ方向の磁場成分Ｂｙとを算出する構成としたが、近似的な電流分布ベクトルＪＣＡＭとして、ｘ方向の磁場成分Ｂｘとｙ方向の磁場成分Ｂｙとを求めることができれば、その方法は特に限定しない。
ここで、生体磁場のｘｙ面に平行なｘ方向の磁場成分Ｂｘおよびｙ方向の磁場成分Ｂｙの時間変化を検出するＳＱＵＩＤ磁束計を使用する場合のＪＣＡＭの算出方法を説明する。ｉ（ｉ＝１，２，・・・，Ｍ）番目の計測点ｒでのｘ方向の磁場線分Ｂｘ，ｉ（ｒ）およびｙ方向の磁場成分Ｂｙ，ｉ（ｒ）を用いると、ＪＣＡＭは次の（１５）式，（１６）式から計算できる。
ＪＣＡＭ ｘ，ｉ（ｒ）＝Ｂｙ，ｉ（ｒ） ・・・（１５）
ＪＣＡＭ ｙ，ｉ（ｒ）＝−Ｂｘ，ｉ（ｒ） ・・・（１６）
なお、近似的な電流分布ベクトルの大きさ｜ＪＣＡＭ ｉ（ｒ）｜は（６）式と同様の計算から求めることができる。
<<電流源深さ推定部に関する変形例>>
また、本実施形態においては、演算装置８に電流源深さ推定部８２４を設け、計測した磁場データに基づいてダイポール推定を行うことによって電流源深さｚｄを推定したが、電流源深さｚｄを求めることができれば、生体磁場計測装置１はどのような構成であってもよい。電流源深さ推定部８２４の代わりに、例えば、従来公知の核磁気共鳴イメージング装置、Ｘ線ＣＴ装置、または、超音波撮像装置を併設することにより、容易に電流源深さｚｄを推定することができる。
核磁気共鳴イメージング装置、Ｘ線ＣＴ装置または超音波撮像装置の計測結果から、電流源深さｚｄを求める場合には、まず、核磁気共鳴イメージング装置、Ｘ線ＣＴ装置または超音波撮像装置の計測結果を用いて、体表面から心臓までの距離を計算する。次に、心磁計測の際に計測した心磁計の計測面から体表面までの距離と、体表面から心臓までの距離とを足し合わせ、心磁計の計側面から心臓までの距離（電流源深さｚｄ）を求める。
なお、図示しないが、実際にこの変形例に沿って電流源深さｚｄを計測した場合には、ＱＲＳ波最大の電流値が、６．８５×１０−１０ Ａ・ｍであった。一方で、本実施形態のダイポール推定に基づいて電流源深さｚｄを推定した場合には、ＱＲＳ波最大の電流値が、６．６６×１０−１０ Ａ・ｍであって、ほぼ同一の値を示した。
本発明の生体磁場計測装置によれば、電流源深さｚｄの推定方法に関わらず、適切な電流値を求めることができる。
<<電流分布算出方法の変形例>>
また、本実施形態においては、近似的な電流分布を表すＪＣＡＭを電流値に換算して電流分布を算出したが、必ずしも前記した電流分布算出方法に限定されるものではない。
ここで、図２１を参照して、本実施形態の生体磁場計測装置１を用いて、ＪＭＮＭＴＲとして電流分布を算出する方法について説明する。
図２１は、ＪＭＮＭＴＲとして電流分布を算出する場合の生体磁場計測装置１の全体動作を示すフローチャートである。
まず、生体磁場計測装置１のＳＱＵＩＤ磁束計は、法線成分の心臓磁場Ｂｚを計測する（ステップＳ１１０）。
次に、生体磁場計測装置１の演算装置８は、ＣＡＭ解析部８１によって、任意の時点ｔ１における法線成分の磁場Ｂｚから接線方向の変化量（ＪＣＡＭに相当する）を計算する（ステップＳ１２０）。
そして、生体磁場計測装置１の演算装置８は、電流源深さ推定部８２４によって、所定時刻ｔ２におけるダイポール座標を計算し、ＳＱＵＩＤ磁束計の計測面から電流源までの電流源深さｚｄを取得する（ステップＳ１３０）。なお、前記したように、所定時刻ｔ２は、ｐ波またはＱ波の初期時刻であることが好ましい。
そして、生体磁場計測装置１の演算装置８は、逆問題解析部８２１によって、電流源深さｚｄにおける逆問題解析処理を行い、ＪＭＮＭＴＲを推定する（ステップＳ１４０）。なお、この逆問題解析処理に用いられる正則化パラメータαの初期値α０として、通常１０−１程度の値が採用される。
そして、生体磁場計測装置１の演算装置８は、電流分布比較部８２２によって、ＪＭＮＭＴＲとＪＣＡＭとを用いて、（１１）式を最小とする最適な正則化パラメータαｏｐｔを計算する（ステップＳ１５０）。なお、（１１）式の関数の最小化処理は、滑降シンプレックス法を用いることが好ましい。
そして、生体磁場計測装置１の演算装置８は、逆問題解析部８２１によって、最適な正則化パラメータαｏｐｔを用いて最適なＪＭＮＭＴＲを算出する（ステップＳ１６０）。
そして、生体磁場計測装置１の演算装置８は、ＣＡＭ画像生成部８６によって、最適なＪＭＮＭＴＲに基づいて、ＭＮＭＴＲ画像を生成し、合成画像生成部８７に出力する（ステップＳ１７０）。
以上示したように、電流分布算出方法の変形例によれば、Ｔｉｋｈｏｎｏｖの正則化法を組み合わせた生体磁場逆問題解析において、最適な正則化パラメータαｏｐｔを、ＣＡＭと生体磁場逆問題解析により推定される電流分布の差で定義される評価関数を最小とするように決定することができる。その結果、最適なＪＭＮＭＴＲを算出することができる。
なお、この電流分布算出方法の変形例で算出された、最適な正則化パラメータαｏｐｔや、最適なＪＭＮＭＴＲを、本実施形態で説明した磁場電流換算直線１００や、ＪＣＡＭ−ＪＭＮＭＴＲ相関図における回帰直線の生成に利用できることはいうまでもない。
以下、実施例を用いて、前記した実施形態にて説明した本発明の生体磁場計測装置および生体モデルへの平行投影方法を説明する。
＜実施例１＞
実施例１は、数値シミュレーションにより適切な正則化パラメータαを決定した実施例である。
具体的には、前記した実施形態において仮定した電流ダイポールＪ（ｒ’）（図４参照）に数値を設定し、設定した電流ダイポールＪ（ｒ’）に基づいて算出されるＪＣＡＭとＪＭＮＭＴＲの分布パターンを比較することにより適切な正則化パラメータαを決定した。
実施例１の数値シミュレーションでは、まず、図４に示すように、ｚ＝０ｍのｘｙ面１４に、８×８の格子状に計測点１５を配置した。計測点１５の間隔は０．０２５ｍとし、ｘｙ面１４（計測面１１）は、０．１７５ｍ×０．１７５ｍとした。
そして、実施例１の数値シミュレーションでは、３つのシミュレーションモデルについて検討する。３つのシミュレーションモデルでは、共通して、半無限平面導体１６中のｚ＝ｚｄのｘｙ面１７（平面Ａ’）上に電流ダイポールＪ（ｒ’）を設定した。
それぞれの３つのシミュレーションモデルにおいて、ＳＱＵＩＤ磁束計の計測面から電流ダイポールＪ（ｒ’）までの電流源深さｚｄは、ｚｄ＝−０．０８ｍ，−０．１０ｍ，−０．１２ｍに設定した。
図２２は、３つのシミュレーションモデルにおいて、設定した電流ダイポールＪ（ｒ’）のｚ＝ｚｄであるｘｙ面１７上での配置図である。図２２において、（ａ）は、正方領域に４個の電流ダイポール１８を配置したシミュレーションモデル（モデル１）、（ｂ）はＬ字形の領域に１２個の電流ダイポール１９を配置したシミュレーションモデル（モデル２）、（ｃ）は正方領域に連続的に回転する１２個の電流ダイポール２０を配置したシミュレーションモデル（モデル３）である。いずれのシミュレーションモデルにおいても、電流ダイポールＪ（ｒ’）のモーメントを、５．０μＴ・ｍとしている。
