JP2021126156A - 生体磁気計測装置、生体磁気計測プログラム、および、信号処理方法 - Google Patents

Abstract

【課題】呼吸等による生体の位置の変動を考慮して磁気信号を処理することにより、生成される生体の３次元電流分布の精度を向上させ、特に、不整脈発生部位の特定精度を向上させる。【解決手段】この生体磁気計測装置は、被検体の心磁信号を磁気センサで時系列に計測し、計測された心磁信号に含まれる複数のパルス波形を抽出する。抽出された複数のパルス波形の信号値を加算して、加算したパルス数で除した加算平均パルス波形を算出し、この波形に基づいて、電流値を求める。本発明では、パルス波形を抽出する際、被検体の呼気期間および吸気期間のうちの一方の期間のパルス波形を選択し、選択したパルス波形の加算平均パルス波形を算出する。【選択図】図２

Description

本発明は、生体の脳の神経活動や心臓の心筋活動等、生体内の電流が原因で発生する生体の磁場を計測し、画像等を生成する装置に関する。

従来、磁気センサである超伝導量子干渉素子（ＳＱＵＩＤ）を用いて、生体から発生する微弱な磁場の分布を測定し、その測定結果から、生体内部の活動電流を推定し、電流分布をイメージングする多チャンネルの生体磁気計測装置が知られている。生体磁気計測装置において、心臓から発生する磁場を計測する装置は心磁計と呼ばれる。

たとえば特許文献１には、複数のＳＱＵＩＤをマトリックス状に配列し、それぞれのＳＱＵＩＤ（チャンネル）により、微弱な心磁波形を計測し、等磁線図等を生成して表示装置に表示させる心磁計が開示されている。この特許文献１の技術では、心磁波形に含まれる雑音を低減するために、チャンネルごとに、複数のパルス状の心磁波形を加算して、加算回数（加算した心磁波形の数）で除することにより平均化する処理（アベレージング処理）を行っている。具体的には、あるチャンネルにおいて、磁気信号の強度がしきい値を超えた時刻を中心に、所定の時間範囲の波形を選択することにより心磁波形を選択し、同様に選択された他の時刻の心磁波形と加算した後、加算回数で除して平均化している。

近年，非特許文献１に開示されているように、心磁計で得られる心磁図画像を心臓ＣＴ画像と合成する技術が開発されている。例えば、心臓ＣＴ画像（三次元画像）をグレースケールマップにより、心磁図画像(三次元電流分布)をカラーマップによりそれぞれ表し、両者を所望の断面において重畳して表示することが非特許文献１には開示されている。不整脈の発生部位では、電流が最大になるため、合成画像を用いることにより、不整脈発生部位を心臓ＣＴ画像上で特定することができる。

特許第３２２８７０３号公報

Satoshi Aita, et al., Noninvasive Mapping of Premature Ventricular Contractions by Merging Magnetocardiography and Computed Tomography, JACC: Clinical Electrophysiology, VOL. 5, No. 10, 2019: 1144-1157

非特許文献１に記載のように、心磁図画像と心臓ＣＴ画像との合成画像において、不整脈の発生部位の特定精度を向上することは，より正確な治療計画の立案が可能になるため有用である。心磁図画像は、心磁計で計測された心磁信号から三次元電流分布を推定することにより生成される。この推定に用いられる心磁信号は，特許文献１に開示されているように、時系列に計測された心磁信号から、不整脈由来のパルス状の心磁信号を複数抽出し、それらの時相を合わせて加算平均したものである。具体的には、時系列な心磁信号の信号強度にしきい値を設定し、しきい値を超えた時刻を基準時点とし、基準時点ごとにその時点を中心に所定の時間範囲を設定して波形を抽出することにより、信号強度のピークがしきい値を超える複数のパルス状の心磁信号波形を抽出する。抽出した波形を、時相を合わせて加算し、加算回数で除することにより、心磁信号に混入するランダムな磁気雑音を低減した不整脈由来のパルス状の心磁信号波形を得ている。

しかしながら，呼吸によって心臓の位置は、数ｍｍ以上変化している。心磁計のＳＱＵＩＤは、微弱な心磁信号を計測することのできる高い感度を有するため、心臓とＳＱＵＩＤとの距離が数ｍｍ程度変化することによる心磁信号の強度変化は、ＳＱＵＩＤによって検出可能である。一方、上述の特許文献１に記載の複数の心磁信号波形を加算平均して、磁気雑音を低減した心磁信号波形を得る処理方法は、呼吸による心臓の位置変化を考慮していないため、心臓の位置が異なっていても時系列に得られた心磁信号波形を加算する。そのため、特許文献１に記載の方法で得られた心磁信号から三次元電流分布(心磁図）を推定した場合、電流分布の位置に誤差（数ｍｍ以上）を生じる可能性がある。

