JP2019509154A - ベクトル心磁図法およびベクトル心磁図システム - Google Patents

Abstract

本発明は、ベクトル心磁図法、および本方法を実行するベクトル心磁図システムに関する。本発明の目的は、詳細には虚血性心疾患の診断を考慮して、改善された心磁図法を提供することである。本発明の方法は、ベクトル心磁図を算出するために、患者または心臓の場所に依存しない基準方向に対する等価単一電流供給源ＥＳＣＳ（ｅｑｕｉｖａｌｅｎｔ ｓｉｎｇｌｅ ｃｕｒｒｅｎｔ ｓｏｕｒｃｅ）または等価単一磁気供給源ＥＳＭＳ（ｅｑｕｉｖａｌｅｎｔ ｓｉｎｇｌｅ ｍａｇｎｅｔｉｃ ｓｏｕｒｃｅ）の方向の計算を伴う。
【選択図】図２

Description

本発明は、ベクトル心磁図法、および本方法を実行するためのベクトル心磁図システムに関する。

心磁図（Ｍａｇｎｅｔｏｃａｒｄｉｏｇｒａｐｈｙ、ＭＣＧ）は、心臓の電気活動が発生させた磁界を記録に残す非侵襲的な方法であり、たとえば、心臓疾患の、たとえば虚血性心疾患（ｉｓｃｈｅｍｉｃ ｈｅａｒｔ ｄｉｓｅａｓｅ、ＩＨＤ、たとえば、（非特許文献２、８、１０、１３、１４））の臨床診断のために使用することができる。

心磁図は、今日しばしば使用されることがあるが、特にＩＨＤの診断を考慮すると、依然として欠点がかなりある。たとえば、磁界勾配（非特許文献６）、磁気マップ角度（非特許文献１２）、およびバタフライプロットの異なるセグメントの評価（非特許文献７）を含む、診断のために使用するパラメータを、従来はセンサ空間内で表してきた。センサ空間内ですべてのパラメータを評価する、１つの主要な欠点は、システム依存性である、すなわち、異なるＭＣＧ機器間で直接比較することができない。さらに、システムを修正するたびに、追加の臨床研究を行うことにより診断パラメータを更新しなければならない。

公知の方法に伴うもう１つの欠点は、変動が、虚血を検出するために統計的に重要であるが、臨床に適用するためには依然として大きすぎることである。従来の診断法に伴う他の問題は、磁界勾配が、単極のような磁界が存在する状態で、明確に定義されないことである。これらの磁界は、心筋虚血と関連があり、したがって、虚血を対象とする診断法は、これらの状況の下でロバストでなければならない。疑似電流マッピング（非特許文献９）を使用する発生源空間内で虚血を診断する試みがあった。最小ノルム推定（非特許文献１１）により発生源空間内で疑似電流マップを計算することが可能である。しかしながら、発生源空間マップには、センサ空間マップに類似する欠点があり、疑似逆解からの誤差がさらに導入される。

ベクトル心磁図（Ｖｅｃｔｏｒ Ｍａｇｎｅｔｏｃａｒｄｉｏｇｒａｐｈｙ、ＶＭＣＧ）は、磁気心臓ベクトルの３つの直交成分すべてを同じ位置で計測する（たとえば、非特許文献１０を参照のこと）心磁図法である。ＶＭＣＧを使用して、時間の経過に伴う、たとえば心臓サイクル中の、磁気心臓ベクトルの方向および強度の変化を再構築することができる。

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本発明の目的は、詳細には虚血性心疾患の診断を考慮して、改善された心磁図法を提供することである。詳細には、本発明の目的は、システム依存性および変動がない、または最小の心磁図法を提供することである。

