JP3712350B2 - 心室遅延電位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、心室遅延電位の心臓磁界診断装置および心筋内興奮不均一伝播部位の同定方法に関し、より特定的には、心室頻拍の原因となる心室遅延電位、すなわち心筋内興奮不均一伝播部位の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室遅延電位の心臓磁界診断装置および心筋内興奮不均一伝播部位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充分であり、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、人体の各組織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】
一方、心筋梗塞症の発症から一定期間後に、または心筋症などの心疾患により、正常な心筋組織中に斑紋状組織が形成されると、心室頻拍を誘発することが近年の研究から明らかにされている。
【０００６】
斑紋状組織とは、正常な心筋組織中に、壊死したまたは変性した組織が島状に存在する状態を指すものである。このような心筋部位で不均一な興奮伝播が生じることとなり、心室遅延電位が発生する。またこのような斑紋状組織においては、壊死または変性した組織と正常組織との間の電気的伝導特性の違いから二重の興奮伝播路（リエントリ回路）が形成されることがある。
【０００７】
すなわち、興奮信号はこのリエントリ回路内を旋回することとなり、その結果として心室頻拍が誘発される。したがって、このような心室遅延電位の発生部位を３次元的に正確に同定することが強く要望されている。
【０００８】
しかしながら、上述のように、心電図法では、心電図同期加算の技術を用いて心室遅延電位の有無を非侵襲的に検出することはできても、心筋内興奮の不均一伝播部位の局在の３次元的な同定はできなかった。また、多チャンネル心電図計測データから心室遅延電位発生部位の位置、大きさ、形状を推定する試みもなされてきたが、そのような位置推定を行なうには精度が不十分であり、到底満足できるものではなかった。
【０００９】
現在のところ、侵襲的検査であるカテーテルを用いた心内膜マッピングを行ない、fragmented activityを見ることによって心筋内興奮の不均一伝播部位の同定を行なっている。特に、このカテーテルを用いた電気生理学的検査で心筋内興奮の不均一伝播部位を同定し、さらに異常興奮伝播部位を高周波で焼灼するという治療（カテーテル焼灼法）を兼ね備えた方法が採用されている。
【００１０】
しかしながら、この方法では、胸部Ｘ線透視をしながらカテーテルの挿入、移動などを行なうので、患者、医師、放射線技師は長時間にわたってＸ線被爆を受けることになる。特に、医師および放射線技師の年間Ｘ線被爆量が大きく、検査時間の大幅な短縮が強く望まれている。
【００１１】
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と称する）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。
【００１２】
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。
【００１３】
【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、人体内における心筋内興奮の不均一伝播部位の位置、大きさ、形状を直接表示することはできず、心臓内における患部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。
【００１４】
このため、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。そして、そのような方法として、１つまたは複数個の微小電流素片（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。このような方法では、ＷＰＷ症候群における特殊な電気生理特性を有するバイパス回路（副伝播路）、たとえばＫｅｎｔ束の位置推定については有効性が確認されている。
【００１５】
一方、洞房結節から房室結節−ヒス束−プルキンエ繊維系に至る興奮伝播経路を、上述の電流ダイポールを用いた信号源推定法によって表現できることが確認されている。
【００１６】
しかしながら、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では、ある時刻における電流ダイポールの位置情報が得られるだけであり、心筋内で心室遅延電位が発生している部位、すなわち心筋内興奮の不均一伝播部位の位置、大きさ、形状を３次元的に同定することはできなかった。
【００１７】
それゆえに、この発明の目的は、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、心筋内における心室遅延電位の発生部位、すなわち心筋内興奮の不均一伝播部位の位置関係を安全、迅速かつ高精度に３次元的に同定することができる心室遅延電位の心臓磁界診断装置および心筋内興奮不均一伝播部位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】
この発明による心室遅延電位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、表示装置とを備える。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、心筋内興奮不均一伝播による心室遅延電位の局在を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、心筋内興奮の伝播速度を示すデータである。
【００２０】
さらに好ましくは、第１の演算手段は、心筋内の興奮伝播路部位を１つまたは複数の微小電流素片を用いて近似し、微小電流素片の位置の時間的変化を算出することにより、心筋内興奮の伝播速度を示すデータを生成する。
【００２１】
さらに好ましくは、第１の演算手段は、算出された微小電流素片の位置の時間的変化に基づいて、興奮伝播路ごとの心筋内興奮の伝播速度の差を示すデータを生成する。
【００２２】