本発明の目的は、呼吸等による生体の位置の変動を考慮して磁気信号を処理することにより、生成される生体の３次元電流分布の精度を向上させ、特に、不整脈発生部位の特定精度を向上させることにある。

上記目的を達成するために、本発明によれば、以下のような生体磁気計測装置が提供される。すなわち、この生体磁気計測装置は、被検体の心磁信号を時系列に計測する１以上の磁気センサと、計測された心磁信号に含まれる複数のパルス波形を抽出する抽出部と、抽出された複数のパルス波形の信号値を加算して、加算したパルス数で除した加算平均パルス波形を算出する加算平均部と、加算平均パルス波形の心磁信号に基づいて、電流値を求める電流値算出部とを有する。このとき、抽出部は、被検体の呼気期間および吸気期間のうちの一方の期間のパルス波形を選択する呼気／吸気選択部を備えている。加算平均部は、呼気／吸気選択部が選択したパルス波形の加算平均パルス波形を算出する。

本発明は、呼吸等による生体の位置の変動を考慮して磁気信号を処理することにより、生成される生体の３次元電流分布の精度を向上させる。これにより、不整脈発生部位の特定精度を向上させることができる。

本発明の実施形態の生体磁気計測装置の概略構成を示す斜視図。 実施形態の生体磁気計測装置の信号処理部２０の構成を示すブロック図。 実施形態の生体磁気計測装置の信号処理部２０の処理動作を示すフローチャート。 実施形態の信号処理部２０が表示装置１０に表示させる画面例を示す図。 実施形態の信号処理部２０による心磁信号の波形の処理を示す説明図。 実施形態の信号処理部２０が生成した画像の一例を示す図。

本発明の一実施形態の生体磁気計測装置について説明する。

図１は、本発明が実施される生体磁気計測装置の一実施例の概略構成を示すである。

本実施形態の生体磁気計測装置１は、被検体に流れる生体電流から生じる磁場を検出する磁気センサ３と、磁気センサ３を支持するガントリ５と、磁気センサ３に対向する位置に被検体を配置するベッド６と、磁気センサ３の駆動回路７と、磁気センサ３の出力を増幅等するアンプ・フィルタユニット８と、磁気センサ３の出力を処理して三次元電流分布画像を生成する演算装置９と、それに接続された表示装置１０とを備えて構成される。なお、磁気センサ３は、磁気センサ３を冷却するクライオスタット４の内部に配置されている。また、環境磁気雑音の影響を除去するために、生体磁気計測装置１は、磁気シールドルーム２内に設置される。

被検体（ここでは人体）は、生体面（胸部の場合は一般に胸壁に平行な面）が、ベッド６の主平面と略平行になるように、ベッド６に仰向けになる。

クライオスタット４は、被検体の胸部の上方に配置され、クライオスタット４内には冷媒である液体Ｈeが満たされている。クライオスタット４内には、複数の磁気センサ３（以下、一つの磁気センサ３をチャンネルとも呼ぶ）が、マトリクス状（例えば８×８チャンネル）に配置されている。

磁気センサ３はそれぞれ、検出コイルと、超伝導量子干渉素子（ＳＱＵＩＤ＝Superconducting Quantum Interference Device)とを含む。検出コイルは、被検体から発生した磁場を検出し、検出した磁場に応じた磁場を発生し、ＳＱＵＩＤに対して入力（照射）する。ＳＱＵＩＤは、入力された磁場の大きさに応じた電圧を出力する。

駆動回路７は、磁気センサ３ごとに配置され、ＦＬＬ（Flux Locked loop）回路を含んでいる。ＦＬＬ回路は、ＳＱＵＩＤが出力する電圧を積分する積分回路と、帰還コイルとを備えて構成される。帰還コイルは、磁気センサ３の検出コイルからＳＱＵＩＤに対して入力される磁場を打ち消す方向の磁場（キャンセル磁場）を発生し、ＳＱＵＩＤに入力（照射）する。帰還コイルは、発生するキャンセル磁場が、積分回路の出力に対応するように構成されている。これにより、検出コイルおよび帰還コイルからＳＱＵＩＤに入力される磁場は一定（例えばゼロ）に保たれ（磁場ロック）、積分回路の出力電圧は、被検体から発生される磁場と比例する。これにより、駆動回路７は、被検体から発生する微弱な磁場を積分回路の出力電圧に高感度に変換することができる。