一様態では、ベクトル心磁図法により問題は解決され、方法は、
ａ．１つまたは複数の磁界センサを使用して、心臓の活動期間中に被験者の心臓が発生させた１つまたは複数の磁界の３つの直交成分の振幅および方向を計測するステップと、
ｂ．ステップａで計測したデータを使用して、心臓の磁気活動および／または電気活動に関する基準発生源場所を突き止めるステップであって、基準発生源場所は、前記心臓の活動期間中の磁気活動および／または電気活動の発生源を表すのに適した、心臓体積の内側に必ずしもあるわけではない点発生源であるステップと、
ｃ．ステップａで計測したデータから基準方向を評価するステップであって、基準方向は、心臓の解剖学的構造に関する磁気モーメントおよび／または電流の公知の方向を用いた、心臓の磁気活動および／または電気活動の期間中の、心筋体積内の磁気モーメントおよび／または電流の平均方向であるステップと、
ｄ．ステップａで計測したデータから、ステップｂで突き止めた基準発生源場所で等価単一電流源ＥＳＣＳ（ｅｑｕｉｖａｌｅｎｔ ｓｉｎｇｌｅ ｃｕｒｒｅｎｔ ｓｏｕｒｃｅ）または等価単一磁気源ＥＳＭＳ（ｅｑｕｉｖａｌｅｎｔ ｓｉｎｇｌｅ ｍａｇｎｅｔｉｃ ｓｏｕｒｃｅ）を計算するステップであって、ＥＳＣＳまたはＥＳＭＳは、ステップｃで評価した基準方向に対する電気心臓ベクトルＥＨＶ（ｅｌｅｃｔｒｉｃ ｈｅａｒｔ ｖｅｃｔｏｒ）または磁気心臓ベクトルＭＨＶ（ｍａｇｎｅｔｉｃ ｈｅａｒｔ ｖｅｃｔｏｒ）を表すステップと、
ｅ．ベクトル心磁図で、心臓活動の少なくとも一部の間に、ステップｄで計算したＥＨＶおよび／またはＭＨＶを記録するステップと
を備える。

心臓の場所を考慮し、かつ適切な逆解法を使用することにより、たとえば、発生源空間内での多重極展開を使用することにより、本発明は、磁界勾配のシステム依存性、パラメータ変動、および不安定性の問題を解決する。本発明の方法は、心臓虚血を診断するための情報を提供するのに特に適している。

本発明者らは、発生源空間内で疑似電流マッピングが失敗する主な理由が、発生源に関する不十分な制約条件を使用して逆問題を解決する試みが行われていることにあることを見いだした。通常の疑似電流マップは、たとえば、１６×１６の（またはさらに大きな）微少電流源のグリッドからなる。各電流源は、２つの自由度（ｘ方向およびｙ方向の振幅）を有する。これは、全体で５１２以上のパラメータに関して解を見いださなければならないことを意味する。６４チャネルの、現在使用されているＭＣＧシステムを用いて、チャネルが完全に独立しているという条件で、誘導ベクトル場行列の疑似逆行列に関する固有値の最大数は、せいぜい６４であり、この条件は、システムおよびバックグラウンドのノイズを考慮するためにいくつかの固有値を削減しなければならないので、当てはまらない。しかしながら、この数は、逆問題に５１２のパラメータを適合させ、逆問題に対する一意解を見つけ出すのに十分ではない。

マップの代わりに、本発明は、単一点発生源を、たとえば単一磁気多重極子発生源を、好ましくは単一双極子発生源を使用し、その結果、自由度の数は管理できるようになり（双極子発生源の場合、３つの位置自由度および３つの方向自由度）、逆問題の一意解を見つけ出すために必要な、独立な固有値の数がより少なくなる。たとえば単一磁気双極子発生源を使用することが好ましいが、別の単一発生源を、たとえば単一微少電流源を使用することもまた可能である。この方法に固有の問題は、すなわち、この単一発生源の場所から結果として得られる解の強い依存性は、本発明が最適な場所を識別するロバストな方法を提供するという点で、本発明により考慮される。

