JP3712348B2 - 心房粗動および心房細動の心臓磁界診断装置およびその作動方法 - Google Patents
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Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】
この発明は、心臓磁界診断装置および電気的旋回路の同定方法に関し、より特定的には、心房粗動および心房細動の原因となる心筋内の異常な興奮伝播回路の３次元的発生位置を非接触磁気計測により非侵襲的に診断するための心臓磁界診断装置および電気的旋回路の同定方法に関する。
【０００２】
【従来の技術】
従来、心疾患の診断を行なうために、心電図を記録する方法が一般的に採用されている。
【０００３】
しかしながら、従来の心電図法では、たとえば心臓手術の際に治療すべき部位の位置、大きさ、形状を推定するためには不十分であり、患部位置の満足できる推定を行なうことができなかった。
【０００４】
これは、心電図法が間接的な計測方法であることによる。すなわち、心臓から体表面までに存在する組織、心臓と他の臓器や骨との位置的関係、心臓の大きさ、人体の各組識ごとの電気伝導率などが被験者ごとに大きく異なるため、心電図のような間接的計測で得られる情報では患部位置を正確に特定することは極めて困難であった。
【０００５】
このような間接的計測法による問題点に鑑み、より直接的な患部位置の同定方法が採用されている。
【０００６】
たとえば、外科的開胸手術によって暴露した心臓に、針電極を直接刺し、または網状電極を接触させることにより、多点同時の心筋電位計測を行ない、患部位置を正確に推定する方法が採用されている。しかしながら、開胸手術そのものは患者の負担が大きく、しかも開胸手術中に行なわれる患部位置同定のための多点同時心筋電位測定およびそのデータ解析に長時間を要するため、開胸手術自体が長時間化してしまうという問題点がある。
【０００７】
このため、短時間で高精度の患部位置の推定を可能にする方法が強く要望されていた。
【０００８】
また、他の直接的な方法として、カテーテルを用いた診断・治療法も近年採用されている。この方法は、カテーテル先端部に電極とヒータとを具備したカテーテルを被験者の体内に挿入し、胸部Ｘ線透視を行ないながら電気生理学的検査を行なうことによって患部位置を特定するとともに、高周波を用いたカテーテル焼灼法と呼ばれる方法により標的部位を急速加熱することにより迅速な治療を行なう方法である。
【０００９】
しかしながら、この方法では、電気生理学的検査に時間を要するため、胸部Ｘ線透視による医師および放射線技師のＸ線被爆量が大きいという問題がある。
【００１０】
一方、さまざまな心疾患の中で、心房粗動および心房細動は、心筋内に異常な興奮伝播回路が形成されることにより引き起こされることが知られている。より詳細に説明すると、心房粗動は、三尖弁輪周辺でマクロ・リエントリ（macro re-entry）回路と呼ばれる異常な電気的旋回路が形成されることにより、そして心房細動は、心房内で多数のマイクロ・リエントリ（micro re-entry）回路と呼ばれる異常な電気的旋回路が形成されること（multiple wavelet theory）により引き起こされる。最近の研究では、発作性心房細動の初期においては、肺静脈の局所における発火（firing）亢進がその誘引であることが知られている。
【００１１】
心房粗動および心房細動の治療のためには、これらのリエントリ回路や肺静脈局所における発火部位を同定することが重要である。しかしながら、上述のように心電図法による間接的計測では正確な同定は困難であり、また外科的開胸手術時の心筋電位計測やカテーテルを用いた電気生理学的検査のような直接的検査では患者や医師に対する負担が大きい。
【００１２】
そこで、これらのリエントリ回路や肺静脈局所における発火部位を非侵襲的に診断することが強く望まれている。
【００１３】
一方、地磁気の１０億分の１程度の磁束を高感度に検出することができる超電導量子干渉素子（Superconducting Quantum Interference Device：以下、ＳＱＵＩＤと略する）を用いたＳＱＵＩＤ磁束計がさまざまな分野で応用されている。特に、前述のように非侵襲性の計測が強く要望されている生体計測の分野では、ＳＱＵＩＤ磁束計を用いた人体の非接触磁気計測が試みられている。
【００１４】
特に、近年の薄膜素子製造技術の進歩によりＤＣ−ＳＱＵＩＤが開発されたことにより、ＳＱＵＩＤ磁束計を用いて心臓の磁界分布である心磁図を計測することが試みられつつある。
【００１５】
【発明が解決しようとする課題】
しかしながら、心磁図だけでは、人体内における患部の位置、大きさ、形状を直接表示することはできず、心臓内における電気的旋回路の相対的な位置関係を医師に的確に知らせることが困難であった。
【００１６】
このため、心房粗動および心房細動の診断に際し、原因となる心筋内の異常な興奮伝播回路の位置を同定するために、心磁図が示す心磁界分布から心筋内の電流活動を可視化する方法が提案されてきた。そのような方法として、１つまたは複数個の電流ダイポールで磁場源を模倣して可視化する方法が採用されてきた。しかし、マイクロ・リエントリ回路が多数存在する場合には、その個数やそれぞれの回路の位置を正確に同定することができないという問題があった。また、このような方法では、設定される初期値次第で磁場源の模倣結果が異なってしまうという問題があった。
【００１７】
それゆえに、この発明の目的は、心房粗動および心房細動の診断に際し、非侵襲的な磁気計測により得られた心筋内の３次元電気的活動状態を示すデータに基づいて、心筋内における異常な電気的旋回路の位置関係を安全、迅速かつ高精度に同定することができる心臓磁界診断装置および電気的旋回路の同定方法を提供することである。
【００１８】
【課題を解決するための手段】
この発明による心房粗動および心房細動の心臓磁界診断装置は、磁界分布計測手段と、第１の演算手段と、第２の演算手段と、表示手段とを備える。磁界分布計測手段は、被験者の胸部上の複数の座標における非接触磁気計測により複数の座標に対応する複数の磁界時系列データを取得し、かつ複数の磁界時系列データに基づいて胸部上の磁界分布時系列データを生成する。第１の演算手段は、生成された磁界分布時系列データに基づいて被験者の心筋内の３次元電気的活動状態を示すデータを生成する。第２の演算手段は、別途供給された被験者の胸部断層画像データを加工して解剖学的画像を示すデータを生成する。表示手段は、第１の演算手段により生成されたデータが示す心筋内の３次元電気的活動状態の画像を、第２の演算手段により生成されたデータが示す解剖学的画像に重ね合わせて表示する表示処理を行なう。これにより、心筋内の異常な電気的旋回路を３次元的に同定することができる。
【００１９】
好ましくは、第１の演算手段によって生成される心筋内の３次元電気的活動状態を示すデータは、心筋内の電流密度分布時系列データであり、表示手段は、電流密度分布時系列データに基づいて、解剖学的画像上に複数の異常な電気的旋回路の位置を３次元的に表示する。
【００２０】
この発明の他の局面に従うと、心房粗動および心房細動の心臓磁界診断装置は、磁界分布計測手段と、演算手段と、表示手段とを備える。磁界分布計測手段は、被験者の胸部上の複数の座標における非接触磁気計測により複数の座標に対応する複数の磁界時系列データを取得し、かつ複数の磁界時系列データに基づいて胸部上の磁界分布時系列データを生成する。演算手段は、生成された磁界分布時系列データに基づいて被験者の心筋内の３次元電気的活動状態を示すデータを生成する。表示手段は、演算手段により生成されたデータに基づいて、被験者の心臓の洞結節からヒス束−プルキンエ繊維系への刺激伝播経路を示す画像と、心筋内の異常な電気的旋回路を示す画像とを重ね合わせて表示する表示処理を行なう。これにより、心筋内の異常な電気的旋回路を３次元的に同定することができる。
【００２１】
好ましくは、演算手段によって生成される心筋内の３次元電気的活動状態を示すデータは、心筋内の電流密度分布時系列データであり、表示手段は、電流密度分布時系列データに基づいて、刺激伝播経路を示す画像上に複数の異常な電気的旋回路の位置を３次元的に表示する。
【００２２】
この発明の他の局面に従うと、心房粗動および心房細動の電気的旋回路の同定方法は、被験者の胸部上の複数の座標における非接触磁気計測により取得された複数の座標に対応する複数の磁界時系列データに基づいて生成された胸部上の磁界分布時系列データに基づいて、被験者の心筋内の３次元電気的活動状態を示す第１のデータを生成するステップと、別途供給された被験者の胸部断層画像データを加工して解剖学的画像を示す第２のデータを生成するステップと、第１のデータが示す心筋内の３次元電気的活動状態の画像を、第２のデータが示す解剖学的画像に重ね合わせて表示することにより、心筋内の異常な電気的旋回路を３次元的に同定することを可能にするステップとを備えている。
【００２３】
好ましくは、第１のデータが示す心筋内の３次元的電気活動状態は、心筋内の電流密度分布である。
【００２４】
この発明のさらに他の局面に従うと、心房粗動および心房細動の電気的旋回路の同定方法は、被験者の胸部上の複数の座標における非接触磁気計測により取得された複数の座標に対応する複数の磁界時系列データに基づいて生成された胸部上の磁界分布時系列データに基づいて、被験者の心筋内の３次元電気的活動状態を示すデータを生成するステップと、生成されたデータに基づいて、被験者の心臓の洞結節からヒス束−プルキンエ繊維系への刺激伝播経路を示す画像と、心筋内の異常な電気的旋回路を示す画像とを重ね合わせて表示することにより、心筋内の異常な電気的旋回路を３次元的に同定することを可能にするステップとを備える。
【００２５】
好ましくは、データが示す心筋内の３次元電気的活動状態は、心筋内の電流密度分布である。
【００２６】
したがって、この発明によれば、非侵襲的な磁気計測により得た心筋内の３次元電気的活動状態を示す画像を、他の医用診断装置で撮影された同一被験者の胸部断層画像データを加工して得られた解剖学的画像上に重ね合わせて表示することにより、心房粗動および心房細動の原因となる異常な電気的旋回路の心筋内における位置関係を医師が安全、迅速かつ高精度に同定することが可能となる。
【００２７】
さらに、この発明によれば、非侵襲的な磁気計測により得た心筋内の３次元電気的活動状態を示す画像を、同一被験者の心臓の洞結節からヒス束−プルキンエ繊維系への刺激伝播経路を示す画像上に重ね合わせて表示することにより、心房粗動および心房細動の原因となる異常な電気的旋回路の心筋内における位置関係を医師が安全、迅速かつ高精度に同定することが可能となる。