アンプ・フィルタユニット８は、各磁気センサ３の駆動回路７から出力される出力電圧（心磁信号）を増幅およびフィルタ処理した後サンプリングすることによりＡ／Ｄ変換し、演算装置９に対して出力する。

演算装置９は、図２に示す信号処理部２０を内蔵している。信号処理部２０は、各チャンネルの心磁信号ごとに不整脈信号を抽出する不整脈信号抽出部２１と、全チャンネル（８×８チャンネル）の不整脈信号から被検体の電流分布を算出し、電流分布画像を生成する電流分布算出部２６と、外部から取り込んだＣＴ画像と電流分布画像とを合成する画像合成部２７とを含む。画像合成部２７が合成した画像は、表示装置１０に表示される。不整脈信号抽出部２１には、オペレータの操作や入力を受け付けるユーザインタフェース（ＵＩ）２５が接続されている。

本実施形態では、不整脈信号抽出部２１には、呼気／吸気選択部２２と、加算平均部２３とが備えられている。

演算装置９は、ＣＰＵ（Central Processing Unit）やＧＰＵ（Graphics Processing Unit）等のプロセッサーと、メモリとを備えたコンピュータ等によって構成され、ＣＰＵが、メモリに格納されたプログラムを読み込んで実行することにより、信号処理部２０の各部の機能をソフトウエアにより実現する。なお、信号処理部２０は、その一部または全部をハードウエアによって実現することも可能である。例えば、ＡＳＩＣ（Application Specific Integrated Circuit）のようなカスタムＩＣや、ＦＰＧＡ（Field-Programmable Gate Array）のようなプログラマブルＩＣを用いて演算装置９を構成し、信号処理部２０の各部の機能を実現するように回路設計を行えばよい。

以下、計測時の信号処理部２０の各部の動作を、図３のフローチャートおよび図４のＵＩ２５が表示装置１０に表示させる画面等を用いて説明する。

まず、磁気センサ３は、被検体からの磁場を検出する。駆動回路７は、被検体から発生する微弱な磁場を心磁信号に高感度に変換する。アンプ・フィルタユニット８は、心磁信号を増幅等した後、Ａ／Ｄ変換し、演算装置９に対して出力する。

演算装置９の信号処理部２０の不整脈信号抽出部２１は、各チャンネル（磁気センサ３）の心磁信号を、所定の時刻Ｔｓから予め定められた計測時間Ｔｍ（ここでは６秒）にわたって、アンプ・フィルタユニット８から受け取る（ステップ３１）。不整脈信号抽出部２１は、受け取った各心磁信号を演算装置９内のメモリに格納する。そして、各チャンネル（磁気センサ３）の磁気信号について、心磁信号の信号値の時系列変化を示すグラフ（図４（ａ）、図５）を生成する。不整脈信号抽出部２１は、生成したグラフを図４（ａ）のように、表示装置１０に表示する。

不整脈信号抽出部２１は、予め定めておいた一つのチャンネルＮ（Ｎ＝１）の計測時間Ｔｍの心磁信号について、加算平均の対象とする不整脈の心磁信号パルスを検出する（ステップ３２）。ここでは不整脈の心磁信号パルス４４，４５，４６のピーク値が、正常心拍の心磁信号パルス５２，５３のピーク値よりも大きいという特徴を利用して、不整脈信号抽出部２１は、不整脈の心磁信号パルス４４，４５，４６のピークをそれぞれ検出する。具体的には、図４（ａ）および図５のように、心磁信号のグラフに予め定めておいた閾値Ｓtを設定し、極大値が閾値Stよりも大きい心磁信号パルス４４，４５，４６のピークを選択する。不整脈信号抽出部２１は、心磁信号パルス４４，４５，４６のピークの極大値の時刻Ｔｐをそれぞれ中心として、Ｔｐから時間Ｔｆを遡った時刻Ｔ１からＴｔ（ここでは７００ミリ秒）経過した時刻Ｔ２までの心磁信号波形を図４（ｂ）のように切り出すことにより、心磁信号パルス４４，４５，４６を含む波形を、それぞれ所定の時間Ｔｔについて切り出し（図５参照）、切り出した波形をそれぞれの極大値の時刻Ｔｐを一致させて配置する。これにより、不整脈信号抽出部２１は、不整脈の心磁信号パルス４４，４５、４６を図４（ｂ）のように選択することができる（ステップ３２）。