これに関連して、この単一点発生源は、心臓の実際の物理的活動を何か表しているのではなく、むしろ等価単一磁気源または等価単一電気源（ＥＳＭＳ、ＥＳＣＳ）、すなわち、点磁気活動および点電気活動による体積電気活動の近似であることに留意されたい。点発生源は、心臓の磁気活動および／または電気活動に関する発生源を表すとみなされ、したがって、心臓体積内部に必ずしもある必要はない。点発生源は、心臓内部にある可能性が最も高いが、心臓の近傍に、すなわち心臓の外側に、たとえば実際の心臓の下方に（後方に、すなわち、ｚ軸上で下部に）ある場合がある。

本発明は、磁界方程式の逆解によって最良適合のＥＳＭＳまたはＥＳＣＳを見いだすステップを伴い、好ましくは、適切な心臓の電気活動および／または磁気活動中に計測したデータを採用するステップを伴う。点発生源を、すなわちＥＳＭＳまたはＥＳＣＳの最も効果的な場所を見つけ出すために、たとえば従来の、発生源空間内の疑似電流マップを使用してもよい。たとえば、磁界マップもまた使用することができる。当業者は、そのような疑似電流または磁界のマップを算出するための公知の方法を認識している。一般に、点発生源の場所を突き止めるために、心臓の電気活動および／または磁気活動に伴う任意の時間間隔を採用することができる。しかしながら、強い電気活動および／または磁気活動を伴う時間間隔を採用することが好ましい。さらに好ましくは、点発生源の最適な位置を見いだすために、Ｒピーク中またはＴピーク中などの、たとえばＴ_maxで、心臓内の強い電気活動／磁気活動の期間中に最も強い電気活動／磁気活動を示す期間を使用する。たとえば最も強い電流のこのマップ内の場所を採用して、点発生源の最適な位置を決定する。この場合、どの磁気活動も、原因となる電気活動を反映するので、どのＥＳＭＳの場所も、等価単一電流源（ＥＳＣＳ）の場所に対応することに留意されたい。したがって、本発明の方法については、ＥＳＭＳの代わりに、またはＥＳＭＳにさらに加えて、ＥＳＣＳを使用することができる。さらに、点発生源の最適な位置を見いだすために心臓の電気／磁気による活動領域に由来する計測信号を使用するが、点発生源自体、この領域内部で、または心臓内部でさえ、点を必ずしも表す必要はないことを理解されたい。

最適な場所を見いだしたとき、ＥＳＭＳ（またはＥＳＣＳ）を使用して心臓活動の期間中の各時点に関する逆解を算出することができる。ＥＳＭＳは、磁気心臓ベクトル（ｍａｇｎｅｔｉｃ ｈｅａｒｔ ｖｅｃｔｏｒ、ＭＨＶ）を表すので、時間の経過に伴い強度（振幅）および方向に関してこのベクトルの変化を記録することは、ＭＣＧ計測を表現する方法であり、ベクトル心磁図（ベクトルＭＣＧ）、すなわちＶＭＣＧという用語を、この方法のために使用する。

したがって、本発明は、磁界勾配法に欠けている、心臓磁気活動の方向および振幅を記録する、ロバストで安定した方法を提供する。

現在のＭＣＧシステムは心拍動全体（洞調律）を計測するので、ＶＭＣＧを表現する１つの可能な方法は、計測間隔またはセグメントのトレースとしてであり、この場合、トレースの各セグメントは、先行する磁気モーメントベクトルから次の磁気モーメントベクトルへ向く。ベクトルの振幅を、たとえばベクトルの長さにより表すことができる。この場合、単一の図で心拍動全体にわたり角度および振幅の変動を観察することが可能である。

本発明はまた、さらには健常者の電流角度の大きな変動も考慮する。角度の大きな変動に、２つの要因が寄与する。第一に、デューア（Ｄｅｗａｒ）の真下でベッド上にいる患者の場所は、計測ごとに変わる。第二に、胴内側の心臓の場所は、被験者ごとに変わる。厳密な手順が第１の要因を考慮することができ、かつＣＴスキャンまたはＭＲＩなどの撮像法が第２の要因を考慮することができるが、これは、非常に困難な処理に相当し、ＭＣＧの有利な点の１つを、すなわち、ＭＣＧは高速であり、かつ他の診断法に依存しないという有利な点を取り除く。本発明は、上記の要因から生じる問題を解決するための単一解を提供する。