【００２８】
【発明の実施の形態】
以下、この発明の実施の形態を図面を参照して詳しく説明する。なお、図中同一または相当部分には同一符号を付してその説明は繰返さない。
【００２９】
［実施の形態１］
図１は、この発明の実施の形態１による、心房粗動および心房細動の心臓磁界診断装置の構成を概略的に示す機能ブロック図である。
【００３０】
図１を参照して、磁界分布計測装置１は、たとえば、後で詳述するＳＱＵＩＤ磁束計のような計測手段を用いて、被験者の胸部上の複数の座標における非接触磁気計測を行ない、複数の座標に対応する複数の磁界時系列データを取得する。そして、取得した複数の磁界時系列データに基づいて、胸部上の、すなわち心臓磁場の磁界分布時系列データを生成して出力する。
【００３１】
磁界分布計測装置１によって計測された心臓の磁界分布時系列データに基づいて、第１の演算装置２は、たとえば、後述する種々の公知の計算手法を用いて、心筋内の３次元電気的活動状態を示す第１のデータを生成して出力する。
【００３２】
一方、核磁気共鳴（ＭＲＩ）法、Ｘ線ＣＴ法、心エコー図法、心筋ＳＰＥＣＴ法などの断層診断装置によって別途得られた同一被験者の胸部の断層画像データ（複数枚の断層画像のデータを含む）が、第２の演算装置３に与えられ、第２の演算装置３は、これらの断層画像データを加工して３次元的な解剖学的画像を示す第２のデータを生成して出力する。
【００３３】
ここで、上述の第１のデータを画像で表現すると、第１の演算装置２で得られた電気的活動状態がたとえば心筋内の電流密度分布であるときには、電流密度分布を表わす画像の濃淡の局所的旋回に着目することによって、電気的旋回路の３次元的な同定が可能となる。
【００３４】
表示装置４は、第１の演算装置によって生成された第１のデータが示す心筋内の３次元電気的活動（たとえば電流密度分布）を示す画像を、第２の演算装置３によって生成された第２のデータが示す被験者の胸部の３次元的解剖学的画像に重ね合わせて表示する。この結果、解剖学的画像上において心筋内の電気的旋回路の位置関係を３次元的に同定することができる。
【００３５】
次に、図２は、図１に示したこの発明の実施の形態１による心臓磁界診断装置の構成をより具体化して示したブロック図である。
【００３６】
図２を参照して、磁界分布計測装置１は、磁気シールドルーム（Magnetic Shield Room：以下、ＭＳＲ）１１内において、被験者１２の胸部上において非接触の磁気計測を行なうように設置された、ＳＱＵＩＤ磁束計を内蔵するデュワー１３と、磁界分布データの演算部１４とを備えている。
【００３７】
デュワー１３内には液体ヘリウムが満たされて超電導が生じる低温系の環境が形成されており、その中に、超電導体からなる検出コイルで構成されたＳＱＵＩＤ磁束計が収納されている。
【００３８】
図３は、図２に示したＭＳＲ１１内のデュワー１３内の超低温系に設置されるＳＱＵＩＤ磁束計１５、および常温系のＭＳＲ１１内に設置される演算部１４をより詳細に示すブロック図である。
【００３９】
なお、図３に示した構成は、被験者の胸部上の１点の磁界データを計測するための１チャネル分の構成である。後述するように、この発明では、被験者の胸部上において複数の座標における磁場の多点同時計測を行なう。したがって、図２のＭＳＲ１１内には、図３に示す１チャネル分の構成が、計測に必要な複数チャネル分設けられていることになる。
【００４０】
以下に、図３を参照して、１チャネル分のＳＱＵＩＤ磁束計による磁界データの生成について説明する。
【００４１】
まず、ＳＱＵＩＤ磁束計１５は、被験者の胸部表面から発生する磁場を検出するための、超電導体からなるピックアップコイル１６を備える。ピックアップコイル１６が磁場を捉えると電流が流れ、この電流はコイル１７に引き込まれてＮｂシールド２０内に磁場を生じさせる。
【００４２】
この結果、この磁場に対して線形に変化する磁場が超電導ループ１８内に形成され、この超電導ループ１８の両端の電圧を、常温系のＭＳＲ１１内に設置された演算部１４の増幅器によって検出し、演算部１４は、検出電圧に変化が生じないよう、Ｎｂシールド２０内のモジュレーションコイル１９に流れる電流を調整する。
【００４３】
すなわち、このＳＱＵＩＤによる生体の磁場の検出は、発生する磁場を直接計測するものではなく、いわゆるゼロ位法を用いて、超電導リング１８内の磁場が常に一定値となるようにフィードバックをかける（具体的にはモジュレーションコイル１９に流れる電流を調整してモジュレーションコイル１９に発生する磁場を制御することにより、超電導ループ１８内に常に一定の磁場が生じるようにする）ことにより、ピックアップコイル１６で検出される磁場を、演算部１４が電気信号に変換して出力するものである。このようなフィードバックの手法は通常、フラックスロックトループ（flux locked loop：以下、ＦＬＬ）と呼ばれる周知の技術である。
【００４４】
このようなＳＱＵＩＤ磁束計１５およびその演算部１４は周知の技術であるため、これ以上の説明を省略する。
【００４５】
前述のように、図３に示した構成は、１チャネル分の磁界データの計測に必要な構成であり、被験者の胸部前面上における１点で計測された磁場の磁界時系列データを示す電気信号を出力するものである。
【００４６】
この発明では、前述のように被験者の胸部前面に多くのセンサ（ＳＱＵＩＤ磁束計）を配列し、胸部前面上の磁場を多点測定しようとするものである。磁場は時間的に変化するものであり、たとえば１心拍に相当する期間中においても、測定場所が異なれば磁場は場所に応じた異なる変化をする。
【００４７】
図４は、被験者の胸部前面上における複数のセンサ（各々が１チャネルのＳＱＵＩＤ磁束計）の配置の一例を示す図である。また、図５は、図４の複数のセンサのそれぞれの位置に対応してそれぞれのセンサから得られた、１心拍期間における磁場の変化を示す１群の磁界時系列データを示している。
【００４８】
図２に示す磁界分布計測装置１から出力されるデータは、図５に示すような複数の測定位置（座標）に対応する１群の磁界時系列データであるが、ある特定の時刻に着目してこれらの１群の磁界時系列データを捉えると、測定対象である胸部前面上におけるある時刻の磁場の強さの分布状態を示す実際の山谷の様子をグラフ（図）で表現するのは困難なので、天気図の気圧のように等高線図で表現している磁界分布データが得られる。この意味からも、磁界分布計測装置１から出力されるデータは、胸部前面上の磁界分布時系列データとして捉えることができる。
【００４９】
磁界分布計測装置１から出力されるこのような１群の磁界時系列データ、すなわち磁界分布時系列データは、図２の第１の演算装置２に与えられる。この第１の演算装置２は、ある時刻の磁界分布データに基づいてその瞬間における胸部内の電気的活動、たとえばその瞬間に流れる胸部内の電流密度を求めるように機能する。
【００５０】
磁界分布計測装置１によって生成された磁界分布時系列データから、測定対象となる人体内の部位（この発明では心臓）における３次元的な電気的活動の情報、たとえば当該部位を流れる電流密度分布を第１の演算装置２で求める手法について説明する。
【００５１】
図６は、このような電流密度を求める方法を模式的に説明する図である。以下に説明する方法では、解析しようとする人体内の特定の１つの部位に仮に電流センサ（仮想センサ）が設けられていたとすれば、あたかもそこに流れるはずの電流を間接的に算出しようとするものである。このため、人体胸部前面に設置されたすべてのセンサ（ＳＱＵＩＤ磁束計）から得られる磁界時系列データにある係数をかけてその総和を取ることによって、当該仮想センサの電流出力を得ることができる。そして、この係数をどのように求めるかがこの演算における中心的な課題となる。
【００５２】
以下に、図６を参照して、電流密度を求める手法についてより詳細に説明する。まず、人体表面（胸部前面）上に、総数がＮ個の磁界センサが配列されているものとする。一方、解析対象である人体（胸部、特に心臓）を、各々が小さなブロックであるボクセルの集合体とみなす。ここで、ボクセルの総数をＭ個とする。
【００５３】
各センサｊから得られる磁界時系列データをＢｊ（ｔ）とし、各センサ出力（Ｂj（ｔ）に対応するボクセルｉの空間フィルタ係数をβijとする。
【００５４】
ここで、ボクセルｉに仮想電流センサがあるものと考えた場合、当該仮想電流センサから得られる電流密度に対応する仮想センサ出力をＳi（ｔ）とすると、Ｓi（ｔ）は次式で定義される。
【００５５】
【数１】
【００５６】
したがって、空間フィルタ係数βijが決まれば、各ボクセルｉにおける電流密度を得ることができ、解析対象全体における３次元的電流密度分布を得ることができる。
【００５７】
上述の空間フィルタ係数βijを、対応するボクセルｉの分布電流に対してのみ鋭敏な感度を有するように設定する手法としては、ＳＡＭ（Synthetic Aperture Magnetometry）、ＭＵＳＩＣ（Multiple Signal Classification）などの種々の手法を用いることができる。ＳＡＭやＭＵＳＩＣは、これまで、レーダやソナーなどの分野で研究開発が行なわれてきたものであり、それぞれの手法は周知であるが、未だ心臓磁界の診断に応用されたことはない。
【００５８】
ＳＡＭやＭＵＳＩＣの手法によって空間フィルタ係数を用いて求められた各ボクセルのリアルタイムに算出された仮想センサ出力は、非常に高いリアルタイム性を有するという利点を有している。
【００５９】
ＳＡＭやＭＵＳＩＣの技術そのものは周知であり、またこれらの手法を用いて空間フィルタ係数を求めるアルゴリズムは極めて複雑なため、ここではその詳細な説明を省略するが、ＳＡＭについては、１９９９年発行のProceedings of the 11th International Conference on Biomagnetismの“Reent Advances in Biomagnetism”（Tohoku University Press発行）の第３０２頁から第３０５頁のRobinson SE および Vrba J による“Functional Neuroimaging by Synthetic Aperture Magnetometry（SAM）”に詳細に説明されている。ＭＵＳＩＣについては、平成９年１月２５日発行の原宏および栗城真也による「脳磁気科学−ＳＱＵＩＤ計測と医学応用−」（オーム社）の第１１７頁から第１１９頁に詳細に説明されている。
【００６０】
このようにして、第１の演算装置２は、磁界分布計測装置１によって生成された磁界分布データから解析対象である心臓内の３次元的電流密度分布を示す時系列データを生成して表示装置４の一方入力に与える。