また、電流ダイポールＪ（ｒ’）の角度は、（ａ）が１つの方向（４５°）、（ｂ）は２つの方向（０°と９０°）、（ｃ）は４つの方向（０°，９０°，１８０°および２７０°）を持つ。なお、これらの電流方向の角度は、（ｄ）に示す角度定義２１に従っている。
そして、３つのシミュレーションモデルについて、（３）式から法線方向の磁場Ｂｚ，ｉ（ｒ）を計算した。さらに、法線成分の磁場Ｂｚ，ｉ（ｒ）に基づいて、ＪＣＡＭとＪＭＮＭＴＲとを計算した。なお、ＪＭＮＭＴＲは、正則化パラメータαを１０−１から１０−１６の範囲で変更しながらそれぞれの正則化パラメータαに対応した値を求めた。
そして、設定した電流ダイポールＪ（ｒ’）の分布パターンと、算出されたＪＣＡＭの分布パターンとの一致度ＲＥｓｉｍを（１２）式に従って算出した。同様に、設定した電流ダイポールＪ（ｒ’）の分布パターンと、算出されたＪＭＮＭＴＲの分布パターンとの一致度ＲＥｓｉｍを（１２）式に従って算出した。
図２３〜２５は、電流ダイポールＪ（ｒ’）とＪＣＡＭの分布パターンの一致度ＲＥｓｉｍと、電流ダイポールＪ（ｒ’）とＪＭＮＭＴＲの分布パターンの一致度ＲＥｓｉｍとを同時にプロットした図であって、図２３〜２５は、それぞれ、図２２（ａ），（ｂ）および（ｃ）で示したモデル１〜３に対応する。また、図２３〜２５において、横軸は、設定した電流ダイポールＪ（ｒ’）の分布パターンに対して比較した手法（ＣＡＭおよびＭＮＭＴＲ）であって、縦軸は電流ダイポールＪ（ｒ’）と比較した手法との分布パターンの一致度ＲＥｓｉｍである。また、図２３〜２５において、丸（●）２２，三角形（▲）２３および四角形（■）２４は、それぞれ、電流源深さｚｄが、−０．０８ｍ，−０．１０ｍおよび−０．１２ｍの時のＲＥｓｉｍである。
ここで、図２３に示すように、モデル１の各深さ（ｚｄ＝−０．０８ｍ，−０．１０ｍおよび−０．１２ｍ）における、電流ダイポールＪ（ｒ’）とＪＣＡＭの分布パターンの一致度ＲＥｓｉｍは、それぞれ、２．４３，３．２０および４．０７である。
図２４に示すように、モデル２の各深さ（ｚｄ＝−０．０８ｍ，−０．１０ｍおよび−０．１２ｍ）における、電流ダイポールＪ（ｒ’）とＪＣＡＭの分布パターンの一致度ＲＥｓｉｍは、それぞれ、０．９６，１．２２および１．４８である。
図２５に示すように、モデル３の各深さ（ｚｄ＝−０．０８ｍ，−０．１０ｍおよび−０．１２ｍ）における、電流ダイポールＪ（ｒ’）とＪＣＡＭの分布パターンの一致度ＲＥｓｉｍは、それぞれ、１．８６，２．６０および３．１２である。
そして、図２３〜２５で示されるように、各シミュレーションモデル、および、各深さにおいて、電流ダイポールＪ（ｒ’）とＪＭＮＭＴＲの分布パターンの一致度ＲＥｓｉｍは、正則化パラメータαが１０−１から１０−８のときにはほとんど変化せず、大きな値をとる一方で、正則化パラメータαが１０−９から１０−１５のときには、ＲＥｓｉｍの値は大きく減少する。
そして、電流ダイポールＪ（ｒ’）とＪＣＡＭの分布パターンの一致度ＲＥｓｉｍと、電流ダイポールＪ（ｒ’）とＪＭＮＭＴＲの分布パターンの一致度ＲＥｓｉｍとを比較すると、図２３〜２５で示される各シミュレーションモデル、および、各深さにおいて、電流ダイポールＪ（ｒ’）とＪＣＡＭの分布パターンの一致度ＲＥｓｉｍと、電流ダイポールＪ（ｒ’）とＪＭＮＭＴＲの分布パターンの一致度ＲＥｓｉｍとは、正則化パラメータαが１０−９から１０−１０のときに一致した。これは、ＪＣＡＭとＪＭＮＭＴＲの分布パターンの一致度が高いことを反映するものである。
従って、実施例１の数値シミュレーションの結果、適切な正則化パラメータαを１０−１０として決定した。
ここで、図２６〜２８を参照して、実施例１のシミュレーションモデルにおける電流分布のパターンの一致度を、視覚的に評価する。
図２６は、モデル１で算出したＪＣＡＭとＪＭＮＭＴＲとに基づいて生成した電流分布画像であって、（ａ）はＪＣＡＭ、（ｂ）〜（ｄ）はＪＭＮＭＴＲに基づいて生成された電流分布画像である。また、（ｂ）、（ｃ）、（ｄ）はＪＭＮＭＴＲを算出するときの正則化パラメータαの値が異なる。なお、図２６において、電流源深さｚｄは、一例として、ｚｄ’＝−０．１０ｍの場合を示している。
図２６（ａ）〜（ｄ）において、矢印２５は電流分布ベクトルを表している。また、図１６（ａ）〜（ｄ）において、黒の領域２６は電流分布ベクトルの大きさが大である領域を、灰色の領域２７は電流分布ベクトルの大きさが中である領域を、白の領域２８は電流分布ベクトルの大きさが小である領域を示している。
ここで、図２６（ａ）に示すＪＣＡＭに基づく電流分布画像と、図２６（ｃ）に示す正則化パラメータαを１０−１０としたときのＪＭＮＭＴＲに基づく電流分布画像は、よく一致していることが示された。そして、図示しないが、他の電流源深さｚｄ（ｚｄ＝−０．０８ｍ，−０．１２ｍ）においても、ＪＣＡＭに基づく電流分布画像と、正則化パラメータαを１０−１０としたときのＪＭＮＭＴＲに基づく電流分布画像が、よく一致していた。一方で、正則化パラメータαを１０−１，１０−１５としたときには、一致がみられなかった。
また、図２７および図２８は、それぞれ、モデル２およびモデル３で算出したＪＣＡＭとＪＭＮＭＴＲとに基づいて生成した電流分布画像を示す図である。図２７および図２８に示すように、モデル２およびモデル３においても、ＪＣＡＭに基づく電流分布画像と、正則化パラメータαを１０−１０としたときのＪＭＮＭＴＲに基づく電流分布画像が、よく一致していた。
実施例１の結果によれば、数値シミュレーションにおいて、ＪＣＡＭとＪＭＮＭＴＲの分布パターンが、所定の正則化パラメータ（本実施例では１０−１０）において一致することが示された。このことは、所定の磁場電流換算係数ｙｐを用いて、近似的な電流分布を表すＪＣＡＭを、ＪＭＮＭＴＲの単位である電流値に換算できることを意味する。
＜実施例２＞
実施例２は、計測した磁場データに基づいて適切な正則化パラメータαを決定した実施例である。
具体的には、実際に計測された磁場データに基づいて算出されるＪＣＡＭとＪＭＮＭＴＲの分布パターンを比較することにより適切な正則化パラメータαを決定した。
実施例２における心臓磁場の計測条件は、前記した実施形態において例示したものと同じであって、６４個のＳＱＵＩＤ磁束計を有し、法線方向の心臓磁場を計測する装置を用いた。このＳＱＵＩＤ磁束計は８×８の格子状に配列されており、各センサ間の距離は０．０２５ｍである。
図２９は、６４個のＳＱＵＩＤ磁束計により経時的に計測された健常者Ａの心磁波形を、１つのトレース上に重畳した図である。図２９に示すように、心磁波形２９はｐ波，ＱＲＳ波，Ｔ波の３つの波で構成される。
そして、実施例２においては、ｐ波最大時刻３０、ＱＲＳ波最大時刻３１、Ｔ波最大時刻３２の３点における、ＪＣＡＭとＪＭＮＭＴＲを計算した。