何らかの基準方向からの角度により方向を与えることができる。従来技術の方法では通常、ｘｙ平面内の、すなわち前面内の角度０°を有する正のｘ軸を基準として使用する。しかしながら、本発明によれば、基準方向は、心臓の解剖学的構造だけに関して規定され、たとえば、心臓の尖部を常に向くとして規定され、したがって、患者または心臓の位置に依存しない。その結果、計測した角度は、患者および心臓の場所に対して不変である。

文献から（たとえば、非特許文献１０を参照のこと）、Ｒピーク中の心臓の電流の方向が、心室の尖部に向かうことは公知である。さらに、Ｒピーク中、脱分極電流は非常に強いので、どんな虚血傷害電流もＶＭＣＧの主電流ベクトルにほとんど影響を及ぼさない。したがって、本発明の好ましい一実施形態では、Ｒピーク中のＶＭＣＧ方向を基準方向として選び、０°に設定する。この場合、本発明の方法を用いて記録に残したとき、ＶＭＣＧは、疑似電流マッピングの欠点により影響を受けず、ＭＣＧ機器に対する患者および心臓の場所などの外部要因に依存しない。

用語「磁界センサ」は、本明細書で使用するとき、磁界を計測することができるセンサを意味する。本発明によれば、１つまたは複数の磁界センサを使用して、磁界の方向と大きさ（振幅）の両方を計測する。これは、たとえば単一の３軸磁界センサ、複数（アレイ）の３軸磁界センサ、または複数（アレイ）の１軸、２軸、および／もしくは３軸磁界センサにより行うことができる。「３軸磁界センサ」は、３方向すべての磁界の成分を計測する磁界センサである。この用語は、磁界の直交するｘ、ｙ、およびｚ成分を計測する、少なくとも３つの磁力計または勾配計から構成されるセンサを包含する。用語「１軸磁界センサ」または「２軸磁界センサ」は、３つの磁界成分のうち１つだけ、または２つを計測する磁界センサを指す。磁界の直交成分を計測するように配向された、たとえば１軸磁界センサのアレイはまた、たとえば、磁界の大きさと方向の両方を計測するために使用することができる。ＳＱＵＩＤ（ｓｕｐｅｒｃｏｎｄｕｃｔｉｎｇ ｑｕａｎｔｕｍ ｉｎｔｅｒｆｅｒｅｎｃｅ ｄｅｖｉｃｅ）（「超伝導量子干渉素子」）は、センサとして好ましい。

本明細書で使用するとき、特に指定のない限り、または状況により他の方法で示されない限り、人間の心臓または身体に関してｘ軸を参照することは、右から左への軸を参照することに対応し、ｙ軸を参照することは、頭部から足への軸を参照することに対応し、ｚ軸を参照することは、前後方向の軸を参照することに対応する。

用語「心臓の活動期間」は、心臓組織による、電流を伴う、および／または磁界の発生を伴う、心臓の活動を有する任意の期間に関係がある。詳細には、この用語は、いわゆる洞調律に、すなわち、両心房および両心室の脱分極および再分極を伴う、心臓の正常リズムに関係がある。洞調律では、心筋の脱分極は、右心房の壁の上部に位置する洞房結節（洞結節またはＳＡ結節とも呼ばれる）から始まり、両心房と両心室の間の房室結節（ＡＶ結節）を通って、ヒス束、索枝、およびプルキンエ線維まで伝えられる。両心室の再分極がサイクルを終了させる。両心房および両心室の脱分極および再分極は、典型的な心電図（ｅｌｅｃｔｒｏｃａｒｄｉｏｇｒａｍ、ＥＣＧ）で３つの典型的な波または波複合、すなわち、Ｐ波、ＯＲＳ群、およびＴ波により反映される。ＥＣＧでは、Ｐ波は通常、心房脱分極を表し、ＯＲＳ群は、右心室および左心室の脱分極を表し、Ｔ波は両心室の再分極を表すと考えられる。