【００６１】
一方、図２に示す第２の演算装置３には、図示しない他の断層診断装置、たとえばＭＲＩ法、Ｘ線ＣＴ法、心エコー図法、心筋ＳＰＥＣＴ法などを用いて心電図同期トリガをかけて撮影された同一被験者の胸部の複数のスライス画像（たとえば５ミリピッチで十数枚程度）の画像データが入力される。
【００６２】
第２の演算装置３は、これらの複数のスライス画像のデータを加工（補間）して所定視点から３次元透視変換を施し、解剖学的画像を示す第２のデータを生成する。このように複数のスライス画像から３次元的な解剖学的画像を形成する技術は周知であり、たとえば特開平１１−１２８２２４号公報、国際公開ＷＯ９８／１５２２６号公報などに詳細に開示されている。したがって、その詳細はここでは説明しない。
【００６３】
このようにして、第２の演算装置３は、同一被験者の心臓付近の胸部の３次元的な解剖学的画像を示す第２のデータを生成し、表示装置４の他方入力に与える。
【００６４】
図２の表示装置４は、第２の演算装置３からの第２のデータに基づいて形成した被験者の胸部の３次元的な解剖学的画像上に、第１の演算装置２からの第１のデータに基づいて形成した心筋内の３次元的電流密度分布を示す画像を重ね合わせて表示する。
【００６５】
図７の（ａ），（ｂ）は各々、表示装置４によって表示される３次元的な解剖学的画像に重ね合わされた３次元的電流密度分布のリアルタイム表示の態様を示す図であり、（ａ）と（ｂ）とでは、時間の推移により電流密度分布が経時的に変化している。
【００６６】
図７の（ａ），（ｂ）の各々は、たとえば被験者の胸部を５ミリピッチでスライスして得た５枚程度の断層画像を補間処理した３次元的画像であり、実際の表示画像の奥行き感を図面上で表現することは困難である。図７（ａ），（ｂ）の各図では、各画像を構成する線図が重複した複数の線図によって表現されていることから、複数のスライス画像の合成により形成された奥行き感のある立体的な解剖学的画像であることを推測することができる。
【００６７】
なお、図７の（ａ），（ｂ）の各々において、断層像の上側が人体の前面であり、下側が背面である。また（ａ），（ｂ）の各断層像は、下側（足側）から見た断層像である。
【００６８】
図７の（ａ），（ｂ）の各々において、Ａで示す円の集合は、３次元的解剖学的画像に重ね合わされた３次元的電流密度分布を表示するものであり、各円の径の大きさが電流密度の大きさを表わしている。また、電流密度の大小は、画面上の特定の色の濃淡で表示することもできる。
【００６９】
また、図８は、図７の（ａ），（ｂ）のような深さのある立体的解剖学的画像のある深さにおける断層画像を抽出して表示するものであり、同様にＡで示す円の集合が当該断層画像上における電流密度分布を表わしている。
【００７０】
このように、深さのある３次元的な解剖学的画像上に心筋内の３次元的電流密度分布を表示することにより、医師は解剖学的画像上における心筋内の電流密度分布の相対的な位置関係を的確に把握することができる。特に、表示された電流密度分布が局所的旋回を示しているときには、心房粗動および心房細動の原因となる電気的旋回路の生じている心筋内の患部の位置、大きさ、および形状を的確に診断することができる。
【００７１】
図９は、以上の実施の形態１による心臓磁界診断装置によって実行される心筋内の電流密度分布（特に、異常な電気的旋回路）の同定方法を示すフロー図である。
【００７２】
図９を参照すると、まずステップＳ１において、磁界分布計測装置１により、人体胸部上の複数の座標において非接触磁気計測を行ない、複数の時系列データを生成し、必要であれば記録する。なお、第１の演算装置２における前述のＳＡＭまたはＭＵＳＩＣによる演算は、リアルタイムで供給される時系列データに対して実行可能である。
【００７３】
次に、ステップＳ２において、予め心電図同期トリガをかけて撮影した複数のＭＲＩ画像に対して、第２の演算装置３により補間演算（所定視点からの３次元透視変換）を施し、３次元の解剖学的画像を得る。
【００７４】
次に、ステップＳ３において、解析の初期時刻をｔs、解析の終了時刻をｔe、解析の時間間隔をΔｔと定める。
【００７５】
次に、ステップＳ４において、解析時刻ｔに初期時刻ｔsを代入して解析を開始する。そして、ステップＳ５において、解析時刻ｔが終了時刻ｔeに達するまで、以下の処理を行なう。
【００７６】
すなわち、ステップＳ６において、第１の演算装置２により指定解析時刻ｔにおける心臓磁界分布データをＳＡＭ法またはＭＵＳＩＣ法で処理して心筋内電流密度分布データを得る。
【００７７】
次に、ステップＳ７において、表示装置４により、心筋内電流密度分布データを、所定始点から３次元透視変換を施した解剖学的画像に重ね合わせて表示する。
【００７８】
次に、ステップＳ８において解析時刻ｔにΔｔを加算する。
これらのステップＳ６〜Ｓ８の処理が、解析時刻ｔが終了時刻ｔeに達したことがステップＳ５で判断されるまで繰返され、終了時刻ｔeに達すると、解剖学的画像に重ね合わされた心筋内電流密度分布データの表示を終了する。
【００７９】
以上のように、この発明の実施の形態１によれば、ＳＱＵＩＤ磁束計を用いた被験者の胸部上の非侵襲的な磁気計測によって得られた心筋内の電流密度分布を示す画像を３次元的解剖学的画像に重ねて表示することにより、心房粗動および心房細動の原因となる心筋内の異常な興奮伝播回路、すなわち電気的旋回路の解剖学的位置関係、大きさ、形状を医師が３次元的に同定することが可能となる。
【００８０】
このため、外科的開胸手術時に多点同時の心筋電位計測を行なわなくても、心房粗動および心房細動の原因となる異常な興奮伝播回路を、安全、迅速、かつ高精度に同定することが可能となり、開胸手術の手術時間を著しく短縮することができ、患者の負担を軽減することができる。
【００８１】
また、胸部Ｘ線透視をしながらカテーテルによる電気生理学的検査を行なっていた従来の診断方法を用いなくても、上述のように異常な興奮伝播回路を安全、迅速、かつ高精度に同定することが可能となるため、医師や放射線技師のＸ線被爆時間を著しく短縮することができ、医師および放射線技師の負担を軽減することができる。
【００８２】
また、この実施の形態１による電気的旋回路の同定方法を、高周波によるカテーテル焼灼法と併用することにより、低侵襲性の手術で心房粗動および心房細動を治療することができ、患者の負担をさらに軽減することができる。
【００８３】
さらに、この実施の形態１では、心筋内の電気的活動状態を示すデータとして電流密度分布を計測しているので、心筋内電流密度分布と、生存心筋に関する医学的知見との整合性を容易にとりながら診断を行なうことができる。
【００８４】
［実施の形態２］
上述の実施の形態１では、解剖学的画像を形成するために、被験者の多数の断層像を得る必要があり、ＭＲＩ法、Ｘ線ＣＴ法等による検査を事前に行なっていた。このため、検査回数が多くなり、患者の負担となるとともに、検査と直結した治療を行なうことができなかった。
【００８５】
この発明の実施の形態２は、解剖学的画像の形成を不要とすることにより、検査回数を減らし、診断と検査とを直結して実施することができる心臓磁界診断装置および電気的旋回路の同定方法を提供するものである。
【００８６】
図１０は、この発明の実施の形態２による、心房粗動および心房細動の心臓磁界診断装置の構成を概略的に示す機能ブロック図である。
【００８７】
図１０を参照して、磁界分布計測装置１については、実施の形態１に関連して既に説明したので、ここでは繰返して説明しない。
【００８８】
磁界分布計測装置１によって生成された磁界分布時系列データは、演算装置５に与えられる。演算装置５は、与えられた磁界分布時系列データに基づいて、先に述べたＳＡＭ法あるいはＭＵＳＩＣ法等の計算手法を用いて心筋内の３次元電気的活動状態、たとえば３次元的電流密度分布を示すデータを生成する。そして、演算装置５は、生成した３次元的電流密度分布データに基づいて、心電図のＰ波からＱＲＳ群に相当する期間の心臓内の興奮（刺激）伝播経路を示すデータと、電流密度分布を示すデータとを重ね合わせて、表示装置６に与える。
【００８９】
表示装置６は、演算装置５によって生成されたデータが示す心筋内の電流密度分布を示す画像を、同じく演算装置５によって求められた心電図のＰ波からＱＲＳ群の期間に相当する興奮伝播経路の３次元的画像に重ね合わせて表示する。この結果、実施の形態１のような解剖学的画像を用いなくても、心筋内の電気的旋回路の位置関係を３次元的に同定することが可能となる。
【００９０】
次に、図１１は、図１０に示したこの発明の実施の形態２による心臓磁界診断装置の構成をより具体化して示したブロック図である。
【００９１】
図１１を参照して、磁界分布計測装置１は、図２および図３に関連して説明した磁界分布計測装置１と同じなので、ここでは説明を省略する。
【００９２】
磁界分布計測装置１から出力された磁界分布時系列データは、図１１の演算装置５に与えられ、この演算装置５は、図６に関連して説明したＳＡＭ法あるいはＭＵＳＩＣ法などにより、磁界分布時系列データを電流密度分布時系列データに変換する。
【００９３】
ここで、被験者１２の心電図を記録する心電計２１が設けられており、これにより測定された被験者１２の心電図波形データは演算装置５に与えられる。
【００９４】
ここで、心電図の波形と、生成された電流密度分布とを対応づければ、心電図と、心臓において発生している事象との対応づけも可能となる。
【００９５】
ここで、図１２の（ａ）は、心臓における正常な刺激伝播経路を模式的に示す図であり、（ｂ）は１心拍分の心電図波形を示している。
【００９６】
図１２を参照して、心臓の洞房結節または洞結節は心拍を決定するペースメーカとしての機能を有し、一定間隔（心電図のＰ波のタイミング）で発火してパルスを発生する。このパルスは、決められた刺激伝播経路を介して房室結節に伝わり、ここで一定時間後、ヒス（ＨＩＳ）束からプルキンエ繊維系を介して下方の心室にパルスを伝達し、一気に心筋の収縮が生じる。このヒス束からプルキンエ繊維系の刺激の伝播は、心電図のＱＲＳ群の期間（等容収縮期）に相当する。
【００９７】
したがって、このＰ波からＱＲＳ群の期間に関連づけた心臓磁界、すなわち心筋内電流密度分布の解析により、演算装置５は、図１２（ａ）に示すような正常ルートとしての刺激伝播経路を示す画像データを生成する。
【００９８】
このような図１２（ａ）に示す刺激伝播経路の画像は、実施の形態１の解剖学的画像の代わりにテンプレート表示として使用することができる。すなわち、実施の形態１のような３次元の解剖学的画像がなくても、この図１２（ａ）に示す正常ルートの刺激伝播経路が表示されれば、その周辺に生じた異常興奮回路、たとえば異常な電気的旋回路（図１２（ａ）中の破線）は、医師であれば、容易に解剖学的な対応づけが可能であり、その位置、大きさ、形状を同定することができる。