つぎに、呼気／吸気選択部２２は、不整脈の心磁信号パルスから、呼気期間の心磁信号パルス、または、吸気期間の心磁信号パルスを選択する（ステップ３３）。すなわち、吸気の期間には胸郭が膨らんで心臓が被検体の前面側に上昇するため心臓が磁気センサ３に近づくため心磁信号の信号値が大きくなり、呼気の期間には胸郭がしぼんで心臓が被検体の背面側に押し下げられるため心臓が磁気センサ３から遠ざかるため心磁信号の信号値が小さくなることを利用し、呼気／吸気選択部２２は、心磁信号パルスの極大値の大きさによって呼気または吸気期間の心磁信号パルスを選択する。

具体的には、呼気／吸気選択部２２は、表示装置１０に図４に記載のように呼気／吸気選択ボタン４７を表示させ、操作者から選択すべき心磁信号パルスが呼気期間のパルスか吸気期間のパルスかの選択をユーザインタフェース２５を介して受け付ける。

呼気／吸気選択部２２は、呼気／吸気選択ボタン４７において呼気期間が選択されているか吸気期間がユーザによって選択されているか判定し（ステップ３３）、吸気期間が選択されている場合には、予め定めておいた一つのチャンネルＮ（Ｎ＝１）の心磁信号において、ステップ３２で選択された不整脈の心磁信号パルス４４，４５，４６のうち、極大値が最も大きい心磁信号パルス４４を基準心磁信号パルスとして選択する（ステップ３４）。そして、基準心磁信号パルス４４の極大値の信号値を中心に、信号値に所定の検出範囲（例えば±１０％）を設定し、この検出範囲内に極大値の信号値が含まれる心磁信号パルスを吸気期間のパルスとして抽出する（ステップ３６）。図４、図５の例では、呼気／吸気選択部２２は、吸気期間の心磁信号パルスとして、心磁信号パルス４４、４５を抽出する。

一方、ステップ３３において呼気期間がユーザによって選択されている場合には、ステップ３５に進み、呼気／吸気選択部２２は、不整脈の心磁信号パルス４４，４５，４６のうち、極大値が最も小さい心磁信号パルス４６を基準心磁信号として選択する（ステップ３５）。そして、呼気／吸気選択部２２は、基準心磁信号パルス４６の極大値の信号値を中心に、信号値に所定の検出範囲（例えば±１０％）を設定し、この検出範囲内に極大値の信号値が含まれる心磁信号パルスを抽出する（ステップ３６）。

不整脈信号抽出部２１の加算平均部２３は、ステップ３６において抽出したチャンネルＮ（Ｎ＝１）の呼気期間（または吸気期間）のすべての心磁信号パルスの信号値を加算し、加算したパルス数で除算することにより、図４（ｃ）に示したような加算平均心磁信号を生成する（ステップ３７）。加算平均部２３により生成された加算平均心磁信号は、微小なノイズ等が除去された波形となっている。

つぎに、信号処理部２０は、別のチャンネルＮ（Ｎ＝Ｎ＋１）の心磁信号パルスから呼気期間（または吸気期間）のパルスを抽出する（ステップ３８）。すなわち、ステップ３６においてチャンネルＮ（Ｎ＝１）に対して抽出したパルスの時刻と同時刻の別のチャンネルＮ（Ｎ＝Ｎ＋１）の心磁信号パルスを選択（抽出）する（ステップ３８）。加算平均部２３は、ステップ３８において抽出した呼気期間（または吸気期間）のパルスを、加算平均する（ステップ３９）。これにより、チャンネルＮ（Ｎ＝Ｎ＋１）の呼気期間（または吸気期間）の不整脈パルスの加算平均心磁信号が得られる。これを、すべてのチャンネルＮについて繰り返す（ステップ４０）。これにより、８×８の２次元マトリクスについてそれぞれ加算平均心磁信号が得られる。