用語「適切な磁気活動および／または電気活動」は、信頼して計測可能な、心臓の任意の磁気活動および／または電気活動を指す。詳細には、この用語は、心臓の十分に強い磁気活動および／または電気活動を指す。これに関連して、用語「強い」は、適切なセンサにより信頼して計測することができる、すなわち、ベースライン信号および／またはノイズと信頼して区別することができる磁気信号および／または電気信号を作り出す、心臓の磁気活動および／または電気活動を指す。適切な磁気活動および／または電気活動の限定的な例は、心電図（ＥＣＧ）でＲピークおよびＴピークにより表される、心臓の活動期間中の心臓活動である。

用語「基準方向を評価する」は、適切な心臓の活動期間中に計測した磁気信号または電気信号を使用して、磁気モーメントおよび／または電流の方向を決定または識別して、この方向を基準として採用することを指す。この用語は、たとえば、Ｒピーク中に計測したセンサデータを使用して、心臓の洞調律のＲピーク中の平均の磁気モーメントおよび／または電流の方向を決定することを指すことができる。この方向を、心臓の別の活動期間中の（平均の）磁気モーメントおよび／または電流の方向の偏角を計算するための基準として役立てるために、「基準方向」として採用してもよく、たとえば、ゼロに設定してもよい。

用語「磁気モーメントおよび／または電流の平均方向」は、心臓が体積伝導体であるという事実を考慮して、磁気モーメントおよび／または電流の平均した方向を指す。

用語「基準発生源場所」は、心臓の電気活動および／または磁気活動すべての発生源として採用された点を指す。したがって、基準発生源場所は、この基準発生源が発生させる磁界が心臓体積から計測した磁界と同等であるようなパラメータを伴う仮想の点電気源および／または点磁気源である。計算された点である基準発生源場所は、実際の体積発生源内部に、すなわち、心臓内部にある場合があるが、同じく心臓近傍の、心臓体積の外側にある可能性があることに留意されたい。

用語「心臓の解剖学的構造に関する磁気モーメントおよび／または電流の公知の方向」は、心臓の物理的部分、たとえば心臓の先端部、すなわち左心室の尖部（心尖）に対する磁界および／または電流の方向を意味する。

用語「心臓活動の少なくとも一部の間にＥＨＶおよび／またはＭＨＶを記録する」は、心臓活動の期間中に、たとえば洞調律またはその一部の間に、時間の経過に伴いＥＨＶおよび／またはＭＨＶを、すなわち、ＥＨＶ／ＭＨＶの大きさ（振幅）および方向を記録することを意味する。この場合、記録したデータを使用して、磁力記録を構築してもよい。

用語「逆解」は、逆問題に対する解を意味する。当業者は、この問題に、および逆解を見いだすための方法に、すなわち、逆問題を解くための方法に精通している。本発明に関連して、用語「逆解」は、対応するセンサにより「センサ空間」内で、すなわち心臓の外側で計測したデータを用いて心臓活動（すなわち、「発生源空間」内の実際の電気活動および／または磁気活動であり、発生源は心臓である）を再構築するための方法を指す。