この発明の他の局面に従うと、心室遅延電位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、被験者の心臓の洞房結節からヒス束−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３次元電気的活動状態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、心筋内興奮不均一伝播による心室遅延電位の局在を３次元的に同定することができる。
【００２３】
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、心筋内興奮の伝播速度を示すデータである。
【００２４】
さらに好ましくは、演算手段は、心筋内興奮伝播路部位を１つまたは複数の微小電流素片を用いて近似し、微小電流素片の位置の時間的変化を算出することにより、心筋内興奮の伝播速度を示すデータを生成する。
【００２５】
さらに好ましくは、演算手段は、算出された微小電流素片の位置の時間的変化に基づいて、興奮伝播路ごとの心筋内興奮の伝播速度の差を示すデータを生成する。
【００２６】
この発明のさらに他の局面に従うと、心筋内興奮不均一伝播部位の同定方法は、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、心筋内興奮不均一伝播による心室遅延電位の局在を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。
【００２７】
好ましくは、第１のデータが示す心筋内の３次元電気活動状態は、心筋内興奮の伝播速度である。
【００２８】
さらに好ましくは、第１のデータを生成するステップは、心筋内興奮伝播路部位を１つまたは複数の微小電流素片を用いて近似し、微小電流素片の位置の時間的変化を算出することにより、心筋内興奮の伝播速度を示すデータを生成する。
【００２９】
さらに好ましくは、第１のデータを生成するステップは、算出された微小電流素片の位置の時間的変化に基づいて、興奮伝播路ごとの伝播速度の差を示すデータを生成する。
【００３０】
この発明のさらに他の局面に従うと、心筋内興奮不均一伝播部位の同定方法は、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、被験者の心臓の洞房結節からヒス束−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３次元電気的活動状態を示す画像とを重ね合わせて表示することにより、心筋内興奮不均一伝播による心室遅延電位の局在を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。
【００３１】
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、心筋内興奮の伝播速度である。
【００３２】
さらに好ましくは、データを生成するステップは、心筋内の興奮伝播路部位を１つまたは複数の微小電流素片を用いて近似し、微小電流素片の位置の時間的変化を算出することにより、心筋内興奮の伝播速度を示すデータを生成する。
【００３３】
さらに好ましくは、データを生成するステップは、算出された微小電流素片の位置の時間的変化に基づいて、興奮伝播路ごとの心筋内興奮の伝播速度の差を示すデータを生成する。
【００３４】
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、心室頻拍の原因となる心室遅延電位の発生部位、すなわち心筋内の興奮不均一伝播部位の局在を医師が安全、迅速かつ高精度に同定することが可能となる。
【００３５】
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房結節からヒス束−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、心室頻拍の原因となる心室遅延電位の発生部位、すなわち心筋内の興奮不均一伝播部位の局在を医師が安全、迅速かつ高精度に同定することが可能となる。
【００３６】
【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。
【００３７】
［実施の形態１］
図１は、この発明の実施の形態１による、心室遅延電位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。
【００３８】
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。
【００３９】
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、後述する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。
【００４０】
より特定的には、第１の演算装置２は、心筋内興奮の伝播速度を示すデータを生成する。この伝播速度は、後述するように、心筋内の興奮伝播路部位を１つまたは複数の微小電流素片すなわち電流ダイポールを用いて近似し、電流ダイポールの位置の時間的変化を算出することにより得られる。得られた電流ダイポールの時間的変化に基づいて、興奮伝播路ごとの伝播速度のデータが得られる。この結果、興奮の不均一伝播により発生する心室遅延電位の局在を特定することができる。
【００４１】
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。
【００４２】
ここで、上述の第１のデータを画像で表現した場合、第１の演算装置２で得られた電気的活動状態が心筋内興奮の伝播速度であるときには、画面上に何らかの形で表示される興奮伝播路ごとの心筋内興奮の伝播速度の不均一に着目することによって、心室遅延電位の発生部位の３次元的な同定が可能となる。
【００４３】
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（たとえば興奮伝播路ごとの伝播速度）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次元解剖学的画像に重ね合せて表示する。この結果、解剖学的画像上において心筋内の心室遅延電位の局在を３次元的に同定することができる。
【００４４】