ＪＭＮＭＴＲとしては、正則化パラメータαを１０−１，１０−１０，１０−１６としたときの値をそれぞれ算出して評価した。また、ＪＭＮＭＴＲを算出するための電流源深さｚｄは、ｐ波初期のダイポール推定結果から得られるダイポール座標（ｘｄ，ｙｄ，ｚｄ）を利用した。ｐ波初期でのダイポール推定結果によれば、電流源深さｚｄは、−０．１１２ｍであった。
ここで、図３０〜３２を参照して、実施例２の計測データに基づいて算出された電流分布のパターンの一致度を、視覚的に評価する。
図３０は、ｐ波最大時刻（図２９参照）３０において算出したＪＣＡＭとＪＭＮＭＴＲとに基づいて生成した電流分布画像であって、（ａ）はＪＣＡＭ、（ｂ）〜（ｄ）はＪＭＮＭＴＲに基づいて生成された電流分布画像である。また、（ｂ）、（ｃ）、（ｄ）はＪＭＮＭＴＲを算出するときの正則化パラメータαの値が異なる。
図３０（ａ）〜（ｄ）において、矢印３３は電流分布ベクトルを表している。また、図３０（ａ）〜（ｄ）において、黒の領域３４は電流分布ベクトルの大きさの大である領域を、灰色の領域３５は電流分布ベクトルの大きさの中である領域を、白の領域３６は電流分布ベクトルの大きさの小である領域を示している。
ここで、図３０（ａ）に示すＪＣＡＭに基づく電流分布画像と、図３０（ｃ）に示す正則化パラメータαを１０−１０としたときのＪＭＮＭＴＲに基づく電流分布画像は、よく一致していることが示された。一方で、正則化パラメータαを１０−１，１０−１５としたときには、一致がみられなかった。
また、図３１および図３２は、それぞれ、ＱＲＳ波最大時刻（図２９参照）３１およびＴ波最大時刻（図２９参照）３２で算出したＪＣＡＭとＪＭＮＭＴＲとに基づいて生成した電流分布画像である。図３１および図３２に示ように、ＱＲＳ波最大時刻（図２９参照）３１およびＴ波最大時刻（図２９参照）３２においても、ＪＣＡＭに基づく電流分布画像と、正則化パラメータαを１０−１０としたときのＪＭＮＭＴＲに基づく電流分布画像が、よく一致していた。
実施例２の結果によれば、実際に計測された磁場データを用いた場合において、ＪＣＡＭとＪＭＮＭＴＲの分布パターンが、所定の正則化パラメータ（本実施例では１０−１０）において一致することが示された。このことは、所定の磁場電流換算係数ｙｐを用いて、近似的な電流分布を表すＪＣＡＭを、ＪＭＮＭＴＲの単位である電流値に換算できることを意味する。
また、実施例２で決定された適切な正則化パラメータ１０―１０が、実施例１の数値シミュレーションで決定された正則化パラメータ１０―１０と一致したことから、数値シミュレーションによっても適切な正則化パラメータαを決定できることを示した。
＜実施例３＞
実施例３は、１名の健常者Ａの心臓の磁場データに基づいて、ＪＣＡＭ−ＪＭＮＭＴＲ相関図を生成し、さらに、回帰直線を生成した実施例である。
まず、心臓の磁場データの３３時点（ｐ波、ＱＲＳ波、Ｔ波の初期時刻から所定時間幅を抽出し、それぞれの時間幅を１０等分する時点）において、ＪＣＡＭとＪＭＮＭＴＲ（α＝１０−１０）を計算し、各時点におけるＪＣＡＭとＪＭＮＭＴＲ（α＝１０−１０）の大きさ最大値を抽出した。
そして、抽出した最大値に基づいて、ＪＣＡＭ−ＪＭＮＭＴＲ相関図を生成した。なお、ＪＭＮＭＴＲを推定するための電流源深さｚｄは、健常者Ａのｐ波初期のダイポール推定結果から得られるダイポール座標（ｘｄ，ｙｄ，ｚｄ）を用いた。
図３３は、健常者ＡのＪＣＡＭ−ＪＭＮＭＴＲ相関図（正則化パラメータα＝１０−10)である。図３３において、横軸（ｘ軸）はＪＣＡＭの大きさの最大値であって、縦軸（ｙ軸）はＪＭＮＭＴＲの大きさの最大値を示す。そして、丸（●）３７は、ＪＣＡＭとＪＭＮＭＴＲの大きさの最大値を対応させるプロットである。生成されたＪＣＡＭ−ＪＭＮＭＴＲ相関図において、ＪＣＡＭとＪＭＮＭＴＲ（α＝１０−１０）の大きさの最大値の相関係数は０．９以上であった。
続いて、このＪＣＡＭ−ＪＭＮＭＴＲ相関図において、回帰直線３８を生成した。このとき、回帰直線３８はｙ＝１１０１ｘであった。この回帰直線３８の傾きを磁場電流換算係数ｙｐとして、ＣＡＭ値（Ｔ／ｍ）に乗算することで、電流値（Ａ・ｍ）に換算できることが分かる。
実施例３の結果によれば、同一の被験者の心臓の磁場データに基づいて算出されたＪＣＡＭとＪＭＮＭＴＲ（α＝１０−１０）は非常に強い相関を持ち、互いに換算できることが示された。
＜実施例４＞
実施例４は、１０名の成人の心臓の磁場データに基づいて、電流源深さ−磁場電流換算係数相関図を生成し、さらに、回帰直線を生成した実施例である。
まず、１０人の成人の被験者に対して、心磁計測データの全時間幅から３３時点において、ＪＣＡＭとＪＭＮＭＴＲ（α＝１０−１０）を計算し、各時点におけるＪＣＡＭとＪＭＮＭＴＲ（α＝１０−１０）の大きさの最大値を抽出した。そして、抽出した最大値に基づいて、ＪＣＡＭ−ＪＭＮＭＴＲ相関図を生成した。
なお、ＪＭＮＭＴＲを推定するための電流源深さｚｄは、被験者毎のｐ波初期のダイポール推定結果から得られるダイポール座標（ｘｄ，ｙｄ，ｚｄ）を用いた。
図３４は、１０人の成人の被験者に対するＪＣＡＭ−ＪＭＮＭＴＲ相関図（正則化パラメータα＝１０−１０)である。図３４において、横軸（ｘ軸）はＪＣＡＭの大きさの最大値であって、縦軸（ｙ軸）はＪＭＮＭＴＲの大きさの最大値を示す。そして、符号３９は、ＪＣＡＭとＪＭＮＭＴＲの大きさの最大値を対応させるプロットである。また、符号３９において、同一の被験者に由来するプロットは、同一の記号で示している。生成されたＪＣＡＭ−ＪＭＮＭＴＲ相関図において、同一の被験者におけるＪＣＡＭとＪＭＮＭＴＲ（α＝１０−１０）の大きさの最大値の相関係数は０．９以上であった。その一方で、異なる被験者間におけるプロットの相関係数は相対的に弱い相関を示した。
続いて、このＪＣＡＭ−ＪＭＮＭＴＲ相関図において、図３５に示すように、回帰直線４０を生成した。回帰直線４０は、同一の被験者（図３４における同一の記号の符号３９）毎に生成した。
このとき、回帰直線の傾きは、被験者毎にばらついていた。この原因としては、心磁計測面から生体内の電流源までの電流源深さｚｄが、被験者毎に異なるためだと考えられる。
そこで、図３６に示すように、心磁計側面から生体内の電流源までの電流源深さｚｄと、被験者毎の磁場電流換算係数ｙｐを対応させる、電流源深さ−磁場電流換算係数相関図を生成した。
図３６において、横軸（ｘ軸）は計測面から生体内の電流源までの電流源深さｚｄであって、縦軸（ｙ軸）は磁場電流換算係数ｙｐを示す。そして、丸（●）４１は、電流源深さｚｄと磁場電流換算係数ｙｐとを対応させるプロットである。生成された電流源深さ−磁場電流換算係数相関図において、電流源深さｚｄと磁場電流換算係数ｙｐとは強い相関を示した。
さらに、この電流源深さ−磁場電流換算係数相関図において、回帰直線４２を生成した。このとき、回帰直線４２はｙ＝−１１７７３ｘ−１５８であった。この回帰直線４２に、計測面から生体内の電流源までの電流源深さｚｄを代入し、抽出される磁場電流換算係数ｙｐをＪＣＡＭ（Ｔ／ｍ）に乗算することで、電流値（Ａ・ｍ）を得ることができることが分かる。