用語「被験者」は、本明細書で使用するとき、好ましくは脊椎動物を、さらに好ましくは哺乳動物を、最も好ましくは人間を指す。

本発明の方法のステップｂ〜ｅを、好ましくは、たとえばコンピュータ上で走っているソフトウェアアルゴリズムにより実装する。

本発明のベクトル心磁図法の好ましい一実施形態では、上述のステップｂで、基準発生源場所を突き止めるために、心臓の強い磁気活動および／または電気活動中に、好ましくは強い心臓活動の期間のうち最も強い磁気活動および／または電気活動中に計測したデータを、たとえば疑似電流マップおよび／または磁界マップを算出するために使用する。疑似電流または磁界マップを算出するための手順は、当業者に公知である。たとえば、従来技術により公知のように、１６×１６のグリッドを使用することにより、疑似電流マップを算出することができる。基準発生源場所を見いだすために、ＲピークまたはＴピーク中に（たとえば、Ｔ_maxに）、好ましくはＲピーク中に、最も強い磁気活動および／または電気活動を有する時間間隔を使用することが特に好ましい。用語「ＲピークまたはＴピーク中に」は、通常ＥＣＧでＲピークまたはＴピークとして表される心臓の活動期間に関係がある。

さらに好ましくは、ステップｃで、Ｒピーク中に心臓内の磁界および／または電流の基準方向を評価する。Ｒピーク中の心臓の電流の方向は、両心室の尖部の方を向くことが公知であり、かつＲピークはまた、測定可能な強い信号を発生させる心臓の強い活動期間であるので、基準方向を規定するために、Ｒピークを使用することが好ましい。しかしながら、心臓の解剖学的構造に関する磁界および／または電流の方向が公知である、またはそれらを決定することができる、心臓の磁気活動および／または電気活動の他のどの期間もまた、基準方向を確立するのに適している。

本発明のベクトル心磁図法では、基準発生源場所の決定と基準方向の評価の両方のために、Ｒピークに対応する心臓の活動期間を使用することが特に好ましい。しかしながら、本発明は、両方の目的のためにＲピークを使用することに限定するわけではない。

本発明のベクトル心磁図法のさらに好ましい一実施形態では、ベクトル心磁図の異なる点でＥＨＶおよび／またはＭＨＶ間の方向および／または大きさの差を計算し、異なる点は、心臓洞調律中の異なる時点を表す。これは、診断するために特に有用である。たとえば、Ｔ_maxおよびＴ_endでのＥＨＶおよび／またはＭＨＶ間の方向および／または大きさの差は、心臓虚血を示していることが分かった。

別の一様態では、本発明は、本発明の第１の様態による方法を実行するように適合されたベクトル心磁図システム（ＶＭＣＧシステム）に関する。本発明のベクトル心磁図システムは、好ましくは、
ａ．心臓の活動期間中に被験者の心臓が発生させた１つまたは複数の磁界の３つの直行成分の方向および大きさを計測するための１つまたは複数の磁界センサと、
ｂ．１つまたは複数の磁界センサが計測したデータを使用して、心臓の磁気活動および／または電気活動に関する基準発生源場所を（自動的に）突き止めるための手段であって、基準発生源場所は、好ましくは、心臓の強い磁気活動および／または電気活動中の、心臓の最も強い磁気活動および／または電気活動中のデータを使用して、前記心臓の磁気活動および／または電気活動中の磁気活動および／または電気活動の発生源を表すのに適した点発生源である手段と、
ｃ．１つまたは複数の磁界センサが計測したデータから基準方向を（自動的に）評価するための手段であって、基準方向は、心臓の解剖学的構造に関する磁気モーメントおよび／または電流の公知の方向を用いた、心臓の磁気活動および／または電気活動の期間中の、心筋体積内の磁気モーメントおよび／または電流の平均方向である手段と、
ｄ．１つまたは複数の磁界センサが計測したデータから、基準発生源場所で等価単一電流源ＥＳＣＳまたは等価単一磁気源ＥＳＭＳを（自動的に）計算する手段であって、ＥＳＣＳまたはＥＳＭＳは、基準方向に対する電気心臓ベクトルＥＨＶまたは磁気心臓ベクトルＭＨＶを表す手段と、
ｅ．ベクトル心磁図で、心臓活動の少なくとも一部の間にＥＨＶおよび／またはＭＨＶを記録するための手段と
を備える。