次に、図２は、図１に示したこの発明の実施の形態１による心室遅延電位の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。
【００４５】
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。
【００４６】
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。
【００４７】
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。
【００４８】
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。
【００４９】
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。
【００５０】
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。
【００５１】
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。
【００５２】
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。
【００５３】
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。
【００５４】
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。
【００５５】
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。
【００５６】
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。
【００５７】
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。
【００５８】
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、磁界分布データに基づいて胸部内の電気的活動、たとえば心筋内興奮の伝播速度を求めるように機能する。
【００５９】
第１の演算装置２が、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、たとえば心筋内興奮の伝播速度を求める手法について説明する。
【００６０】
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時系列データを、１つまたは複数の微小電流素片（すなわち電流ダイポール）を用いて近似する。すなわち、計測された心磁界分布中に上記の微小電流素片をばらまき、周知の解析方法により、それぞれの測定点に対応する各微小電流素片のパラメータ（位置情報および電流ベクトル）を決定する。このような電流ダイポールを用いた解析方法は、たとえば特開平５−１５７７３５号公報に詳細に開示されているように、周知の手法であり、ここではその詳細な説明は省略する。
【００６１】
上述の解析手法を用いて、ある時刻における心磁界分布内の各微小電流素片のパラメータ（すなわち、その位置および電流の方向）が決定されれば、その経時的な変化を観測することにより、電流の伝播速度に関する情報を得ることができる。
【００６２】
第１の演算装置２は、まず、このような微小電流素片の位置および電流の方向の経時的な変化を示すデータを生成し、表示装置４の一方入力に与える。また、第１の演算装置２は、上述の経時的な変化に基づいて心筋内興奮の伝播速度を計算し、その結果を数値データとして生成してもよく、さらには伝播速度の速さを矢印の長さなどで可視表示する画像データとして生成してもよい。
【００６３】
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筋内興奮の伝播速度を示す種々の形態の時系列データを生成し、表示装置４の一方入力に与える。
【００６４】
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法などを用いて予め、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。
【００６５】
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。
【００６６】
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。
【００６７】
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微小電流素片の位置および電流の方向の経時的な変化を示す画像を重ね合わせて表示する。
【００６８】
図６は、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、ある時刻における心磁界分布内の心筋内興奮電流を表わす微小電流素片の位置および方向、ならびにその時刻に至るまでの興奮伝播路を表示した態様を示す図である。
【００６９】
図６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次元的画像である。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はあるが、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を示しているものとする。
【００７０】
図６において、Ａで示す矢印は、その時刻における心筋内興奮電流を表わす微小電流素片の位置および方向を示し、矢印の長さは電流の大きさを示している。また、Ｂ，Ｃ，Ｄで示す太線は、当該時刻に至るまでに、微小電流素片によって心磁場を近似して得られた心筋内の興奮伝播路の軌跡を示しており、具体的には、微小電流素片の位置の変化を経時的につなぎ合わせたものである。
【００７１】
したがって、心筋内興奮の伝播速度の遅い部位では、微小電流素片のそのときどきの位置からなる軌跡は密となり、逆に伝播速度の速い部位では、微小電流素片のそのときどきの位置からなる軌跡は粗となる。したがって、画面上に表示された興奮伝播路を示す太線Ｂ，Ｃ，Ｄの各々を構成する微小電流素片位置の粗密によって、それぞれの心筋内興奮の伝播速度を視覚的に認識することが可能となる。