【００９９】
図１１の演算装置５は、このようなテンプレートとしての刺激伝播回路の表示に重ね合わせて、生成された電流密度分布を示すデータを生成する。前述のように、電流密度分布を表わす画像の局所的旋回に着目することによって、異常興奮回路、すなわち電気的旋回路を見出すことが可能であり、そのような画像データが上述のテンプレートの画像データに合成されて、表示装置６に与えられる。
【０１００】
図１１に示す表示装置６は、演算装置５からのデータに基づいて、テンプレートとしての正常な刺激伝播回路に重ね合わせて、電流密度分布を示す画像を表示する。
【０１０１】
図１３は、表示装置６によって実際に表示される画面の一例であり、テンプレートとしての正常刺激伝播回路に重ね合わせて、異常な電気的旋回路を示す電流密度分布の画像が表示されている。
【０１０２】
医師であれば、図１３に示すテンプレートとしての正常刺激伝播回路に対する電気的旋回路の相対的位置関係だけに基づいて、容易に解剖学的な対応づけが可能であり、電気的旋回路の位置、大きさ、形状を同定することができる。
【０１０３】
図１４および図１５は、以上の実施の形態２による心臓磁界診断装置によって実行された心筋内の電流旋回路の同定方法を示すフロー図である。
【０１０４】
まず、図１４を参照して、ステップＳ１１において、磁界分布計測装置１を用いて人体胸部上の複数の座標において非接触磁気計測を行ない、複数の磁界時系列データを生成し記録する。
【０１０５】
次に、ステップＳ１２において、解析の初期時刻を、心電図のＰ波開始時刻ｔsPと定め、解析終了時刻を心電図のＱＲＳ群終了時刻ｔeQRSと定め、解析の時間間隔をΔｔと定める。
【０１０６】
次にステップＳ１３において、解析時刻ｔに、Ｐ波の開始時刻であるｔsPを代入する。
【０１０７】
そして、ステップＳ１４において、解析時間が終了時刻ｔeQRSに到達するまで、以下のステップＳ１５〜Ｓ１７の処理が繰返される。
【０１０８】
すなわち、ステップＳ１５において、演算装置５により指定解析時刻ｔにおける心磁界分布データをＳＡＭ法またはＭＵＳＩＣ法で処理して心筋内電流密度分布データを生成する。
【０１０９】
次に、ステップＳ１６において、心筋内電流密度分布データに所定始点から３次元透視変換を施した画像を表示する。
【０１１０】
次に、ステップＳ１７において、解析時刻ｔにΔｔを加算し、ステップＳ１４に戻って終了時刻ｔeQRSに達したか否かを判定する。ここで終了時刻ｔeQRSに達したことが判定されると、心電図の波形のうちＰ波からＱＲＳ群に至る期間に対応づけて図１２（ａ）に示す正常ルートである刺激伝播経路を示す画像データが得られたことになる。
【０１１１】
次に、図１５のステップＳ１８に進み、解析の初期時刻をｔsと定め、解析の終了時刻をｔeと定め、解析時間間隔をΔｔと定める。
【０１１２】
次に、ステップＳ１９において、解析時刻ｔに初期時刻ｔsを代入する。
次に、ステップＳ２０において、解析時刻ｔが終了時刻ｔeに到達したことが判断されるまで、以下のステップＳ２１〜Ｓ２３が実行される。
【０１１３】
すなわち、ステップＳ２１において、演算装置５により、指定解析時刻ｔにおける心磁界分布データをＳＡＭ法またはＭＵＳＩＣ法で処理して心筋内電流密度分布データを生成する。
【０１１４】
次に、ステップＳ２２において、心筋内電流密度データを、所定始点から３次元透視変換を施した正常刺激伝播回路の画像に重ね合わせて表示する。
【０１１５】
さらにステップＳ２３において、解析時刻ｔにΔｔを加算し、ステップＳ２０に戻って終了時刻ｔeに達したか否かを判定する。これにより、心筋内の電流密度分布を示すデータが、図１４のフロー図で得られた正常刺激伝播経路（図１２（ａ））の画像に重ね合わせて表示されることになる。
【０１１６】
以上のように、この発明の実施の形態２によれば、ＳＱＵＩＤ磁束計を用いた被験者の胸部上の非侵襲的な磁気計測によって得られた心筋内の電流密度分布を示す画像を、テンプレートとしての正常刺激伝播経路に重ねて表示することにより、他の解剖学的画像と重ね合わせることなく、心房粗動および心房細動の原因となる心筋内の異常な興奮伝播回路、すなわち電気的旋回路の刺激伝播回路に対する相対的な位置関係、大きさ、形状を医師が３次元的に同定することが可能となる。したがって、この実施の形態２では、解剖学的画像を得るための事前の検査を省略することができる。
【０１１７】
また、胸部Ｘ線透視をしながらカテーテルによる検査および治療を行なう従来の方法においても、上述のように安全、迅速、かつ高精度に心筋内の異常な興奮伝播回路の同定が可能となるため、医師や放射線技師のＸ線被爆時間を著しく短縮することができ、医師および放射線技師の負担を軽減することができる。
【０１１８】
また、解剖学的画像作成のための検査が不要となるため、この実施の形態２による電気的旋回路の同定方法を高周波によるカテーテル焼灼法と併用することにより、心房粗動および心房細動の診断と直結した治療を実行することができ、患者の負担をさらに軽減することができる。
【０１１９】
さらに、この実施の形態２では、心筋内の電気的活動状態を示すデータとして電流密度分布を計測しているので、心筋内電流密度分布と、生存心筋に関する医学的知見との整合性を容易に取りながら、診断を行なうことができる。
【０１２０】
今回開示された実施の形態はすべての点で例示であって制限的なものではないと考えられるべきである。本発明の範囲は上記した説明ではなくて特許請求の範囲によって示され、特許請求の範囲と均等の意味および範囲内でのすべての変更が含まれることが意図される。
【０１２１】
【発明の効果】
以上のように、この発明によれば、患者の胸部上における非侵襲磁気計測によって得られた心筋内電気的活動状態を、３次元的な解剖学的画像上で可視表示することができるので、心筋内の異常な電気的旋回路の位置、形状、個数を３次元的に同定することができる。
【０１２２】
したがって、胸部Ｘ線透視をしながらカテーテルによる電気生理学的検査を行なう場合の医師や放射線技師の年間Ｘ線被爆時間を著しく低減することができ、また開胸での手術時間を著しく短縮することができ、この結果、患者および医師双方の負担を軽減することができる。
【０１２３】
さらに、高周波を用いたカテーテル焼灼法による治療の前に本発明を併用することにより、効率の良い診断法が可能となる。
【０１２４】
特に、生成される電気的活動状態を示すデータが電流密度分布データである場合には、生成された心筋内の異常な興奮伝播回路の電流密度分布と心筋内電流密度分布との対応が容易であり、１個または複数個の電流ダイポールで磁場源を模倣していた従来の解析方法のように、個数の設定や初期値次第で結果が変わるという不都合が生じない。
【０１２５】
この発明のさらに他の局面によると、同一被験者の洞結節からヒス束−プルキンエ繊維系への正常刺激伝播回路に、異常な電気的旋回路を重ね合わせて３次元表示することにより、解剖学的画像を得ることなく、心筋内の異常な電気的旋回路の位置、大きさ、形状、個数を３次元的に同定することができる。すなわち、解剖学的画像を得るための検査を省略でき、より経済効率が上がるという効果を奏する。
【図面の簡単な説明】
【図１】 この発明の実施の形態１による心房粗動および心房細動の心臓磁界診断装置の構成を概略的に示す機能ブロック図である。
【図２】 図１に示した心臓磁界診断装置の構成をより具体化して示したブロック図である。
【図３】 図２に示した磁界分布計測装置の詳細な構成を示すブロック図である。
【図４】 被験者の胸部前面上における複数の磁界センサの配列例を示す図である。
【図５】 図４の複数のセンサのそれぞれから得られた磁界時系列データを示す図である。
【図６】 磁界時系列データから電流密度データを算出する方法を模式的に説明する図である。
【図７】 表示装置４に表示される３次元的解剖学的画像の例を示す図である。
【図８】 図７に示した３次元的解剖学的画像の一断面を示す断層図である。
【図９】 この発明の実施の形態１による心臓磁界診断装置の動作を説明するフロー図である。
【図１０】 この発明の実施の形態２による心房粗動および心房細動の心臓磁界診断装置の構成を概略的に示す機能ブロック図である。
【図１１】 図１０に示したこの発明の実施の形態２による心臓磁界診断装置の構成をより具体化して示したブロック図である。
【図１２】 心臓における正常刺激伝播経路および心電図波形を模式的に示す図である。
【図１３】 表示装置６によって実際に表示された正常刺激伝播経路および異常な電気的旋回路の画像を示す図である。
【図１４】 実施の形態２による心臓磁界診断装置の動作を説明するフロー図である。
【図１５】 実施の形態２による心臓磁界診断装置の動作を説明するフロー図である。
【符号の説明】
１ 磁界分布計測装置、２ 第１の演算装置、３ 第２の演算装置、４，６ 表示装置、５ 演算装置、１１ ＭＳＲ、１２ 被験者、１３ デュワー、１４演算部、１５ ＳＱＵＩＤ磁束計、１６ 検出コイル、１７ コイル、１８ 超電導ループ、１９ モジュレーションコイル、２０ Ｎｂシールド、２１ 心電計。
【発明の属する技術分野】
この発明は、心臓磁界診断装置および電気的旋回路の同定方法に関し、より特定的には、心房粗動および心房細動の原因となる心筋内の異常な興奮伝播回路の３次元的発生位置を非接触磁気計測により非侵襲的に診断するための心臓磁界診断装置および電気的旋回路の同定方法に関する。
【０００２】
【従来の技術】
従来、心疾患の診断を行なうために、心電図を記録する方法が一般的に採用されている。
【０００３】
しかしながら、従来の心電図法では、たとえば心臓手術の際に治療すべき部位の位置、大きさ、形状を推定するためには不十分であり、患部位置の満足できる推定を行なうことができなかった。
【０００４】
これは、心電図法が間接的な計測方法であることによる。すなわち、心臓から体表面までに存在する組織、心臓と他の臓器や骨との位置的関係、心臓の大きさ、人体の各組識ごとの電気伝導率などが被験者ごとに大きく異なるため、心電図のような間接的計測で得られる情報では患部位置を正確に特定することは極めて困難であった。
【０００５】
このような間接的計測法による問題点に鑑み、より直接的な患部位置の同定方法が採用されている。
【０００６】
たとえば、外科的開胸手術によって暴露した心臓に、針電極を直接刺し、または網状電極を接触させることにより、多点同時の心筋電位計測を行ない、患部位置を正確に推定する方法が採用されている。しかしながら、開胸手術そのものは患者の負担が大きく、しかも開胸手術中に行なわれる患部位置同定のための多点同時心筋電位測定およびそのデータ解析に長時間を要するため、開胸手術自体が長時間化してしまうという問題点がある。