ＶＭＣＧシステムは、電子データ処理構成要素が、たとえば、本発明の方法のステップｂ〜ｅを実行するアルゴリズムを配線で組み込むことにより本発明の第１の様態の方法を実行するように特に適合されたＶＭＣＧシステムであってもよい。しかしながら、ＶＭＣＧシステムはまた、本発明のステップｂ〜ｅを実行するアルゴリズムを実装するコンピュータプログラムを走らせているコンピュータ、たとえばパーソナルコンピュータを備える標準的ＶＭＣＧシステムとすることができる。

以下では、本発明について、例示のためだけに例および添付図面によってより詳細に説明する。

疑似電流マップを使用して基準発生源場所を突き止めるための略図である。 本発明の方法を使用して確立された健常者の代表的ＶＭＣＧである。 等価単一電流源（ＥＳＣＳ）に対応する、図２のＶＭＣＧの２次元表現である。付与された電流単位は、［Ａ］−４πμ₀１０^-6であり、ここで、μ₀は真空の透磁率である。 ＬＡＤの単一血管疾患にかかっている患者のＶＭＣＧの２次元表現である。軸の電流単位は、図３と同じである。

図１は、ＥＳＭＳの最適な位置を見いだすための、１３の固有値を使用する、２０×２０の発生源グリッドに関する標準的疑似電流マップを示す。疑似電流マップは、洞調律のＲピーク中に計測したデータから確立された。丸く囲まれた範囲は、Ｒピーク中の最も強い電気活動の領域を示す。

健常者のＶＭＣＧを図２に描く。参照番号１で示す大きなループは、ＱＲＳ群を表し、Ｒピーク２を含み、小さい方のループ３は、Ｔピークを表す。

図３は、等価単一電流源（ＥＳＣＳ）に対応する、図２のＶＭＣＧの２次元表現を示す。そのような表現は、角度計測を、すなわち、ＭＨＶ／ＥＨＶの方向変化の計測を容易にするのに特に有用である。Ｑ波、Ｒ波、Ｓ波、Ｔ波、およびさらにはＰ波も見ることができる。１２５ｍｓ時点のＰ波を数字５で示し、２００ｍｓ時点のＲピークを数字２で示し、３３９ｍｓ時点のＴ_maxを数字６で示す。洞調律全体の間の電流方向は、文献と一致する。ＶＭＣＧの各セグメント４は、洞調律中の同一時間間隔の間のＭＨＶに対応し、各セグメントの長さは、磁界の振幅を表し、方向は、基準方向に対する方向を表す。

図４は、血管造影により確認された左前下行枝（ｌｅｆｔ ａｎｔｅｒｉｏｒ ｄｅｓｃｅｎｄｉｎｇ ａｒｔｅｒｙ、ＬＡＤ）の単一血管疾患にかかっている被験者のＶＭＣＧの２次元表現である。Ｔ波（３８１ｍｓ時点のＴ_max６）中の電流方向は、（２００ｍｓ時点の）Ｒピークと比較して約１８０°離れている。

Claims (7)