【００７２】
また、前述のように、第１の演算装置２によってそれぞれの心筋内興奮の伝播速度そのものを算出して数値として表示装置４上に表示してもよい。
【００７３】
このように、深さのある３次元的な解剖学的画像上に、心筋内興奮の伝播速度を興奮伝播路ごとに表示することにより、医師は心筋内の心室遅延電位の発生部位、すなわち心筋内興奮の不均一伝播部位の解剖学的画像上における相対的な位置関係を的確に把握することができる。
【００７４】
図７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興奮の不均一伝播部位の同定方法を示すフロー図である。
【００７５】
図７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。
【００７６】
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。
【００７７】
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。
【００７８】
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、以下のループ状の処理を繰り返して行なう。
【００７９】
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１つまたは複数の微小電流素片で近似して心筋内の興奮電流の位置、方向、大きさに関するデータを得る。
【００８０】
次に、ステップＳ７において、時間Δｔだけ先行する前回のループのステップＳ６において得られた、時刻ｔ−Δｔにおける心筋内興奮電流の位置、方向、大きさに関するデータと、今回ステップＳ６において得られた時刻ｔにおけるデータとを対比して、心筋内興奮の伝播速度を算出する。
【００８１】
次に、ステップＳ８において、表示装置４により、心筋内興奮の伝播速度を示すデータを、所定視点から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。
【００８２】
次に、ステップＳ９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〜Ｓ９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興奮の伝播速度を表わすデータの表示を終了する。
【００８３】
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興奮の伝播速度を示す画像を３次元的解剖学的画像に重ねて表示することにより、心室頻拍の原因となる心筋内の心室遅延電位の発生部位、すなわち心筋内興奮の不均一伝播部位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。
【００８４】
特に、高周波によるカテーテル焼灼法による治療を行なう場合には、カテーテルを用いて行なう電気生理学的検査の対象領域を事前に著しく絞り込むことが可能となり、Ｘ線透視を実施しながら行なう検査時間を著しく短縮することができる。この結果、医師および放射線技師の年間Ｘ線被爆線量を著しく軽減することができる。
【００８５】
また、この実施の形態１による心筋内興奮の不均一伝播部位の同定方法を、高周波によるカテーテル焼灼法と併用することにより、低侵襲性の内科的手術で心室頻拍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。
【００８６】
［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。
【００８７】
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室遅延電位の心臓磁界診断装置および心筋内興奮の不均一伝播部位の同定方法を提供するものである。
【００８８】
図８は、この発明の実施の形態２による心室遅延電位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。
【００８９】
図８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。
【００９０】
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、先に述べた電流ダイポールを用いる解析手法を用いて、心筋内の３次元電気的活動状態、たとえば心筋内の興奮電流に関するデータを生成する。そして、演算装置５は、生成された興奮電流に関するデータに基づいて、心電図のＰ波からＱＲＳ群に相当する期間の心室の心筋内の興奮（刺激）伝播経路を示すデータと、心筋内興奮の伝播速度を示すデータとを、重ね合わせて発生し、表示装置６に与える。
【００９１】
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興奮の伝播速度を示す画像を、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、心筋内興奮の不均一伝播部位の位置関係を３次元的に同定することが可能となる。
【００９２】
次に、図９は、図８に示したこの発明の実施の形態２による心室遅延電位の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。
【００９３】
図９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。
【００９４】
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９の演算装置５に与えられ、この演算装置５は、前述の電流ダイポールを用いた解析方法により、磁界分布時系列データから、心筋内の興奮電流に関するデータを生成する。
【００９５】
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。
【００９６】
ここで、心電図の波形と、生成された心筋内興奮電流に関するデータとを対応づければ、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。