【０００７】
このため、短時間で高精度の患部位置の推定を可能にする方法が強く要望されていた。
【０００８】
また、他の直接的な方法として、カテーテルを用いた診断・治療法も近年採用されている。この方法は、カテーテル先端部に電極とヒータとを具備したカテーテルを被験者の体内に挿入し、胸部Ｘ線透視を行ないながら電気生理学的検査を行なうことによって患部位置を特定するとともに、高周波を用いたカテーテル焼灼法と呼ばれる方法により標的部位を急速加熱することにより迅速な治療を行なう方法である。
【０００９】
しかしながら、この方法では、電気生理学的検査に時間を要するため、胸部Ｘ線透視による医師および放射線技師のＸ線被爆量が大きいという問題がある。
【００１０】
一方、さまざまな心疾患の中で、心房粗動および心房細動は、心筋内に異常な興奮伝播回路が形成されることにより引き起こされることが知られている。より詳細に説明すると、心房粗動は、三尖弁輪周辺でマクロ・リエントリ（macro re-entry）回路と呼ばれる異常な電気的旋回路が形成されることにより、そして心房細動は、心房内で多数のマイクロ・リエントリ（micro re-entry）回路と呼ばれる異常な電気的旋回路が形成されること（multiple wavelet theory）により引き起こされる。最近の研究では、発作性心房細動の初期においては、肺静脈の局所における発火（firing）亢進がその誘引であることが知られている。
【００１１】
心房粗動および心房細動の治療のためには、これらのリエントリ回路や肺静脈局所における発火部位を同定することが重要である。しかしながら、上述のように心電図法による間接的計測では正確な同定は困難であり、また外科的開胸手術時の心筋電位計測やカテーテルを用いた電気生理学的検査のような直接的検査では患者や医師に対する負担が大きい。
【００１２】
そこで、これらのリエントリ回路や肺静脈局所における発火部位を非侵襲的に診断することが強く望まれている。
【００１３】
一方、地磁気の１０億分の１程度の磁束を高感度に検出することができる超電導量子干渉素子（Superconducting Quantum Interference Device：以下、ＳＱＵＩＤと略する）を用いたＳＱＵＩＤ磁束計がさまざまな分野で応用されている。特に、前述のように非侵襲性の計測が強く要望されている生体計測の分野では、ＳＱＵＩＤ磁束計を用いた人体の非接触磁気計測が試みられている。
【００１４】
特に、近年の薄膜素子製造技術の進歩によりＤＣ−ＳＱＵＩＤが開発されたことにより、ＳＱＵＩＤ磁束計を用いて心臓の磁界分布である心磁図を計測することが試みられつつある。
【００１５】
【発明が解決しようとする課題】
しかしながら、心磁図だけでは、人体内における患部の位置、大きさ、形状を直接表示することはできず、心臓内における電気的旋回路の相対的な位置関係を医師に的確に知らせることが困難であった。
【００１６】
このため、心房粗動および心房細動の診断に際し、原因となる心筋内の異常な興奮伝播回路の位置を同定するために、心磁図が示す心磁界分布から心筋内の電流活動を可視化する方法が提案されてきた。そのような方法として、１つまたは複数個の電流ダイポールで磁場源を模倣して可視化する方法が採用されてきた。しかし、マイクロ・リエントリ回路が多数存在する場合には、その個数やそれぞれの回路の位置を正確に同定することができないという問題があった。また、このような方法では、設定される初期値次第で磁場源の模倣結果が異なってしまうという問題があった。
【００１７】
それゆえに、この発明の目的は、心房粗動および心房細動の診断に際し、非侵襲的な磁気計測により得られた心筋内の３次元電気的活動状態を示すデータに基づいて、心筋内における異常な電気的旋回路の位置関係を安全、迅速かつ高精度に同定することができる心臓磁界診断装置および電気的旋回路の同定方法を提供することである。
【００１８】
【課題を解決するための手段】
この発明による心房粗動および心房細動の心臓磁界診断装置は、磁界分布計測手段と、第１の演算手段と、第２の演算手段と、表示手段とを備える。磁界分布計測手段は、被験者の胸部上の複数の座標における非接触磁気計測により複数の座標に対応する複数の磁界時系列データを取得し、かつ複数の磁界時系列データに基づいて胸部上の磁界分布時系列データを生成する。第１の演算手段は、生成された磁界分布時系列データに基づいて被験者の心筋内の３次元電気的活動状態を示すデータを生成する。第２の演算手段は、別途供給された被験者の胸部断層画像データを加工して解剖学的画像を示すデータを生成する。表示手段は、第１の演算手段により生成されたデータが示す心筋内の３次元電気的活動状態の画像を、第２の演算手段により生成されたデータが示す解剖学的画像に重ね合わせて表示する表示処理を行なう。これにより、心筋内の異常な電気的旋回路を３次元的に同定することができる。
【００１９】
好ましくは、第１の演算手段によって生成される心筋内の３次元電気的活動状態を示すデータは、心筋内の電流密度分布時系列データであり、表示手段は、電流密度分布時系列データに基づいて、解剖学的画像上に複数の異常な電気的旋回路の位置を３次元的に表示する。
【００２０】
この発明の他の局面に従うと、心房粗動および心房細動の心臓磁界診断装置は、磁界分布計測手段と、演算手段と、表示手段とを備える。磁界分布計測手段は、被験者の胸部上の複数の座標における非接触磁気計測により複数の座標に対応する複数の磁界時系列データを取得し、かつ複数の磁界時系列データに基づいて胸部上の磁界分布時系列データを生成する。演算手段は、生成された磁界分布時系列データに基づいて被験者の心筋内の３次元電気的活動状態を示すデータを生成する。表示手段は、演算手段により生成されたデータに基づいて、被験者の心臓の洞結節からヒス束−プルキンエ繊維系への刺激伝播経路を示す画像と、心筋内の異常な電気的旋回路を示す画像とを重ね合わせて表示する表示処理を行なう。これにより、心筋内の異常な電気的旋回路を３次元的に同定することができる。
【００２１】
好ましくは、演算手段によって生成される心筋内の３次元電気的活動状態を示すデータは、心筋内の電流密度分布時系列データであり、表示手段は、電流密度分布時系列データに基づいて、刺激伝播経路を示す画像上に複数の異常な電気的旋回路の位置を３次元的に表示する。
【００２２】
この発明の他の局面に従うと、心房粗動および心房細動の電気的旋回路の同定方法は、被験者の胸部上の複数の座標における非接触磁気計測により取得された複数の座標に対応する複数の磁界時系列データに基づいて生成された胸部上の磁界分布時系列データに基づいて、被験者の心筋内の３次元電気的活動状態を示す第１のデータを生成するステップと、別途供給された被験者の胸部断層画像データを加工して解剖学的画像を示す第２のデータを生成するステップと、第１のデータが示す心筋内の３次元電気的活動状態の画像を、第２のデータが示す解剖学的画像に重ね合わせて表示することにより、心筋内の異常な電気的旋回路を３次元的に同定することを可能にするステップとを備えている。
【００２３】
好ましくは、第１のデータが示す心筋内の３次元的電気活動状態は、心筋内の電流密度分布である。
【００２４】
この発明のさらに他の局面に従うと、心房粗動および心房細動の電気的旋回路の同定方法は、被験者の胸部上の複数の座標における非接触磁気計測により取得された複数の座標に対応する複数の磁界時系列データに基づいて生成された胸部上の磁界分布時系列データに基づいて、被験者の心筋内の３次元電気的活動状態を示すデータを生成するステップと、生成されたデータに基づいて、被験者の心臓の洞結節からヒス束−プルキンエ繊維系への刺激伝播経路を示す画像と、心筋内の異常な電気的旋回路を示す画像とを重ね合わせて表示することにより、心筋内の異常な電気的旋回路を３次元的に同定することを可能にするステップとを備える。
【００２５】
好ましくは、データが示す心筋内の３次元電気的活動状態は、心筋内の電流密度分布である。
【００２６】
したがって、この発明によれば、非侵襲的な磁気計測により得た心筋内の３次元電気的活動状態を示す画像を、他の医用診断装置で撮影された同一被験者の胸部断層画像データを加工して得られた解剖学的画像上に重ね合わせて表示することにより、心房粗動および心房細動の原因となる異常な電気的旋回路の心筋内における位置関係を医師が安全、迅速かつ高精度に同定することが可能となる。
【００２７】
さらに、この発明によれば、非侵襲的な磁気計測により得た心筋内の３次元電気的活動状態を示す画像を、同一被験者の心臓の洞結節からヒス束−プルキンエ繊維系への刺激伝播経路を示す画像上に重ね合わせて表示することにより、心房粗動および心房細動の原因となる異常な電気的旋回路の心筋内における位置関係を医師が安全、迅速かつ高精度に同定することが可能となる。
【００２８】
【発明の実施の形態】
以下、この発明の実施の形態を図面を参照して詳しく説明する。なお、図中同一または相当部分には同一符号を付してその説明は繰返さない。
【００２９】
［実施の形態１］
図１は、この発明の実施の形態１による、心房粗動および心房細動の心臓磁界診断装置の構成を概略的に示す機能ブロック図である。
【００３０】
図１を参照して、磁界分布計測装置１は、たとえば、後で詳述するＳＱＵＩＤ磁束計のような計測手段を用いて、被験者の胸部上の複数の座標における非接触磁気計測を行ない、複数の座標に対応する複数の磁界時系列データを取得する。そして、取得した複数の磁界時系列データに基づいて、胸部上の、すなわち心臓磁場の磁界分布時系列データを生成して出力する。
【００３１】
磁界分布計測装置１によって計測された心臓の磁界分布時系列データに基づいて、第１の演算装置２は、たとえば、後述する種々の公知の計算手法を用いて、心筋内の３次元電気的活動状態を示す第１のデータを生成して出力する。
【００３２】
一方、核磁気共鳴（ＭＲＩ）法、Ｘ線ＣＴ法、心エコー図法、心筋ＳＰＥＣＴ法などの断層診断装置によって別途得られた同一被験者の胸部の断層画像データ（複数枚の断層画像のデータを含む）が、第２の演算装置３に与えられ、第２の演算装置３は、これらの断層画像データを加工して３次元的な解剖学的画像を示す第２のデータを生成して出力する。
【００３３】
ここで、上述の第１のデータを画像で表現すると、第１の演算装置２で得られた電気的活動状態がたとえば心筋内の電流密度分布であるときには、電流密度分布を表わす画像の濃淡の局所的旋回に着目することによって、電気的旋回路の３次元的な同定が可能となる。
【００３４】