実施例４の結果によれば、計測面から生体内の電流源までの電流源深さｚｄと１０名の被験者の磁場電流換算係数ｙｐは、強い相関があることが示された。
＜実施例５＞
実施例５は、心臓の小さい小児の心臓の磁場データに基づいて、磁場電流換算係数ｙｐを算出し、電流源深さｚｄとの対応関係を検証した実施例である。
まず、４人の小児（５才から９才）の被験者に対して、心磁計測データの全時間幅から３３時点において、ＪＣＡＭとＪＭＮＭＴＲ（α＝１０−１０）を計算し、各時点におけるＪＣＡＭとＪＭＮＭＴＲ（α＝１０−１０）の大きさの最大値を抽出した。そして、抽出した最大値に基づいて、ＪＣＡＭ−ＪＭＮＭＴＲ相関図（図示せず）を生成した。
なお、ＪＭＮＭＴＲを推定する電流源深さｚｄは、被験者毎のｐ波初期のダイポール推定結果から得られるダイポール座標（ｘｄ，ｙｄ，ｚｄ）を用いた。
そして、ＪＣＡＭ−ＪＭＮＭＴＲ相関図において、回帰直線を生成し、回帰直線の傾きを算出することによって、磁場電流換算係数ｙｐを取得した。
そして、心磁計側面から生体内の電流源までの電流源深さｚｄと、被験者毎の磁場電流換算係数ｙｐを対応させる、電流源深さ−磁場電流換算係数相関図を生成した。
図３７は、図３６で示した成人の電流源深さ−磁場電流換算係数相関図に、実施例５で生成した小児の電流源深さ−磁場電流換算係数相関図を重畳したものである。従って、図３６と重複する部分に関する説明は省略する。
図３７において、白丸（○）４３は、小児の電流源深さｚｄと磁場電流換算係数ｙｐとを対応させるプロットである。図３７に示すように、この白丸（○）４３は、成人から得られた回帰直直線（磁場電流換算直線）４２上に位置していた。すなわち、心臓の小さな小児においても、電流源深さｚｄと磁場電流換算係数ｙｐとは強い相関を示した。
実施例５の結果によれば、心臓の小さい小児であっても、成人と同様に、電流源深さｚｄによって磁場電流換算係数ｙｐが一意に決定されることが示された。
＜実施例６＞
実施例６は、電流分布算出方法の変形例を詳細に説明するための実施例である。
具体的には、実際に計測された磁場データに基づいて、最適な正則化パラメータαｏｐｔを算出し、算出した最適な正則化パラメータαｏｐｔに基づいて、最適なＪＭＮＭＴＲを算出した。そして、ＪＭＮＭＴＲに基づいて電流分布画像を生成した。
図３８は、健常者ＡのＪＭＮＭＴＲ（正則化パラメータαｏｐｔ）とＪＣＡＭとに基づいて生成した電流分布画像であって、（ａ）はｐ波最大時刻、（ｂ）ＱＲＳ波最大時刻、（ｃ）はＴ波最大時刻の電流分布である。また、図３８（ａ)〜（ｃ）において、左列の図はＪＭＮＭＴＲ（αｏｐｔ）に基づく電流分布画像であって、右列の図はＪＣＡＭに基づく電流分布画像である。
図３８（ａ）〜（ｃ）において、矢印４４は電流分布ベクトルを表している。また、図３８（ａ）〜（ｃ）において、黒の領域４５は電流分布ベクトルの大きさが大である領域を、灰色の領域４６は電流分布ベクトルの大きさが中である領域を、白の領域４７は電流分布ベクトルの大きさが小である領域を示している。
ここで、図３８（ａ）〜（ｃ）の各時刻において、ＪＭＮＭＴＲ（αｏｐｔ）に基づいて生成された電流分布画像と、ＪＣＡＭに基づいて生成された電流分布画像が一致していることが示された。
実施例６の結果によれば、最適な正則化パラメータαｏｐｔを用いて算出されたＪＭＮＭＴＲの分布パターンは、各計測時刻において、ＪＣＡＭの分布パターンと等しいことが示された。
＜実施例７＞
実施例７は、ＪＣＡＭを３次元心臓モデルに平行投影する際に、ＪＣＡＭを磁場電流換算直線１００を用いて電流値に換算することの有効性を、数値シミュレーションによって検証した実施例である。
具体的には、３次元心臓モデルの表面上に電流ダイポールＪ（ｒ’）（図４参照）を仮定し、仮定した電流ダイポールＪ（ｒ’）に基づいて算出されるＪＣＡＭと、磁場電流換算直線１００を用いてＪＣＡＭから換算される電流値と、を比較した。
図３９は、数値シミュレーションに用いた電流ダイポールを説明するための図であって、電流ダイポールが設定された３次元心臓モデルの上面図である。また、図４０は、数値シミュレーションに用いた電流ダイポールを説明するための図であって、電流ダイポールが設定された３次元心臓モデルおよび計測面の斜視図である。
実施例７の数値シミュレーションで使用した３次元心臓モデル１０２は、複数の被験者のＭＲ（核磁気共鳴）画像の平均から作成した。
まず、図３９（ａ）に示すように、３次元心臓モデル座標１０２の輪郭上に、Ｄ１〜Ｄ９からなる９個の電流ダイポールを配置した。電流ダイポールのモーメントおよび角度は、全て５０μＡ・ｍおよび０°とした。図３９（ｂ）に電流角度の定義１０３を示す。９つの電流ダイポールを配置したｚ座標の値（深さ）は、Ｄ１：−０．０５７ｍ、Ｄ２：−０．０４５ｍ、Ｄ３：−０．０３３ｍ、Ｄ４：−０．０２１ｍ、Ｄ５：−０．０１９ｍ、Ｄ６：−０．０２１ｍ、Ｄ７：−０．０３３ｍ、Ｄ８：−０．０４５ｍ、Ｄ９：−０．０５７ｍである。
次に、図４０に示すように、ｚ＝０．１１ｍに計測面１１を配置した。計測面１１は０．１７５×０．１７５ｍとし、計測点数は８×８の６４点とした。
そして、電流ダイポールに設定した数値を、前記した（３）式に代入し、法線成分の磁場を算出した。さらに、算出した磁場に基づいてＪＣＡＭを算出し、磁場電流換算直線１００を用いてＪＣＡＭから電流値に換算した。
図４１に示す符号１０４は、換算された電流値に基づいて生成されたＣＡＭ画像１０４である。ＣＡＭ画像１０４において、白の領域１０５は電流分布ベクトル（電流値）の大きさが大である領域、灰色の領域１０６は電流分布ベクトルの大きさが中である領域、黒の領域１０７は電流分布ベクトルの大きさが小である領域を示している。また、ＣＡＭ画像１０４において、矢印１０８は電流分布ベクトルを表している。
図４２は、電流値に換算する前のＪＣＡＭの大きさと、換算後の電流値の大きさとを比較するための図である。図４２において、白丸（○）１０９は、電流値に換算する前のＪＣＡＭの大きさを示しており、黒丸（●）１１０は、換算後の電流値の大きさを示している。また、白丸（○）１０９および黒丸（●）１１０は、それぞれ、Ｄ５における電流分布ベクトルの大きさで規格化したものである。
図４２に示すように、白丸（○）１０９で示す、電流値に換算する前のＪＣＡＭの大きさは、電流ダイポールＤ４〜Ｄ６の計測面に近い座標ではほぼ同じであった。しかしながら、電流ダイポールＤ１〜Ｄ３、Ｄ７〜Ｄ９の計測面から遠い座標では、計測面に近い座標での電流分布ベクトルの大きさと比較して、最大で０．３程度低い値を示した。
一方で、黒丸（●）１１０で示す換算後の電流値の大きさのばらつきは、０．１〜０．２弱の範囲内に抑えられることが確認できた。
実施例７の結果によれば、ＪＣＡＭを電流値に換算せずに３次元心臓モデル上に平行投影するだけでは、計測面から遠い心臓の電気活動を適切に表示できないことが示された。また、磁場電流換算直線を用いて電流値に換算することで、計測面から離れた心筋の電気活動も適切に表示できることが示された。