1. ベクトル心磁図法であって、
   ａ．１つまたは複数の磁界センサを使用して、心臓の活動期間中に被験者の心臓が発生させた１つまたは複数の磁界の３つの直交成分の方向および大きさを計測するステップと、
   ｂ．前記ステップａで計測したデータを使用して、心臓の磁気活動および／または電気活動に関する基準発生源場所を突き止めるステップであって、前記基準発生源場所は、前記心臓の活動期間中の前記磁気活動および／または前記電気活動の発生源を表すのに適した点発生源であるステップと、
   ｃ．前記ステップａで計測した前記データから基準方向を評価するステップであって、前記基準方向は、心臓の解剖学的構造に関する磁気モーメントおよび／または電流の公知の方向を用いた、心臓の磁気活動および／または電気活動の期間中の、心筋体積内の前記磁気モーメントおよび／または前記電流の平均方向であるステップと、
   ｄ．前記ステップａで計測した前記データから、前記ステップｂで突き止めた前記基準発生源場所で等価単一電流源ＥＳＣＳ（ｅｑｕｉｖａｌｅｎｔ ｓｉｎｇｌｅ ｃｕｒｒｅｎｔ ｓｏｕｒｃｅ）または等価単一磁気源ＥＳＭＳ（ｅｑｕｉｖａｌｅｎｔ ｓｉｎｇｌｅ ｍａｇｎｅｔｉｃ ｓｏｕｒｃｅ）を計算するステップであって、前記ＥＳＣＳまたは前記ＥＳＭＳは、前記ステップｃで評価した前記基準方向に対する電気心臓ベクトルＥＨＶ（ｅｌｅｃｔｒｉｃ ｈｅａｒｔ ｖｅｃｔｏｒ）または磁気心臓ベクトルＭＨＶ（ｍａｇｎｅｔｉｃ ｈｅａｒｔ ｖｅｃｔｏｒ）を表すステップと、
   ｅ．ベクトル心磁図で、前記心臓活動の少なくとも一部の間に、前記ステップｄで計算した前記ＥＨＶおよび／または前記ＭＨＶを記録するステップと
   を備えるベクトル心磁図法。
2. ａ．前記ステップｂで、心臓の強い磁気活動および／または電気活動中に、好ましくは、心臓の強い磁気活動および／または電気活動の期間のうち最も強い磁気活動および／または電気活動中に、好ましくはＲピークまたはＴピーク中に計測したデータを、前記基準発生源場所を突き止めるために使用し、および／または
   ｂ．前記ステップｃで、前記Ｒピーク中に、前記心臓内の前記磁界および／または前記電流の前記基準方向を評価する、
   請求項１に記載のベクトル心磁図法。
3. 前記ステップｂで、前記ステップａで計測した前記データを使用して、疑似電流マップおよび／または磁界マップを算出することにより前記基準発生源場所を突き止める、請求項１または２に記載のベクトル心磁図法。
4. 前記ベクトル心磁図の異なる点で前記ＥＨＶおよび／または前記ＭＨＶ間の方向および／または大きさの差を計算し、前記異なる点は、心臓洞調律中の異なる時点を表す、請求項１〜３のいずれか一項に記載のベクトル心磁図法。
5. Ｔ_maxおよびＴ_endで前記ＥＨＶおよび／または前記ＭＨＶ間の前記方向および／または振幅の差を計算する、請求項４に記載のベクトル心磁図法。
6. 請求項１〜５のいずれか一項に記載の前記方法を実行するように適合されたベクトル心磁図システム。
7. ａ．心臓の活動期間中に被験者の心臓が発生させた１つまたは複数の磁界の３つの直行成分の方向および大きさを計測するための１つまたは複数の磁界センサと、
   ｂ．前記１つまたは複数の磁界センサが計測したデータを使用して、心臓の磁気活動および／または電気活動に関する基準発生源場所を突き止めるための手段であって、前記基準発生源場所は、前記心臓の活動期間中の前記磁気活動および／または前記電気活動の発生源を表すのに適した点発生源である手段と、
   ｃ．前記１つまたは複数の磁界センサが計測した前記データから基準方向を評価するための手段であって、前記基準方向は、心臓の解剖学的構造に関する磁気モーメントおよび／または電流の公知の方向を用いた、心臓の磁気活動および／または電気活動の期間中の、心筋体積内の前記磁気モーメントおよび／または前記電流の平均方向である手段と、
   ｄ．前記１つまたは複数の磁界センサが計測した前記データから、前記基準発生源場所で等価単一電流源ＥＳＣＳまたは等価単一磁気源ＥＳＭＳを計算するための手段であって、前記ＥＳＣＳまたは前記ＥＳＭＳは、前記基準方向に対する電気心臓ベクトルＥＨＶまたは磁気心臓ベクトルＭＨＶを表す手段と、
   ｅ．ベクトル心磁図で、前記心臓活動の少なくとも一部の間に前記ＥＨＶおよび／または前記ＭＨＶを記録するための手段と
   を備える、請求項６に記載のベクトル心磁図システム。
   
   

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