表示装置４は、第１の演算装置によって生成された第１のデータが示す心筋内の３次元電気的活動（たとえば電流密度分布）を示す画像を、第２の演算装置３によって生成された第２のデータが示す被験者の胸部の３次元的解剖学的画像に重ね合わせて表示する。この結果、解剖学的画像上において心筋内の電気的旋回路の位置関係を３次元的に同定することができる。
【００３５】
次に、図２は、図１に示したこの発明の実施の形態１による心臓磁界診断装置の構成をより具体化して示したブロック図である。
【００３６】
図２を参照して、磁界分布計測装置１は、磁気シールドルーム（Magnetic Shield Room：以下、ＭＳＲ）１１内において、被験者１２の胸部上において非接触の磁気計測を行なうように設置された、ＳＱＵＩＤ磁束計を内蔵するデュワー１３と、磁界分布データの演算部１４とを備えている。
【００３７】
デュワー１３内には液体ヘリウムが満たされて超電導が生じる低温系の環境が形成されており、その中に、超電導体からなる検出コイルで構成されたＳＱＵＩＤ磁束計が収納されている。
【００３８】
図３は、図２に示したＭＳＲ１１内のデュワー１３内の超低温系に設置されるＳＱＵＩＤ磁束計１５、および常温系のＭＳＲ１１内に設置される演算部１４をより詳細に示すブロック図である。
【００３９】
なお、図３に示した構成は、被験者の胸部上の１点の磁界データを計測するための１チャネル分の構成である。後述するように、この発明では、被験者の胸部上において複数の座標における磁場の多点同時計測を行なう。したがって、図２のＭＳＲ１１内には、図３に示す１チャネル分の構成が、計測に必要な複数チャネル分設けられていることになる。
【００４０】
以下に、図３を参照して、１チャネル分のＳＱＵＩＤ磁束計による磁界データの生成について説明する。
【００４１】
まず、ＳＱＵＩＤ磁束計１５は、被験者の胸部表面から発生する磁場を検出するための、超電導体からなるピックアップコイル１６を備える。ピックアップコイル１６が磁場を捉えると電流が流れ、この電流はコイル１７に引き込まれてＮｂシールド２０内に磁場を生じさせる。
【００４２】
この結果、この磁場に対して線形に変化する磁場が超電導ループ１８内に形成され、この超電導ループ１８の両端の電圧を、常温系のＭＳＲ１１内に設置された演算部１４の増幅器によって検出し、演算部１４は、検出電圧に変化が生じないよう、Ｎｂシールド２０内のモジュレーションコイル１９に流れる電流を調整する。
【００４３】
すなわち、このＳＱＵＩＤによる生体の磁場の検出は、発生する磁場を直接計測するものではなく、いわゆるゼロ位法を用いて、超電導リング１８内の磁場が常に一定値となるようにフィードバックをかける（具体的にはモジュレーションコイル１９に流れる電流を調整してモジュレーションコイル１９に発生する磁場を制御することにより、超電導ループ１８内に常に一定の磁場が生じるようにする）ことにより、ピックアップコイル１６で検出される磁場を、演算部１４が電気信号に変換して出力するものである。このようなフィードバックの手法は通常、フラックスロックトループ（flux locked loop：以下、ＦＬＬ）と呼ばれる周知の技術である。
【００４４】
このようなＳＱＵＩＤ磁束計１５およびその演算部１４は周知の技術であるため、これ以上の説明を省略する。
【００４５】
前述のように、図３に示した構成は、１チャネル分の磁界データの計測に必要な構成であり、被験者の胸部前面上における１点で計測された磁場の磁界時系列データを示す電気信号を出力するものである。
【００４６】
この発明では、前述のように被験者の胸部前面に多くのセンサ（ＳＱＵＩＤ磁束計）を配列し、胸部前面上の磁場を多点測定しようとするものである。磁場は時間的に変化するものであり、たとえば１心拍に相当する期間中においても、測定場所が異なれば磁場は場所に応じた異なる変化をする。
【００４７】
図４は、被験者の胸部前面上における複数のセンサ（各々が１チャネルのＳＱＵＩＤ磁束計）の配置の一例を示す図である。また、図５は、図４の複数のセンサのそれぞれの位置に対応してそれぞれのセンサから得られた、１心拍期間における磁場の変化を示す１群の磁界時系列データを示している。
【００４８】
図２に示す磁界分布計測装置１から出力されるデータは、図５に示すような複数の測定位置（座標）に対応する１群の磁界時系列データであるが、ある特定の時刻に着目してこれらの１群の磁界時系列データを捉えると、測定対象である胸部前面上におけるある時刻の磁場の強さの分布状態を示す実際の山谷の様子をグラフ（図）で表現するのは困難なので、天気図の気圧のように等高線図で表現している磁界分布データが得られる。この意味からも、磁界分布計測装置１から出力されるデータは、胸部前面上の磁界分布時系列データとして捉えることができる。
【００４９】
磁界分布計測装置１から出力されるこのような１群の磁界時系列データ、すなわち磁界分布時系列データは、図２の第１の演算装置２に与えられる。この第１の演算装置２は、ある時刻の磁界分布データに基づいてその瞬間における胸部内の電気的活動、たとえばその瞬間に流れる胸部内の電流密度を求めるように機能する。
【００５０】
磁界分布計測装置１によって生成された磁界分布時系列データから、測定対象となる人体内の部位（この発明では心臓）における３次元的な電気的活動の情報、たとえば当該部位を流れる電流密度分布を第１の演算装置２で求める手法について説明する。
【００５１】
図６は、このような電流密度を求める方法を模式的に説明する図である。以下に説明する方法では、解析しようとする人体内の特定の１つの部位に仮に電流センサ（仮想センサ）が設けられていたとすれば、あたかもそこに流れるはずの電流を間接的に算出しようとするものである。このため、人体胸部前面に設置されたすべてのセンサ（ＳＱＵＩＤ磁束計）から得られる磁界時系列データにある係数をかけてその総和を取ることによって、当該仮想センサの電流出力を得ることができる。そして、この係数をどのように求めるかがこの演算における中心的な課題となる。
【００５２】
以下に、図６を参照して、電流密度を求める手法についてより詳細に説明する。まず、人体表面（胸部前面）上に、総数がＮ個の磁界センサが配列されているものとする。一方、解析対象である人体（胸部、特に心臓）を、各々が小さなブロックであるボクセルの集合体とみなす。ここで、ボクセルの総数をＭ個とする。
【００５３】
各センサｊから得られる磁界時系列データをＢｊ（ｔ）とし、各センサ出力（Ｂj（ｔ）に対応するボクセルｉの空間フィルタ係数をβijとする。
【００５４】
ここで、ボクセルｉに仮想電流センサがあるものと考えた場合、当該仮想電流センサから得られる電流密度に対応する仮想センサ出力をＳi（ｔ）とすると、Ｓi（ｔ）は次式で定義される。
【００５５】
【数１】
したがって、空間フィルタ係数βijが決まれば、各ボクセルｉにおける電流密度を得ることができ、解析対象全体における３次元的電流密度分布を得ることができる。
【００５７】
上述の空間フィルタ係数βijを、対応するボクセルｉの分布電流に対してのみ鋭敏な感度を有するように設定する手法としては、ＳＡＭ（Synthetic Aperture Magnetometry）、ＭＵＳＩＣ（Multiple Signal Classification）などの種々の手法を用いることができる。ＳＡＭやＭＵＳＩＣは、これまで、レーダやソナーなどの分野で研究開発が行なわれてきたものであり、それぞれの手法は周知であるが、未だ心臓磁界の診断に応用されたことはない。
【００５８】
ＳＡＭやＭＵＳＩＣの手法によって空間フィルタ係数を用いて求められた各ボクセルのリアルタイムに算出された仮想センサ出力は、非常に高いリアルタイム性を有するという利点を有している。
【００５９】
ＳＡＭやＭＵＳＩＣの技術そのものは周知であり、またこれらの手法を用いて空間フィルタ係数を求めるアルゴリズムは極めて複雑なため、ここではその詳細な説明を省略するが、ＳＡＭについては、１９９９年発行のProceedings of the 11th International Conference on Biomagnetismの“Reent Advances in Biomagnetism”（Tohoku University Press発行）の第３０２頁から第３０５頁のRobinson SE および Vrba J による“Functional Neuroimaging by Synthetic Aperture Magnetometry（SAM）”に詳細に説明されている。ＭＵＳＩＣについては、平成９年１月２５日発行の原宏および栗城真也による「脳磁気科学−ＳＱＵＩＤ計測と医学応用−」（オーム社）の第１１７頁から第１１９頁に詳細に説明されている。
【００６０】
このようにして、第１の演算装置２は、磁界分布計測装置１によって生成された磁界分布データから解析対象である心臓内の３次元的電流密度分布を示す時系列データを生成して表示装置４の一方入力に与える。
【００６１】
一方、図２に示す第２の演算装置３には、図示しない他の断層診断装置、たとえばＭＲＩ法、Ｘ線ＣＴ法、心エコー図法、心筋ＳＰＥＣＴ法などを用いて心電図同期トリガをかけて撮影された同一被験者の胸部の複数のスライス画像（たとえば５ミリピッチで十数枚程度）の画像データが入力される。
【００６２】
第２の演算装置３は、これらの複数のスライス画像のデータを加工（補間）して所定視点から３次元透視変換を施し、解剖学的画像を示す第２のデータを生成する。このように複数のスライス画像から３次元的な解剖学的画像を形成する技術は周知であり、たとえば特開平１１−１２８２２４号公報、国際公開ＷＯ９８／１５２２６号公報などに詳細に開示されている。したがって、その詳細はここでは説明しない。
【００６３】
このようにして、第２の演算装置３は、同一被験者の心臓付近の胸部の３次元的な解剖学的画像を示す第２のデータを生成し、表示装置４の他方入力に与える。
【００６４】
図２の表示装置４は、第２の演算装置３からの第２のデータに基づいて形成した被験者の胸部の３次元的な解剖学的画像上に、第１の演算装置２からの第１のデータに基づいて形成した心筋内の３次元的電流密度分布を示す画像を重ね合わせて表示する。
【００６５】
図７の（ａ），（ｂ）は各々、表示装置４によって表示される３次元的な解剖学的画像に重ね合わされた３次元的電流密度分布のリアルタイム表示の態様を示す図であり、（ａ）と（ｂ）とでは、時間の推移により電流密度分布が経時的に変化している。
【００６６】
図７の（ａ），（ｂ）の各々は、たとえば被験者の胸部を５ミリピッチでスライスして得た５枚程度の断層画像を補間処理した３次元的画像であり、実際の表示画像の奥行き感を図面上で表現することは困難である。図７（ａ），（ｂ）の各図では、各画像を構成する線図が重複した複数の線図によって表現されていることから、複数のスライス画像の合成により形成された奥行き感のある立体的な解剖学的画像であることを推測することができる。