＜実施例８＞
実施例８は、ＪＣＡＭを３次元心臓モデルに平行投影する際に、ＪＣＡＭを磁場電流換算直線１００を用いて電流値に換算することの有効性を、実際に測定した磁場データに基づいて生成した合成画像によって検証した実施例である。
図４３は、磁場電流換算直線に従って換算された電流分布の投影結果であり、位置合わせ後の標準心臓モデル上へ、健常者のＴ波最大時刻での換算されたＣＡＭを投影した結果を示す図である。図４４は、磁場電流換算直線に基づく換算を行わない電流分布の投影結果であり、位置合わせ後の標準心臓モデル上へ、Ｔ波最大でのＣＡＭを投影した結果を示す図である。
図４３および図４４において、方向と長さを持つ矢印は電流分布ベクトル２０３を、薄い灰色の領域は電流分布ベクトルの大きさが小である領域２０２を、灰色の領域は電流分布ベクトルの大きさが中程度である領域２０１を、濃い灰色の領域は電流分布ベクトルの大きさが大である領域２００を、示している。
なお、図４３および図４４において、電流分布ベクトルの大きさが３段階で表示されているのは、説明を容易にするためであって、実際表示画面上に表示される合成画像においては、カラー表示を用いて６４、１２８又は５１２段階で電流分布ベクトルの大きさが表示されている。
図４３および図４４に示すように、Ｔ波での心筋興奮は心室興奮の時相であり、右心室に比べ心筋の厚い左心室の興奮が比較的強くなる。
ここで、磁場電流換算直線に従って換算された図４３においては、電流分布ベクトルの大きさの大きな領域が左心室にあり、特に、左心室側壁よりに大きな興奮が確認されたのに対し、磁場電流換算直線に基づく換算を行わない図４４では、左心室側壁の大きな興奮を反映した結果を得ることができなかった。
すなわち、実施例８の結果によれば、磁場電流換算直線に基づく換算を行わない場合には、電流強度の強い領域は左心室側だけでなく、本来興奮の弱い心臓の真ん中にかけて大きく広がっていることが示された。また、磁場電流換算直線に基づいて換算することで、心臓の電気生理学的現象を適切に反映した心筋内電流分布画像を得ることが示された。
本実施形態の生体磁場計測装置の全体構成を示す概略図である。 複数のＳＱＵＩＤ磁束計の配列および被験者に対する配置の一例を説明するための図である。 演算装置の機能構成を示すブロック図である。 本実施形態で用いた電流ダイポールモデルを説明するための図である。 磁場電流換算直線生成部の機能構成を示すブロック図である。 磁場電流換算直線の一例を示す図である。 洞結節の座標が設定された３次元心臓モデルを示す図である。 磁場データの計測面および磁場データに基づいて推定されたダイポール座標を示す図である。 生体磁場計測装置の表示装置に表示される表示画面の一例を示す図であって、ＪＣＡＭから直接生成されたＣＡＭ画像（磁場電流換算直線を用いた換算を行わないＣＡＭ画像）を表示する表示画面である。 図９で示すＣＡＭ表示欄に、電流値に換算後のＣＡＭ画像が表示された場合の表示画面である。 生体磁場計測装置の表示装置に表示される表示画面の一例を示す図であって、最適なＪＭＮＭＴＲから直接生成されたＭＮＭＴＲ画像を表示する表示画面である。 生体磁場計測装置の表示装置に表示される表示画面の一例を示す図であって、ＣＡＭ画像と３次元心臓モデルとの合成画像を表示する表示画面である。 ３次元表示における視点角度の定義を説明するための図である。 図１２に示す表示画面において、合成画像の３次元表示の視点角度を変更した表示画面を示す図である。 ＪＣＡＭを３次元心臓モデルに平行投影する場合の生体磁場計測装置の全体動作を示すフローチャートである。 磁場電流換算直線の生成処理を説明するためのフローチャートである。 ３次元心臓モデルの左心室領域の抽出を説明する図である。 Ｔ波区間の等積分図から抽出されたある閾値以上の領域を示す図である。 ３次元心臓モデルの左心室領域の抽出と、３次元心臓モデル上への洞結節の座標設定を説明する図である。 Ｔ波区間の等積分図から抽出されたある閾値以上の領域および推定されたｐ波初期時相のダイポール座標を示す図である。 ＪＭＮＭＴＲとして電流分布を算出する場合の生体磁場計測装置の全体動作を示すフローチャートである。 ３つのシミュレーションモデルにおいて、設定した電流ダイポールＪ（ｒ’）のｚ＝ｚｄであるｘｙ面上での配置図である。 モデル１で算出した電流ダイポールＪ（ｒ’）とＪＣＡＭの分布パターンの一致度ＲＥｓｉｍと、電流ダイポールＪ（ｒ’）とＪＭＮＭＴＲの分布パターンの一致度ＲＥｓｉｍとを同時にプロットした図である。 モデル２で算出した電流ダイポールＪ（ｒ’）とＪＣＡＭの分布パターンの一致度ＲＥｓｉｍと、電流ダイポールＪ（ｒ’）とＪＭＮＭＴＲの分布パターンの一致度ＲＥｓｉｍとを同時にプロットした図である。 モデル３で算出した電流ダイポールＪ（ｒ’）とＪＣＡＭの分布パターンの一致度ＲＥｓｉｍと、電流ダイポールＪ（ｒ’）とＪＭＮＭＴＲの分布パターンの一致度ＲＥｓｉｍとを同時にプロットした図である。 モデル１で算出したＪＣＡＭとＪＭＮＭＴＲとに基づいて生成した電流分布画像である。 モデル２で算出したＪＣＡＭとＪＭＮＭＴＲとに基づいて生成した電流分布画像である。 モデル３で算出したＪＣＡＭとＪＭＮＭＴＲとに基づいて生成した電流分布画像である。 ６４個のＳＱＵＩＤ磁束計により経時的に計測された健常者Ａの心磁波形を、１つのトレース上に重畳した図である。 ｐ波最大時刻において算出したＪＣＡＭとＪＭＮＭＴＲとに基づいて生成した電流分布画像である。 ＱＲＳ波最大時刻において算出したＪＣＡＭとＪＭＮＭＴＲとに基づいて生成した電流分布画像である。 Ｔ波最大時刻において算出したＪＣＡＭとＪＭＮＭＴＲとに基づいて生成した電流分布画像である。 健常者ＡのＪＣＡＭ−ＪＭＮＭＴＲ相関図（正則化パラメータα＝１０−10)である。 １０人の成人の被験者に対するＪＣＡＭ−ＪＭＮＭＴＲ相関図（正則化パラメータα＝１０−10)である。 図３４に示すＪＣＡＭ−ＪＭＮＭＴＲ相関図において、回帰直線を生成した図である。 成人の電流源深さ−磁場電流換算係数相関図である。 図３６に示す成人の電流源深さ−磁場電流換算係数相関図に、小児の電流源深さ−磁場電流換算係数相関図を重畳した図である。 健常者ＡのＪＭＮＭＴＲ（正則化パラメータαｏｐｔ）とＪＣＡＭとに基づいて生成した電流分布画像である。 数値シミュレーションに用いた電流ダイポールを説明するための図であって、電流ダイポールが設定された３次元心臓モデルの上面図である。 数値シミュレーションに用いた電流ダイポールを説明するための図であって、電流ダイポールが設定された３次元心臓モデルおよび計測面の斜視図である。 換算された電流値に基づいて生成されたＣＡＭ画像である。 電流値に換算する前のＪＣＡＭの大きさと、換算後の電流値の大きさとを比較するための図である。 磁場電流換算直線に従って換算された電流分布の投影結果であり、位置合わせ後の標準心臓モデル上へ、健常者のＴ波最大時刻での換算されたＣＡＭを投影した結果を示す図である。 磁場電流換算直線に基づく換算を行わない電流分布の投影結果であり、位置合わせ後の標準心臓モデル上へ、Ｔ波最大でのＣＡＭを投影した結果を示す図である。