【００９７】
ここで、図１０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。
【００９８】
図１０を参照して、心臓の洞房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、ここで一定時間遅延後、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群の期間に相当する。
【００９９】
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、すなわち心筋内興奮電流の解析により、演算装置５は、図１０（ａ）において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。
【０１００】
このような図１０（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１０（ａ）に示す正常ルートの刺激伝播経路が表示されれば、その周辺の心室に生じた、心室遅延電位部位、すなわち心筋内興奮の不均一伝播部位は、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。
【０１０１】
図９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経路の表示に重ね合わせて、生成された心筋内興奮の伝播速度を示すデータを生成する。前述のように、心筋内興奮の伝播速度を表わす画像に着目することによって、心室における心筋内興奮の不均一伝播部位または心室遅延電位発生部位を見出すことが可能である。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。
【０１０２】
図９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経路に重ね合わせて、心筋内興奮の伝播速度を示す画像を表示する。これにより、医師は、心室筋においてリエントリ回路が形成されやすい状態となっているか否かの判断を容易に行なうことができる。
【０１０３】
図１１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経路に重ね合わせて、興奮伝播路ごとの心筋内興奮の伝播速度を示す画像が表示されている。
【０１０４】
図１１において、２つの矢印はそれぞれ微小電流素片（電流ダイポール）によって近似された興奮伝播路の位置を表わしており、特に各矢印の長さは興奮伝播速度の速さを表わしている。
【０１０５】
医師であれば、図１１に示すテンプレートとしての正常刺激伝播経路に対するそれぞれの興奮伝播路の相対的位置関係に基づいて、容易に解剖学的な対応づけが可能である。また、それぞれの興奮伝播路間の伝播速度の差異に基づいて、心室における心室遅延電位発生部位、すなわち心筋内興奮の不均一伝播部位の位置、大きさ、形状を同定することができる。
【０１０６】
図１２および図１３は、以上の実施の形態２による心室遅延電位の診断装置によって実行された心筋内興奮の不均一伝播部位の同定方法を示すフロー図である。
【０１０７】
まず、図１２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。
【０１０８】
次に、ステップＳ１２において、解析の初期時間を、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。
【０１０９】
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。
【０１１０】
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Ｓ１５〜１７の処理が繰返される。
【０１１１】
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における心臓磁界分布データを１つまたは複数の微小電流素片で近似して心筋内の興奮電流の位置、方向、大きさに関するデータを得る。
【０１１２】
次に、ステップＳ１６において、ステップＳ１５で得た心筋内興奮電流のデータに所定視点から３次元透視変換を施した画像を表示する。
【０１１３】
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群に相当する期間に対応づけて図１０（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。
【０１１４】
次に、図１３のステップＳ１８に進み、解析の初期時刻をｔsと定め、解析の終了時刻とｔeと定め、解析時間間隔をΔｔと定める。
【０１１５】
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〜Ｓ２４がループ状に実行される。
【０１１６】
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における心臓磁界分布データを１つまたは複数の微小電流素片で近似して心筋内の興奮電流の位置、方向、大きさに関するデータを得る。
【０１１７】
次に、ステップＳ２２において、時間Δｔだけ先行する前回のループのステップＳ２１において得られた、時刻ｔ−Δｔにおける心筋内興奮電流の位置、方向大きさに関するデータと、今回ステップＳ２１で得られた時刻ｔにおけるデータとを対比して、心筋内興奮の伝播速度を算出する。
【０１１８】
次に、ステップＳ２３において、表示装置６により、心筋内興奮の伝播速度を表わすデータを、所定視点から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。
【０１１９】
さらにステップＳ２４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、心筋内興奮の伝播速度を示すデータが、図１２のフロー図で得られた刺激伝播経路（図１０（ａ））の画像に重ね合わせて表示されることになる。
【０１２０】