電流分布算出部２６は、２次元マトリクスのチャンネルごとに得られた図４（ｃ）の加算平均心磁信号の信号値を用いて、不整脈の電流分布を算出する。例えば、電流分布算出部２６は、加算平均心磁信号の極大値Tpよりも所定時間Tdだけ時刻をさかのぼった時点T3の信号値（磁場）Sdをチャンネルごとに求めることにより、２次元磁場分布を求める。求めた２次元磁場分布を、予め求めておいた数式により３次元電流分布に変換し、３次元電流分布を表す画像６１を図６のように生成する（ステップ４１）。また、生成した電流分布画像６１において最大電流値の位置を不整脈発生部位６２として表示する。

画像合成部２７は、Ｘ線ＣＴ装置が撮像した心臓の３次元ＣＴ画像６３を受け取る（ステップ４２）。画像合成部２７は、ステップ４１で生成した３次元電流分布画像（心磁図画像）とステップ４２で受け取った３次元ＣＴ画像とを位置合わせして重畳し、合成画像を生成する（ステップ４３）。例えば、心臓ＣＴ画像をグレースケールマップにより、３次元電流分布画像（心磁図画像）をカラーマップによりそれぞれ表し、重畳する（図６参照）。

画像合成部２７は、生成した合成画像を図６のように表示装置１０に表示させる。表示画像は、水平面，冠状面，及び，矢状面等のようにユーザが所望する断面の画像であってもいし、３次元画像であってもよい。

上述してきたように、本実施形態では、呼吸による被検体の位置の変動を考慮して、呼気期間または吸気期間の不整脈信号を選択しているため、生成される生体の３次元電流分布の精度を向上させることができる。よって、ユーザは、精度の高い３次元電流分布図に基づき、不整脈発生部位を精度よく特定することができる。

なお、本実施形態では、呼気期間または吸気期間の不整脈パルスを選択する際に、ユーザから呼気期間または吸気期間のどちらを選択するかを、選択ボタン４７によりユーザから受け付ける構成であったが、本実施形態は、この構成には限定されない。呼気期間または吸気期間のいずれか一方を選択するように、予め定めておく構成としてもよい。

また、ステップ４２において、画像合成部２７がＸ線ＣＴ装置から受け取った３次元ＣＴ画像が、呼気期間に撮影されたものか、吸気期間に撮影されたものかを示す情報をＸ線ＣＴ装置から画像合成部２７が受け取って、それに応じて、呼気期間または吸気期間の不整脈パルスを選択する構成としてもよい。具体的には、Ｘ線ＣＴ装置から受け取った情報が呼気期間か吸気期間かをステップ３３で判定して、判定結果に応じて、基準心磁信号パルスをステップ３４または３５において選択する構成とすればよい。

本実施形態では、ステップ３２において不整脈の心磁信号のパルスを選択する際に、心磁信号の信号値がしきい値Ｓｔ以上のパルスを選択したが、不整脈のパルスを選択する方法は、この方法に限られるものではない。例えば、ユーザが図４（ａ）のグラフを見ながらパルスを選択する構成としてもよい。

なお、上述の実施形態では、ステップ４１において、加算平均心磁信号のある時点T3の心磁信号の値から３次元電流分布を算出する例について説明したが、本実施形態はこの算出方法に限定されるものではなく、加算平均心磁信号に基づいて電流分布を算出する方法であればどのような方法を用いてもよい。例えば、加算平均心磁信号の時間積分値を用いて電流分布を算出することができる。

また、ステップ４３において画像合成部２７が合成画像を生成する際の、３次元電流分布画像（心磁図画像）の表示方法は、カラーマップに限られない。例えば、等電流線図によって電流分布を表す画像を生成してもよい。

１…生体磁気計測装置、２…磁気シールドルーム、３…磁気センサ、４…クライオスタット、５…ガントリ、６…ベッド、７…駆動回路、８…アンプ・フィルタユニット、９…演算装置、１０…表示装置、２０…信号処理部、２１…不整脈信号抽出部、２２…呼気／吸気選択部、２３…加算平均部、２５…ユーザインタフェース（ＵＩ）、２６…電流分布算出部、２７…画像合成部、５２、５３…正常心拍の心磁信号パルス、４４，４５，４６…不整脈の心磁信号パルス、４７…呼気／吸気選択ボタン

Claims (11)