符号の説明
１ 生体磁場計測装置
２ 磁気シールドルーム
３ クライオスタット
４ ガントリ
５ ベッド
６ 駆動回路
７ アンプフィルタユニット
８ 演算装置
９ 表示装置
１０ 胸壁
１１ 計測面
１２ ７行３列目に対応するＳＱＵＩＤ磁束計
１３ 剣状突起
１４ ｚ＝０ｍのｘｙ面
１５ 計測点
１６ 半無限平面導体
１７ ｚ＝ｚｄのｘｙ面
１８，１９，２０ 電流ダイポール
２１ 角度定義
２５，３３，４４ 電流分布ベクトル
２６，３４，４５ 電流分布ベクトルの大きさが大である領域
２７，３５，４６ 電流分布ベクトルの大きさが中である領域
２８，３６，４７ 電流分布ベクトルの大きさが小である領域
２９ 心磁波形
３０ ｐ波最大時刻
３１ ＱＲＳ波最大時刻
３２ Ｔ波最大時刻
３８ 回帰直線
３９ ＪＣＡＭとＪＭＮＭＴＲの大きさの最大値を対応させるプロット
４０ 回帰直線
４１ 電流源深さｚｄと磁場電流換算係数ｙｐとを対応させるプロット
４２ 回帰直線
４３ 小児の電流源深さｚｄと磁場電流換算係数ｙｐとを対応させるプロット
４８ 表示画面
４９ 磁場波形表示欄
５０ ＣＡＭ表示欄
５１ 磁場波形表示条件入力欄
５２ ＣＡＭ演算条件入力欄
５３ ＣＡＭ表示条件入力欄
５４ 電流値演算条件入力欄
５５ 表示される磁場波形の時間幅を設定する入力フィールド
５６ 時間幅のオフセットを設定する入力フィールド
５７ 表示される磁場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 実行ボタン
６０ 心臓磁場波形
６１ バー
６２ スクロールバー
６３ 計算するＣＡＭ画像の枚数（マップ数）を設定する入力フィールド
６４ 計算するＣＡＭ画像の開始時間を設定する入力フィールド
６５ 計算するＣＡＭ画像の時間間隔を設定する入力フィールド
６６ 実行ボタン
６７ クリアボタン
６８ ＣＡＭ画像
６９ 表示されるＣＡＭ画像の近似的な電流強度値（ＪＣＡＭの大きさ）に対応したカラーバー
７０ カラーバーの最大値表示
７１ カラーバーの最小値表示
７２ ＣＡＭ画像のカラーマップの最大値表示を設定する入力フィールド
７３ ＣＡＭ画像のカラーマップの最小値表示を設定する入力フィールド
７４ 実行ボタン
７５ ＳＱＵＩＤ磁束計の計測面から心臓までの電流源深さｚｄを設定する入力フィールド
７６，７７ ＪＣＡＭを電流値へ換算する際に利用する換算直線（標準直線、個別直線）を選択するラジオボタン（演算選択ボタン）
７８ ラジオボタンで選択された換算直線を計算して表示させる表示ボタン
７９ 実行ボタン
８０ キャンセルボタン
８１ ＣＡＭ解析部（第１の演算手段）
８２ 磁場電流換算直線生成部
８３ 位置合わせ部（座標データ抽出手段、第８、第９、第１１、第１２、第１４の演算手段）
８４ 輪郭座標抽出部
８５ 電流値換算部（第２、第５、第１５の演算手段）
８６ ＣＡＭ画像生成部（第３、第６の演算手段）
８７ 合成画像生成部（第３、第４、第６、第７の演算手段）
１００ 磁場電流換算直線
１０１ 電流ダイポール
１０２ ３次元心臓モデル
１０３ 電流角度の定義
１０４ ＣＡＭ画像
１０５ 電流分布ベクトルの大きさが大である領域
１０６ 電流分布ベクトルの大きさが中である領域
１０７ 電流分布ベクトルの大きさが小である領域
１０８ 電流分布ベクトル
１０９ 電流分布ベクトルの大きさ
１１０ 電流分布ベクトルの大きさ
１１１ ３次元心臓モデル
１１２ 洞結節
１１３ ダイポール推定位置
１１４ ２次元領域
１１５ 左心室領域
１１６ 等積分図
１１７ 閾値以上の積分値を持つ領域
１１８ 表示欄(合成画像表示欄)
１１９ 心臓モデル合成条件入力欄
１２０ ＣＡＭ画像と３次元心臓モデルとの合成画像
１２１ 表示されるＣＡＭ画像と３次元心臓モデルとの合成画像１２０の電流強度に対応したカラーバー
１２２ カラーバーの最大値表示
１２３ カラーバーの最小値表示
１２４ 計算するＣＡＭ画像と３次元心臓モデルとの合成画像の枚数（マップ数）を設定する入力フィールド
１２５ 計算するＣＡＭ画像と３次元心臓モデルとの合成画像の開始時点を設定する入力フィールド
１２６ 計算するＣＡＭ画像と３次元心臓モデルとの合成画像の時間間隔を設定する入力フィールド
１２７、１２８、１２９、１３０ ３次元心臓モデルの位置決め方法（洞結節、左心室、洞結節＋左心室、マニュアル）を選択するラジオボタン(位置決め方法選択欄)
１３１ ３次元心臓モデル位置決め方法にマニュアルが選択されたとき、３次元心臓モデルのある基準点のｘ座標値を設定する入力フィールド(位置決め方法選択欄)
１３２ ３次元心臓モデル位置決め方法にマニュアルが選択されたとき、３次元心臓モデルのある基準点のｙ座標値を設定する入力フィールド(位置決め方法選択欄)
１３３ ３次元心臓モデル位置決め方法にマニュアルが選択されたとき、３次元心臓モデルのある基準点のｚ座標値を設定する入力フィールド(位置決め方法選択欄)
１３４、１３５ ＣＡＭを電流値に換算する際に利用する換算直線（標準直線、個別直線）を選択するラジオボタン(磁場電流換算係数選択欄)
１３６ ラジオボタンで選択された換算直線を計算して表示させる表示ボタン
１３７、１３８ ＣＡＭを投影する心臓モデル（標準心臓モデル、被験者毎のモデル）を選択するラジオボタン
１３９ 実行ボタン
１４０ キャンセルボタン
１４１ 画像表示制御部
１４２ ＣＡＭ画像と３次元心臓モデルとの合成画像のカラーマップの最大値表示を設定する入力フィールド
１４３ ＣＡＭ画像と３次元心臓モデルとの合成画像のカラーマップの最小値表示を設定する入力フィールド
１４４ ＣＡＭ画像と３次元心臓モデルとの合成画像の視点角度を設定する入力フィールド
１４５ ＣＡＭ画像と３次元心臓モデルとの合成画像の視点角度を設定する入力フィールド
１４６ 実行ボタン
１５０ ＭＮＭＴＲ表示欄
１５２ 生体内電流分布演算条件入力欄
１５４ ＭＮＭＴＲ表示条件入力欄
１６３ 計算するＣＡＭ画像およびＭＮＭＴＲ画像の枚数（マップ数）を設定する入力フィールド
１６４ 計算するＣＡＭ画像およびＭＮＭＴＲ画像の開始時間を設定する入力フィールド
１６５ 計算するＣＡＭ画像およびＭＮＭＴＲ画像の時間間隔を設定する入力フィールド
１６６ 実行ボタン
１６７ クリアボタン
１６８ ＭＮＭＴＲ画像
１６９ 表示されるＭＮＭＴＲ画像１６８の電流強度値（ＪＭＮＭＴＲの大きさ）に対応したカラーバー
１７０ カラーバーの最大値表示
１７１ カラーバーの最小値表示
１７２ ＭＮＭＴＲ画像のカラーマップの最大値表示を設定する入力フィールド
１７３ ＭＮＭＴＲ画像のカラーマップの最小値表示を設定する入力フィールド