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興奮の伝播速度を示す画像を、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せることなく、心室頻拍の原因となる心筋内の心室遅延電位の発生部位、すなわち心筋内興奮の不均一伝播部位の刺激伝播経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。
【０１２１】
特に、高周波によるカテーテル焼灼法による治療を行なう場合には、カテーテルを用いて行なう電気生理学的検査の対象領域を事前に著しく絞り込むことが可能となり、Ｘ線透視を実施しながら行なう検査時間を著しく短縮することができる。この結果、医師および放射線技師の年間Ｘ線被爆線量を著しく軽減することができる。
【０１２２】
さらに、この実施の形態２による心筋内興奮の不均一伝播部位の同定方法を、高周波によるカテーテル焼灼法と併用することにより、低侵襲性の内科的手術で心室頻拍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。
【０１２３】
なお、この発明の実施の形態２では、テンプレート表示としての正常刺激伝播経路の画像データを作成するために電流ダイポールを用いた興奮伝播路の近似を行なっていたが、このような正常刺激伝播経路の画像は、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、演算装置５が心筋内の電流密度分布を求めることによって得ることができる。このような磁界分布時系列データから、心筋内の電流密度分布を求める手法としては、以下の手法が挙げられる。すなわち、ＳＡＭ（Synthetic Aperture Magnetometry）あるいは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。
【０１２４】
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電流密度分布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。
【０１２５】
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。
【０１２６】
【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興奮の伝播速度を、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、心室遅延電位の発生部位、すなわち心筋内興奮の不均一伝播部位の位置、大きさ、形状を３次元的に同定することができる。したがって、心室頻拍の原因となる心筋内興奮の不均一伝播部位または心室遅延電位発生部位を非侵襲で診断できるので、患者に負担を強いることなく、迅速かつ安全な検査を行なうことができる。
【０１２７】
特に、高周波によるカテーテル焼灼法による治療を行なう場合には、電気生理学的検査の対象領域を事前に著しく絞り込むことができ、医師および放射線技師のＸ線被爆量を著しく低減することができるという効果を奏する。
【０１２８】
この発明のさらに他の局面によると、同一被験者の洞房結節からヒス束−プルキンエ繊維系への正常刺激伝播経路に、心筋内興奮の伝播速度を重ね合わせて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、心筋内興奮の不均一伝播部位の位置、すなわち心室遅延電位の局在や広がりを３次元的に同定することができる。また、解剖学的画像を得るための検査を省略でき、より経済効率に優れた診断を行なうことができ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による心室遅延電位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】 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７】 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８】 この発明の実施の形態２による心室遅延電位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９】 図８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１０】 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１１】 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興奮伝播路の画像を示す図である。
【図１２】 実施の形態２による心臓磁界診断装置の動作の前半を説明するフロー図である。
【図１３】 実施の形態２による心臓磁界診断装置の動作の後半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、心室遅延電位の心臓磁界診断装置および心筋内興奮不均一伝播部位の同定方法に関し、より特定的には、心室頻拍の原因となる心室遅延電位、すなわち心筋内興奮不均一伝播部位の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室遅延電位の心臓磁界診断装置および心筋内興奮不均一伝播部位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充分であり、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、人体の各組織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】
一方、心筋梗塞症の発症から一定期間後に、または心筋症などの心疾患により、正常な心筋組織中に斑紋状組織が形成されると、心室頻拍を誘発することが近年の研究から明らかにされている。
【０００６】
斑紋状組織とは、正常な心筋組織中に、壊死したまたは変性した組織が島状に存在する状態を指すものである。このような心筋部位で不均一な興奮伝播が生じることとなり、心室遅延電位が発生する。またこのような斑紋状組織においては、壊死または変性した組織と正常組織との間の電気的伝導特性の違いから二重の興奮伝播路（リエントリ回路）が形成されることがある。
【０００７】