1. 被検体の心磁信号を時系列に計測する１以上の磁気センサと、
   計測された前記心磁信号に含まれる複数のパルス波形を抽出する抽出部と、
   抽出された複数のパルス波形の信号値を加算して、加算したパルス数で除した加算平均パルス波形を算出する加算平均部と、
   前記加算平均パルス波形の心磁信号に基づいて、電流値を求める電流値算出部とを有し、
   前記抽出部は、前記被検体の呼気期間および吸気期間のうちの一方の期間のパルス波形を選択する呼気／吸気選択部を備え、
   前記加算平均部は、前記呼気／吸気選択部が選択したパルス波形の加算平均パルス波形を算出することを特徴とする生体磁気計測装置。
2. 請求項１に記載の生体磁気計測装置であって、前記抽出部は、不整脈の心磁信号のパルス波形を抽出し、
   前記呼気／吸気選択部は、前記不整脈の心磁信号のパルス波形のうち、前記呼気期間および吸気期間のうちの一方の期間のパルス波形を選択することを特徴とする生体磁気計測装置。
3. 請求項１に記載の生体磁気計測装置であって、前記呼気／吸気選択部は、ユーザからパルス波形を選択すべき期間が呼気期間か吸気期間かを受け付け、受け付けた期間のパルス波形を選択することを特徴とする生体磁気計測装置。
4. 請求項１に記載の生体磁気計測装置であって、前記抽出部は、前記磁気センサで検出された時系列の心磁信号から信号強度が所定の閾値を超えるパルス波形を抽出することを特徴とする生体磁気計測装置。
5. 請求項１に記載の生体磁気計測装置であって、前記呼気／吸気選択部は、前記吸気期間のパルス波形を選択する場合、前記抽出部が抽出した複数のパルス波形のうち極大値が最大のパルス波形を基準心磁信号パルスとして選択し、前記基準心磁信号パルスの極大値を中心に所定の範囲内に極大値を有する前記パルス波形を選択することを特徴とする生体磁気計測装置。
6. 請求項１に記載の生体磁気計測装置であって、前記呼気／吸気選択部は、前記呼気期間のパルス波形を選択する場合、前記抽出部が抽出した複数のパルス波形のうち極大値が最小のパルス波形を基準心磁信号パルスとして選択し、前記基準心磁信号パルスの極大値を中心に所定の範囲内に極大値を有する前記パルス波形を選択することを特徴とする生体磁気計測装置。
7. 請求項１に記載の生体磁気計測装置であって、Ｘ線ＣＴ装置からＣＴ画像を受け取って、前記電流値を示す画像と重畳させた画像を生成する画像合成部をさらに有することを特徴とする生体磁気計測装置。
8. 請求項７に記載の生体磁気計測装置であって、前記呼気／吸気選択部は、前記ＣＴ画像が呼気期間に撮像した画像である場合は、呼気期間のパルス波形を選択し、前記ＣＴ画像が吸気期間に撮像した画像である場合は、吸気期間のパルス波形を選択することを特徴とする生体磁気計測装置。
9. 請求項８に記載の生体磁気計測装置であって、前記呼気／吸気選択部は、前記ＣＴ画像とともにＸ線ＣＴ装置から、前記ＣＴ画像が撮像された期間が呼気期間か吸気期間かの情報を受け取って、それに応じてパルス波形を選択することを特徴とする生体磁気計測装置。
10. コンピュータに、
    時系列に計測された被検体の心磁信号に含まれる複数のパルス波形を抽出するステップと、
    抽出された複数のパルス波形の信号値を加算して、加算したパルス数で除した加算平均パルス波形を算出するステップと、
    前記加算平均パルス波形の心磁信号に基づいて、電流値を求める電流値算出ステップとを実行させる生体磁気計測プログラムであって、
    前記パルス波形を抽出するステップは、前記被検体の呼気期間および吸気期間のうちの一方の期間のパルス波形を選択し、
    前記加算平均パルス波形を算出するステップは、選択された前記呼気期間および吸気期間のうちの一方の期間のパルス波形の加算平均パルス波形を算出することを特徴とする生体磁気計測プログラム。
11. 時系列に計測された被検体の心磁信号に含まれる複数のパルス波形を抽出するステップと、
    抽出された複数のパルス波形の信号値を加算して、加算したパルス数で除した加算平均パルス波形を算出するステップと、
    前記加算平均パルス波形の心磁信号に基づいて、電流値を求める電流値算出ステップとを含み、
    前記パルス波形を抽出するステップは、前記被検体の呼気期間および吸気期間のうちの一方の期間のパルス波形を選択し、
    前記加算平均パルス波形を算出するステップは、選択された前記呼気期間および吸気期間のうちの一方の期間のパルス波形の加算平均パルス波形を算出することを特徴とする信号処理方法。

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