１７５ ＳＱＵＩＤ磁束計の計測面から心臓までの電流源深さｚｄを設定する入力フィールド
１７９ 実行ボタン
２００ 電流分布ベクトルの大きさが大である領域
２０１ 電流分布ベクトルの大きさが中である領域
２０２ 電流分布ベクトルの大きさが小である領域
２０３ 電流分布ベクトル
８２１ 逆問題解析部
８２２ 電流分布比較部
８２３ ＪＣＡＭ−ＪＭＮＭＴＲ相関図生成部
８２４ 電流源深さ推定部（第１０、第１３の演算手段）
８２５ 電流源深さ−磁場電流換算係数相関図生成部

Claims (19)

  1. 生体から発生する生体磁場の略体表面に沿ったｘｙ面に垂直なｚ方向の磁場成分の時間変化、または、前記生体磁場の略体表面に沿ったｘｙ面に平行なｘ方向の磁場成分およびｙ方向の磁場成分を計測し、前記生体の体表面に平行な（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備えた生体磁場計測装置であって、
    前記演算装置は、
    磁場を計測される前記生体とは同一、または、異なる生体の画像データから、生体の形状を模擬する２次元または３次元の生体モデルを構成する座標データを抽出する座標データ抽出手段と、次の（１）および（２）のうち少なくとも１つを有することを特徴とする生体磁場計測装置。
    （１）任意の時点での各磁束計におけるｚ方向の磁場成分のｘ方向の変化量およびｙ方向の変化量を求める第１の演算手段と、
    前記各磁束計におけるｚ方向の磁場成分のｘ方向の変化量およびｙ方向の変化量に、前記各磁束計のｚ座標点から前記各磁束計の直下に位置する前記生体モデルを構成する座標データの各ｚ座標点間の距離に対応した磁場電流換算係数を乗算することで電流分布ベクトルおよび電流分布ベクトルの大きさを導出する第２の演算手段と、
    前記電流分布ベクトルおよび前記電流分布ベクトルの大きさをｚ方向から前記生体モデルを構成する座標データの各座標点に平行投影した合成画像データを求める第３の演算手段と、
    前記表示装置に前記合成画像データを表示させる第４の演算手段
    （２）任意の時点での前記各磁束計におけるｘ方向の磁場成分およびｙ方向の磁場成分に、
    前記各磁束計のｚ座標点から前記各磁束計の直下に位置する前記生体モデルを構成する座標データの各ｚ座標点間の距離に対応した磁場電流換算係数を乗算することで電流分布ベクトルおよび電流分布ベクトルの大きさを導出する第５の演算手段と、
    前記電流分布ベクトルをｚ方向から前記生体モデルを表す座標データの前記（ｘ，ｙ）座標に平行投影した合成画像データを求める第６の演算手段と、
    前記表示装置に前記合成画像データを表示させる第７の演算手段
  2. 前記生体モデルが、心臓の形状を模擬する２次元または３次元の心臓モデルである場合に、
    前記演算装置は、
    Ｔ波の出現する期間における前記出力信号に基づいて等積分図を求め、前記等積分図が所定の閾値を超える領域を求める第８の演算手段と、
    計測される前記生体とは同一、または、異なる生体の画像データから作成された心臓の形状を模擬する２次元または３次元の心臓モデルを構成する座標データにおける左心室の領域と前記所定の閾値を超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超える領域との位置合わせを行う第９の演算手段と
    を有することを特徴とする請求項１に記載の生体磁場計測装置。
  3. 前記生体モデルが、心臓の形状を模擬する２次元または３次元の心臓モデルである場合に、
    前記演算装置は、
    ｐ波の開始時点での前記出力信号から１つの電流源の大きさ方向および位置を推定する第１０の演算手段と、
    計測される前記生体とは同一、または、異なる生体の画像データから作成された心臓の形状を模擬する２次元または３次元の心臓モデルを構成する座標データにお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う第１１の演算手段と
    を有することを特徴とする請求項１に記載の生体磁場計測装置。
  4. 前記生体モデルが、心臓の形状を模擬する２次元または３次元の心臓モデルである場合に、
    前記演算装置は、
    Ｔ波の出現する期間における前記出力信号に基づいて等積分図を求め、前記等積分図が所定の閾値を超える領域を求める第１２の演算手段と、
    ｐ波の開始時点での前記出力信号から１つの電流源の大きさ方向および位置を推定する第１３の演算手段と、
    計測される前記生体とは同一、または、異なる生体の画像データから作成された心臓の形状を模擬する２次元または３次元の心臓モデルを構成する座標データにおける左心室の領域と前記等積分図の前記所定の閾値を超える領域とのずれ、および、前記２次元または３次元の心臓モデルを構成する座標データにおける洞結節の位置と前記電流源の推定位置との前記位置合わせを行う第１４の演算手段と
    を有することを特徴とする請求項１に記載の生体磁場計測装置。
  5. 前記演算装置は、
    前記磁束計のｚ座標点から前記各磁束計の直下に位置する前記心臓モデルを構成する座標データの各ｚ座標点間の距離に対応した磁場電流換算直線に従って決定される磁場電流換算係数を前記磁場電流換算係数として演算する第１５の演算手段を有することを特徴とする請求項１ないし請求項４のいずれか１項に記載の生体磁場計測装置。
  6. 前記演算装置は、核磁気共鳴イメージング装置、或いは、Ｘ線ＣＴ装置により撮影される心臓の３次元画像データから作成された、心臓の形状および収縮を模擬する２次元または３次元の心臓モデルを構成する座標データを用いることを特徴とする請求項５に記載の生体磁場計測装置。
  7. 前記表示装置は、前記各磁束計のｚ座標点から前記各磁束計の直下に位置する前記心臓モデルを構成する座標データの各ｚ座標点間の距離を入力するテキストボックスが表示されることを特徴とする請求項５に記載の生体磁場計測装置。
  8. 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請求項５に記載の生体磁場計測装置。
  9. 前記表示装置に、前記合成画像データが３次元表示されることを特徴とする請求項５に記載の生体磁場計測装置。
  10. 生体から発生する生体磁場の略体表面に沿ったｘｙ面に垂直なｚ方向の磁場成分、または、前記生体磁場の略体表面に沿ったｘｙ面に平行なｘ方向の磁場成分およびｙ方向の磁場成分を計測し、前記生体の体表面に平行な（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備えた生体磁場計測装置を用いた生体モデルへの平行投影方法であって、
    前記演算装置は、