【００６７】
なお、図７の（ａ），（ｂ）の各々において、断層像の上側が人体の前面であり、下側が背面である。また（ａ），（ｂ）の各断層像は、下側（足側）から見た断層像である。
【００６８】
図７の（ａ），（ｂ）の各々において、Ａで示す円の集合は、３次元的解剖学的画像に重ね合わされた３次元的電流密度分布を表示するものであり、各円の径の大きさが電流密度の大きさを表わしている。また、電流密度の大小は、画面上の特定の色の濃淡で表示することもできる。
【００６９】
また、図８は、図７の（ａ），（ｂ）のような深さのある立体的解剖学的画像のある深さにおける断層画像を抽出して表示するものであり、同様にＡで示す円の集合が当該断層画像上における電流密度分布を表わしている。
【００７０】
このように、深さのある３次元的な解剖学的画像上に心筋内の３次元的電流密度分布を表示することにより、医師は解剖学的画像上における心筋内の電流密度分布の相対的な位置関係を的確に把握することができる。特に、表示された電流密度分布が局所的旋回を示しているときには、心房粗動および心房細動の原因となる電気的旋回路の生じている心筋内の患部の位置、大きさ、および形状を的確に診断することができる。
【００７１】
図９は、以上の実施の形態１による心臓磁界診断装置によって実行される心筋内の電流密度分布（特に、異常な電気的旋回路）の同定方法を示すフロー図である。
【００７２】
図９を参照すると、まずステップＳ１において、磁界分布計測装置１により、人体胸部上の複数の座標において非接触磁気計測を行ない、複数の時系列データを生成し、必要であれば記録する。なお、第１の演算装置２における前述のＳＡＭまたはＭＵＳＩＣによる演算は、リアルタイムで供給される時系列データに対して実行可能である。
【００７３】
次に、ステップＳ２において、予め心電図同期トリガをかけて撮影した複数のＭＲＩ画像に対して、第２の演算装置３により補間演算（所定視点からの３次元透視変換）を施し、３次元の解剖学的画像を得る。
【００７４】
次に、ステップＳ３において、解析の初期時刻をｔs、解析の終了時刻をｔe、解析の時間間隔をΔｔと定める。
【００７５】
次に、ステップＳ４において、解析時刻ｔに初期時刻ｔsを代入して解析を開始する。そして、ステップＳ５において、解析時刻ｔが終了時刻ｔeに達するまで、以下の処理を行なう。
【００７６】
すなわち、ステップＳ６において、第１の演算装置２により指定解析時刻ｔにおける心臓磁界分布データをＳＡＭ法またはＭＵＳＩＣ法で処理して心筋内電流密度分布データを得る。
【００７７】
次に、ステップＳ７において、表示装置４により、心筋内電流密度分布データを、所定始点から３次元透視変換を施した解剖学的画像に重ね合わせて表示する。
【００７８】
次に、ステップＳ８において解析時刻ｔにΔｔを加算する。
これらのステップＳ６〜Ｓ８の処理が、解析時刻ｔが終了時刻ｔeに達したことがステップＳ５で判断されるまで繰返され、終了時刻ｔeに達すると、解剖学的画像に重ね合わされた心筋内電流密度分布データの表示を終了する。
【００７９】
以上のように、この発明の実施の形態１によれば、ＳＱＵＩＤ磁束計を用いた被験者の胸部上の非侵襲的な磁気計測によって得られた心筋内の電流密度分布を示す画像を３次元的解剖学的画像に重ねて表示することにより、心房粗動および心房細動の原因となる心筋内の異常な興奮伝播回路、すなわち電気的旋回路の解剖学的位置関係、大きさ、形状を医師が３次元的に同定することが可能となる。
【００８０】
このため、外科的開胸手術時に多点同時の心筋電位計測を行なわなくても、心房粗動および心房細動の原因となる異常な興奮伝播回路を、安全、迅速、かつ高精度に同定することが可能となり、開胸手術の手術時間を著しく短縮することができ、患者の負担を軽減することができる。
【００８１】
また、胸部Ｘ線透視をしながらカテーテルによる電気生理学的検査を行なっていた従来の診断方法を用いなくても、上述のように異常な興奮伝播回路を安全、迅速、かつ高精度に同定することが可能となるため、医師や放射線技師のＸ線被爆時間を著しく短縮することができ、医師および放射線技師の負担を軽減することができる。
【００８２】
また、この実施の形態１による電気的旋回路の同定方法を、高周波によるカテーテル焼灼法と併用することにより、低侵襲性の手術で心房粗動および心房細動を治療することができ、患者の負担をさらに軽減することができる。
【００８３】
さらに、この実施の形態１では、心筋内の電気的活動状態を示すデータとして電流密度分布を計測しているので、心筋内電流密度分布と、生存心筋に関する医学的知見との整合性を容易にとりながら診断を行なうことができる。
【００８４】
［実施の形態２］
上述の実施の形態１では、解剖学的画像を形成するために、被験者の多数の断層像を得る必要があり、ＭＲＩ法、Ｘ線ＣＴ法等による検査を事前に行なっていた。このため、検査回数が多くなり、患者の負担となるとともに、検査と直結した治療を行なうことができなかった。
【００８５】
この発明の実施の形態２は、解剖学的画像の形成を不要とすることにより、検査回数を減らし、診断と検査とを直結して実施することができる心臓磁界診断装置および電気的旋回路の同定方法を提供するものである。
【００８６】
図１０は、この発明の実施の形態２による、心房粗動および心房細動の心臓磁界診断装置の構成を概略的に示す機能ブロック図である。
【００８７】
図１０を参照して、磁界分布計測装置１については、実施の形態１に関連して既に説明したので、ここでは繰返して説明しない。
【００８８】
磁界分布計測装置１によって生成された磁界分布時系列データは、演算装置５に与えられる。演算装置５は、与えられた磁界分布時系列データに基づいて、先に述べたＳＡＭ法あるいはＭＵＳＩＣ法等の計算手法を用いて心筋内の３次元電気的活動状態、たとえば３次元的電流密度分布を示すデータを生成する。そして、演算装置５は、生成した３次元的電流密度分布データに基づいて、心電図のＰ波からＱＲＳ群に相当する期間の心臓内の興奮（刺激）伝播経路を示すデータと、電流密度分布を示すデータとを重ね合わせて、表示装置６に与える。
【００８９】
表示装置６は、演算装置５によって生成されたデータが示す心筋内の電流密度分布を示す画像を、同じく演算装置５によって求められた心電図のＰ波からＱＲＳ群の期間に相当する興奮伝播経路の３次元的画像に重ね合わせて表示する。この結果、実施の形態１のような解剖学的画像を用いなくても、心筋内の電気的旋回路の位置関係を３次元的に同定することが可能となる。
【００９０】
次に、図１１は、図１０に示したこの発明の実施の形態２による心臓磁界診断装置の構成をより具体化して示したブロック図である。
【００９１】
図１１を参照して、磁界分布計測装置１は、図２および図３に関連して説明した磁界分布計測装置１と同じなので、ここでは説明を省略する。
【００９２】
磁界分布計測装置１から出力された磁界分布時系列データは、図１１の演算装置５に与えられ、この演算装置５は、図６に関連して説明したＳＡＭ法あるいはＭＵＳＩＣ法などにより、磁界分布時系列データを電流密度分布時系列データに変換する。
【００９３】
ここで、被験者１２の心電図を記録する心電計２１が設けられており、これにより測定された被験者１２の心電図波形データは演算装置５に与えられる。
【００９４】
ここで、心電図の波形と、生成された電流密度分布とを対応づければ、心電図と、心臓において発生している事象との対応づけも可能となる。
【００９５】
ここで、図１２の（ａ）は、心臓における正常な刺激伝播経路を模式的に示す図であり、（ｂ）は１心拍分の心電図波形を示している。
【００９６】
図１２を参照して、心臓の洞房結節または洞結節は心拍を決定するペースメーカとしての機能を有し、一定間隔（心電図のＰ波のタイミング）で発火してパルスを発生する。このパルスは、決められた刺激伝播経路を介して房室結節に伝わり、ここで一定時間後、ヒス（ＨＩＳ）束からプルキンエ繊維系を介して下方の心室にパルスを伝達し、一気に心筋の収縮が生じる。このヒス束からプルキンエ繊維系の刺激の伝播は、心電図のＱＲＳ群の期間（等容収縮期）に相当する。
【００９７】
したがって、このＰ波からＱＲＳ群の期間に関連づけた心臓磁界、すなわち心筋内電流密度分布の解析により、演算装置５は、図１２（ａ）に示すような正常ルートとしての刺激伝播経路を示す画像データを生成する。
【００９８】
このような図１２（ａ）に示す刺激伝播経路の画像は、実施の形態１の解剖学的画像の代わりにテンプレート表示として使用することができる。すなわち、実施の形態１のような３次元の解剖学的画像がなくても、この図１２（ａ）に示す正常ルートの刺激伝播経路が表示されれば、その周辺に生じた異常興奮回路、たとえば異常な電気的旋回路（図１２（ａ）中の破線）は、医師であれば、容易に解剖学的な対応づけが可能であり、その位置、大きさ、形状を同定することができる。
【００９９】
図１１の演算装置５は、このようなテンプレートとしての刺激伝播回路の表示に重ね合わせて、生成された電流密度分布を示すデータを生成する。前述のように、電流密度分布を表わす画像の局所的旋回に着目することによって、異常興奮回路、すなわち電気的旋回路を見出すことが可能であり、そのような画像データが上述のテンプレートの画像データに合成されて、表示装置６に与えられる。
【０１００】
図１１に示す表示装置６は、演算装置５からのデータに基づいて、テンプレートとしての正常な刺激伝播回路に重ね合わせて、電流密度分布を示す画像を表示する。
【０１０１】
図１３は、表示装置６によって実際に表示される画面の一例であり、テンプレートとしての正常刺激伝播回路に重ね合わせて、異常な電気的旋回路を示す電流密度分布の画像が表示されている。
【０１０２】
医師であれば、図１３に示すテンプレートとしての正常刺激伝播回路に対する電気的旋回路の相対的位置関係だけに基づいて、容易に解剖学的な対応づけが可能であり、電気的旋回路の位置、大きさ、形状を同定することができる。
【０１０３】
図１４および図１５は、以上の実施の形態２による心臓磁界診断装置によって実行された心筋内の電流旋回路の同定方法を示すフロー図である。
【０１０４】
まず、図１４を参照して、ステップＳ１１において、磁界分布計測装置１を用いて人体胸部上の複数の座標において非接触磁気計測を行ない、複数の磁界時系列データを生成し記録する。
【０１０５】
次に、ステップＳ１２において、解析の初期時刻を、心電図のＰ波開始時刻ｔsPと定め、解析終了時刻を心電図のＱＲＳ群終了時刻ｔeQRSと定め、解析の時間間隔をΔｔと定める。
【０１０６】
次にステップＳ１３において、解析時刻ｔに、Ｐ波の開始時刻であるｔsPを代入する。
【０１０７】
そして、ステップＳ１４において、解析時間が終了時刻ｔeQRSに到達するまで、以下のステップＳ１５〜Ｓ１７の処理が繰返される。
【０１０８】
すなわち、ステップＳ１５において、演算装置５により指定解析時刻ｔにおける心磁界分布データをＳＡＭ法またはＭＵＳＩＣ法で処理して心筋内電流密度分布データを生成する。
【０１０９】
次に、ステップＳ１６において、心筋内電流密度分布データに所定始点から３次元透視変換を施した画像を表示する。
【０１１０】
次に、ステップＳ１７において、解析時刻ｔにΔｔを加算し、ステップＳ１４に戻って終了時刻ｔeQRSに達したか否かを判定する。ここで終了時刻ｔeQRSに達したことが判定されると、心電図の波形のうちＰ波からＱＲＳ群に至る期間に対応づけて図１２（ａ）に示す正常ルートである刺激伝播経路を示す画像データが得られたことになる。
【０１１１】
次に、図１５のステップＳ１８に進み、解析の初期時刻をｔsと定め、解析の終了時刻をｔeと定め、解析時間間隔をΔｔと定める。
【０１１２】
次に、ステップＳ１９において、解析時刻ｔに初期時刻ｔsを代入する。
次に、ステップＳ２０において、解析時刻ｔが終了時刻ｔeに到達したことが判断されるまで、以下のステップＳ２１〜Ｓ２３が実行される。
【０１１３】
すなわち、ステップＳ２１において、演算装置５により、指定解析時刻ｔにおける心磁界分布データをＳＡＭ法またはＭＵＳＩＣ法で処理して心筋内電流密度分布データを生成する。
【０１１４】
次に、ステップＳ２２において、心筋内電流密度データを、所定始点から３次元透視変換を施した正常刺激伝播回路の画像に重ね合わせて表示する。
【０１１５】
さらにステップＳ２３において、解析時刻ｔにΔｔを加算し、ステップＳ２０に戻って終了時刻ｔeに達したか否かを判定する。これにより、心筋内の電流密度分布を示すデータが、図１４のフロー図で得られた正常刺激伝播経路（図１２（ａ））の画像に重ね合わせて表示されることになる。
【０１１６】
以上のように、この発明の実施の形態２によれば、ＳＱＵＩＤ磁束計を用いた被験者の胸部上の非侵襲的な磁気計測によって得られた心筋内の電流密度分布を示す画像を、テンプレートとしての正常刺激伝播経路に重ねて表示することにより、他の解剖学的画像と重ね合わせることなく、心房粗動および心房細動の原因となる心筋内の異常な興奮伝播回路、すなわち電気的旋回路の刺激伝播回路に対する相対的な位置関係、大きさ、形状を医師が３次元的に同定することが可能となる。したがって、この実施の形態２では、解剖学的画像を得るための事前の検査を省略することができる。
【０１１７】
また、胸部Ｘ線透視をしながらカテーテルによる検査および治療を行なう従来の方法においても、上述のように安全、迅速、かつ高精度に心筋内の異常な興奮伝播回路の同定が可能となるため、医師や放射線技師のＸ線被爆時間を著しく短縮することができ、医師および放射線技師の負担を軽減することができる。
【０１１８】
また、解剖学的画像作成のための検査が不要となるため、この実施の形態２による電気的旋回路の同定方法を高周波によるカテーテル焼灼法と併用することにより、心房粗動および心房細動の診断と直結した治療を実行することができ、患者の負担をさらに軽減することができる。
【０１１９】
さらに、この実施の形態２では、心筋内の電気的活動状態を示すデータとして電流密度分布を計測しているので、心筋内電流密度分布と、生存心筋に関する医学的知見との整合性を容易に取りながら、診断を行なうことができる。
【０１２０】
今回開示された実施の形態はすべての点で例示であって制限的なものではないと考えられるべきである。本発明の範囲は上記した説明ではなくて特許請求の範囲によって示され、特許請求の範囲と均等の意味および範囲内でのすべての変更が含まれることが意図される。
【０１２１】
【発明の効果】
以上のように、この発明によれば、患者の胸部上における非侵襲磁気計測によって得られた心筋内電気的活動状態を、３次元的な解剖学的画像上で可視表示することができるので、心筋内の異常な電気的旋回路の位置、形状、個数を３次元的に同定することができる。
【０１２２】
したがって、胸部Ｘ線透視をしながらカテーテルによる電気生理学的検査を行なう場合の医師や放射線技師の年間Ｘ線被爆時間を著しく低減することができ、また開胸での手術時間を著しく短縮することができ、この結果、患者および医師双方の負担を軽減することができる。
【０１２３】
さらに、高周波を用いたカテーテル焼灼法による治療の前に本発明を併用することにより、効率の良い診断法が可能となる。
【０１２４】
特に、生成される電気的活動状態を示すデータが電流密度分布データである場合には、生成された心筋内の異常な興奮伝播回路の電流密度分布と心筋内電流密度分布との対応が容易であり、１個または複数個の電流ダイポールで磁場源を模倣していた従来の解析方法のように、個数の設定や初期値次第で結果が変わるという不都合が生じない。
【０１２５】
この発明のさらに他の局面によると、同一被験者の洞結節からヒス束−プルキンエ繊維系への正常刺激伝播回路に、異常な電気的旋回路を重ね合わせて３次元表示することにより、解剖学的画像を得ることなく、心筋内の異常な電気的旋回路の位置、大きさ、形状、個数を３次元的に同定することができる。すなわち、解剖学的画像を得るための検査を省略でき、より経済効率が上がるという効果を奏する。
【図面の簡単な説明】
【図１】 この発明の実施の形態１による心房粗動および心房細動の心臓磁界診断装置の構成を概略的に示す機能ブロック図である。
【図２】 図１に示した心臓磁界診断装置の構成をより具体化して示したブロック図である。
【図３】 図２に示した磁界分布計測装置の詳細な構成を示すブロック図である。
【図４】 被験者の胸部前面上における複数の磁界センサの配列例を示す図である。
【図５】 図４の複数のセンサのそれぞれから得られた磁界時系列データを示す図である。
【図６】 磁界時系列データから電流密度データを算出する方法を模式的に説明する図である。
【図７】 表示装置４に表示される３次元的解剖学的画像の例を示す図である。
【図８】 図７に示した３次元的解剖学的画像の一断面を示す断層図である。
【図９】 この発明の実施の形態１による心臓磁界診断装置の動作を説明するフロー図である。
【図１０】 この発明の実施の形態２による心房粗動および心房細動の心臓磁界診断装置の構成を概略的に示す機能ブロック図である。
【図１１】 図１０に示したこの発明の実施の形態２による心臓磁界診断装置の構成をより具体化して示したブロック図である。
【図１２】 心臓における正常刺激伝播経路および心電図波形を模式的に示す図である。
【図１３】 表示装置６によって実際に表示された正常刺激伝播経路および異常な電気的旋回路の画像を示す図である。
【図１４】 実施の形態２による心臓磁界診断装置の動作を説明するフロー図である。
【図１５】 実施の形態２による心臓磁界診断装置の動作を説明するフロー図である。
【符号の説明】
１ 磁界分布計測装置、２ 第１の演算装置、３ 第２の演算装置、４，６ 表示装置、５ 演算装置、１１ ＭＳＲ、１２ 被験者、１３ デュワー、１４演算部、１５ ＳＱＵＩＤ磁束計、１６ 検出コイル、１７ コイル、１８ 超電導ループ、１９ モジュレーションコイル、２０ Ｎｂシールド、２１ 心電計。
Claims (6)
- 心房粗動および心房細動の心臓磁界診断装置であって、
被験者の胸部上の複数の座標における非接触磁気計測により前記複数の座標に対応する複数の磁界時系列データを取得し、かつ前記複数の磁界時系列データに基づいて前記胸部上の磁界分布時系列データを生成する磁界分布計測装置と、
前記生成された磁界分布時系列データに基づいて前記被験者の心筋内の３次元電気的活動状態を示すデータを生成する演算装置と、
前記演算装置により生成されたデータに基づいて、前記被験者の心臓の洞結節からヒス束−プルキンエ繊維系への刺激伝播経路を示す画像と、心筋内の異常な電気的旋回路を示す画像とを重ね合わせて表示する表示処理を行なう表示装置とを備え、これにより、心筋内の異常な電気的旋回路を３次元的に同定することができる、心臓磁界診断装置。 - 前記演算装置によって生成される前記心筋内の３次元電気的活動状態を示すデータは、心筋内の電流密度分布時系列データであり、前記表示装置は、前記電流密度分布時系列データに基づいて、前記刺激伝播経路を示す画像上に複数の異常な電気的旋回路の位置を３次元的に表示する、請求項１に記載の心臓磁界診断装置。
- 心房粗動および心房細動の心臓磁界診断装置の作動方法であって、
被験者の胸部上の複数の座標における非接触磁気計測により取得された前記複数の座標に対応する複数の磁界時系列データに基づいて生成された前記胸部上の磁界分布時系列データに基づいて、前記被験者の心筋内の３次元電流密度分布を示す時系列データを求め、前記心筋内の３次元電気的活動状態を示す第１のデータとして生成するステップと、
別途供給された前記被験者の胸部断層画像データを加工して３次元的解剖学的画像を示す第２のデータを生成するステップと、
前記第１のデータが示す前記心筋内の３次元電気的活動状態の画像を、前記第２のデータが示す前記３次元的解剖学的画像に重ね合わせて、心筋内の異常な電気的旋回路を３次元的に同定するための画像を表示するステップとを備える、心臓磁界診断装置の作動方法。 - 前記３次元的電流密度分布は、ＳＡＭ（Synthetic Aperture Magnetometry）法またはＭＵＳＩＣ（Multiple Signal Classification）法を用いて求められる、請求項３に記載の心臓磁界診断装置の作動方法。
- 心房粗動および心房細動の心臓磁界診断装置の作動方法であって、
被験者の胸部上の複数の座標における非接触磁気計測により取得された前記複数の座標に対応する複数の磁界時系列データに基づいて生成された前記胸部上の磁界分布時系列データに基づいて、前記被験者の心筋内の３次元電気的活動状態を示すデータを生成するステップと、
前記生成されたデータに基づいて、前記被験者の心臓の洞結節からヒス束−プルキンエ繊維系への刺激伝播経路を示す画像と、心筋内の異常な電気的旋回路を示す画像とを重ね合わせて、心筋内の異常な電気的旋回路を３次元的に同定するための画像を表示するステップとを備える、心臓磁界診断装置の作動方法。 - 前記データが示す心筋内の３次元電気的活動状態は、心筋内の電流密度分布である、請求項５に記載の心臓磁界診断装置の作動方法。
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