    磁場を計測される前記生体とは同一、または、異なる生体の画像データから、生体の形状を模擬する２次元または３次元の生体モデルを構成する座標データを抽出する座標データを抽出するステップと、次の（１）および（２）のうち少なくとも１つを行うことを特徴とする生体モデルへの平行投影方法。
    （１）任意の時点での各磁束計におけるｚ方向の磁場成分のｘ方向の変化量およびｙ方向の変化量を求めるステップと、
    前記各磁束計におけるｚ方向の磁場成分のｘ方向の変化量およびｙ方向の変化量に、前記各磁束計のｚ座標点から前記各磁束計の直下に位置する前記生体モデルを構成する座標データの各ｚ座標点間の距離に対応した磁場電流換算係数を乗算することで電流分布ベクトルおよび電流分布ベクトルの大きさを導出するステップと、
    前記電流分布ベクトルおよび前記電流分布ベクトルの大きさをｚ方向から前記生体モデルを構成する座標データの各座標点に平行投影した合成画像データを求めるステップと、
    前記表示装置に前記合成画像データを表示させるステップ
    （２）任意の時点での前記各磁束計におけるｘ方向の磁場成分およびｙ方向の磁場成分に、前記各磁束計のｚ座標点から前記各磁束計の直下に位置する前記生体モデルを構成する座標データの各ｚ座標点間の距離に対応した磁場電流換算係数を乗算することで電流分布ベクトルおよび電流分布ベクトルの大きさを導出するステップと、
    前記電流分布ベクトルをｚ方向から前記生体モデルを表す座標データの前記（ｘ，ｙ）座標に平行投影した合成画像データを求めるステップと、
    前記表示装置に前記合成画像データを表示させるステップ
  11. 前記生体モデルが、心臓の形状を模擬する２次元または３次元の心臓モデルである場合に、
    前記演算装置は、
    Ｔ波の出現する期間における前記出力信号に基づいて等積分図を求め、前記等積分図が所定の閾値を超える領域を求めるステップと、
    計測される前記生体とは同一、または、異なる生体の画像データから作成された心臓の形状を模擬する２次元または３次元の心臓モデルを構成する座標データにおける左心室の領域と前記所定の閾値を超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超える領域との位置合わせを行うステップと
    を行うことを特徴とする請求項１０に記載の生体モデルへの平行投影方法。
  12. 前記生体モデルが、心臓の形状を模擬する２次元または３次元の心臓モデルである場合に、
    前記演算装置は、
    ｐ波の開始時点での前記出力信号から１つの電流源の大きさ方向および位置を推定するステップと、
    計測される前記生体とは同一、または、異なる生体の画像データから作成された心臓の形状を模擬する２次元または３次元の心臓モデルを構成する座標データにお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うステップと
    を行うことを特徴とする請求項１０に記載の生体モデルへの平行投影方法。
  13. 前記生体モデルが、心臓の形状を模擬する２次元または３次元の心臓モデルである場合に、
    前記演算装置は、
    Ｔ波の出現する期間における前記出力信号に基づいて等積分図を求め、前記等積分図が所定の閾値を超える領域を求めるステップと、
    ｐ波の開始時点での前記出力信号から１つの電流源の大きさ方向および位置を推定するステップと、
    計測される前記生体とは同一、または、異なる生体の画像データから作成された心臓の形状を模擬する２次元または３次元の心臓モデルを構成する座標データにおける左心室の領域と前記等積分図の前記所定の閾値を超える領域とのずれ、および、前記２次元または３次元の心臓モデルを構成する座標データにおける洞結節の位置と前記電流源の推定位置との前記位置合わせを行うステップと
    を行うことを特徴とする請求項１０に記載の生体モデルへの平行投影方法。
  14. 前記演算装置は、前記磁束計のｚ座標点から前記各磁束計の直下に位置する前記心臓モデルを構成する座標データの各ｚ座標点間の距離に対応した磁場電流換算直線に従って決定される磁場電流換算係数を前記磁場電流換算係数として演算するステップを行うことを特徴とする請求項１０に記載の生体モデルへの平行投影方法。
  15. 前記演算装置は、核磁気共鳴イメージング装置、或いは、Ｘ線ＣＴ装置により撮影される心臓の３次元画像データから作成された、心臓の形状および収縮を模擬する２次元または３次元の心臓モデルを構成する座標データを用いることを特徴とする請求項１４に記載の生体モデルへの平行投影方法。
  16. 前記表示装置は、前記各磁束計のｚ座標点から前記各磁束計の直下に位置する前記心臓モデルを構成する座標データの各ｚ座標点間の距離を入力するテキストボックスが表示されることを特徴とする請求項１４に記載の生体モデルへの平行投影方法。
  17. 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請求項１４に記載の生体モデルへの平行投影方法。
  18. 前記表示装置に、前記合成画像データが３次元表示されることを特徴とする請求項１４に記載の生体モデルへの平行投影方法。
  19. 生体から発生する生体磁場の略体表面に沿ったｘｙ面に垂直なｚ方向の磁場成分、または、前記生体磁場の略体表面に沿ったｘｙ面に平行なｘ方向の磁場成分およびｙ方向の磁場成分を計測し、前記生体の体表面に平行な（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備えた生体磁場計測装置において、
    前記表示装置は、次の（１）および（２）のうち少なくとも１つを有することを特徴とする生体磁場計測装置。
    （１）任意の時点での各磁束計におけるｚ方向の磁場成分のｘ方向の変化量およびｙ方向の変化量を電流分布ベクトルに換算する磁場電流換算係数を、選択するための磁場電流換算係数選択欄と、
    前記演算装置が前記電流分布ベクトルと生体モデルとの合成画像を生成する際に、前記生体モデルの位置合わせを行う方法を選択するための位置決め方法選択欄と、
    前記磁場電流換算係数選択欄および前記位置決め方法選択欄で選択された情報に基づいて、前記演算装置が生成した前記合成画像を、表示する合成画像表示欄
    （２）任意の時点での前記各磁束計におけるｘ方向の磁場成分およびｙ方向の磁場成分を電流分布ベクトルに換算する磁場電流換算係数を、選択するための磁場電流換算係数選択欄と、
    前記演算装置が前記電流分布ベクトルと生体モデルとの合成画像を生成する際に、前記生体モデルの位置合わせを行う方法を選択するための位置決め方法選択欄と、
    前記磁場電流換算係数選択欄および前記位置決め方法選択欄で選択された情報に基づいて、前記演算装置が生成した前記合成画像を、表示する合成画像表示欄。
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