すなわち、興奮信号はこのリエントリ回路内を旋回することとなり、その結果として心室頻拍が誘発される。したがって、このような心室遅延電位の発生部位を３次元的に正確に同定することが強く要望されている。
【０００８】
しかしながら、上述のように、心電図法では、心電図同期加算の技術を用いて心室遅延電位の有無を非侵襲的に検出することはできても、心筋内興奮の不均一伝播部位の局在の３次元的な同定はできなかった。また、多チャンネル心電図計測データから心室遅延電位発生部位の位置、大きさ、形状を推定する試みもなされてきたが、そのような位置推定を行なうには精度が不十分であり、到底満足できるものではなかった。
【０００９】
現在のところ、侵襲的検査であるカテーテルを用いた心内膜マッピングを行ない、fragmented activityを見ることによって心筋内興奮の不均一伝播部位の同定を行なっている。特に、このカテーテルを用いた電気生理学的検査で心筋内興奮の不均一伝播部位を同定し、さらに異常興奮伝播部位を高周波で焼灼するという治療（カテーテル焼灼法）を兼ね備えた方法が採用されている。
【００１０】
しかしながら、この方法では、胸部Ｘ線透視をしながらカテーテルの挿入、移動などを行なうので、患者、医師、放射線技師は長時間にわたってＸ線被爆を受けることになる。特に、医師および放射線技師の年間Ｘ線被爆量が大きく、検査時間の大幅な短縮が強く望まれている。
【００１１】
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と称する）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。
【００１２】
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。
【００１３】
【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、人体内における心筋内興奮の不均一伝播部位の位置、大きさ、形状を直接表示することはできず、心臓内における患部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。
【００１４】
このため、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。そして、そのような方法として、１つまたは複数個の微小電流素片（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。このような方法では、ＷＰＷ症候群における特殊な電気生理特性を有するバイパス回路（副伝播路）、たとえばＫｅｎｔ束の位置推定については有効性が確認されている。
【００１５】
一方、洞房結節から房室結節−ヒス束−プルキンエ繊維系に至る興奮伝播経路を、上述の電流ダイポールを用いた信号源推定法によって表現できることが確認されている。
【００１６】
しかしながら、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では、ある時刻における電流ダイポールの位置情報が得られるだけであり、心筋内で心室遅延電位が発生している部位、すなわち心筋内興奮の不均一伝播部位の位置、大きさ、形状を３次元的に同定することはできなかった。
【００１７】
それゆえに、この発明の目的は、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、心筋内における心室遅延電位の発生部位、すなわち心筋内興奮の不均一伝播部位の位置関係を安全、迅速かつ高精度に３次元的に同定することができる心室遅延電位の心臓磁界診断装置および心筋内興奮不均一伝播部位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】
この発明による心室遅延電位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、表示装置とを備える。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、心筋内興奮不均一伝播による心室遅延電位の局在を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、心筋内興奮の伝播速度を示すデータである。
【００２０】
さらに好ましくは、第１の演算手段は、心筋内の興奮伝播路部位を１つまたは複数の微小電流素片を用いて近似し、微小電流素片の位置の時間的変化を算出することにより、心筋内興奮の伝播速度を示すデータを生成する。
【００２１】
さらに好ましくは、第１の演算手段は、算出された微小電流素片の位置の時間的変化に基づいて、興奮伝播路ごとの心筋内興奮の伝播速度の差を示すデータを生成する。
【００２２】
この発明の他の局面に従うと、心室遅延電位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、被験者の心臓の洞房結節からヒス束−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３次元電気的活動状態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、心筋内興奮不均一伝播による心室遅延電位の局在を３次元的に同定することができる。
【００２３】
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、心筋内興奮の伝播速度を示すデータである。
【００２４】
さらに好ましくは、演算手段は、心筋内興奮伝播路部位を１つまたは複数の微小電流素片を用いて近似し、微小電流素片の位置の時間的変化を算出することにより、心筋内興奮の伝播速度を示すデータを生成する。
【００２５】
さらに好ましくは、演算手段は、算出された微小電流素片の位置の時間的変化に基づいて、興奮伝播路ごとの心筋内興奮の伝播速度の差を示すデータを生成する。
【００２６】
この発明のさらに他の局面に従うと、心筋内興奮不均一伝播部位の同定方法は、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、心筋内興奮不均一伝播による心室遅延電位の局在を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。
【００２７】
好ましくは、第１のデータが示す心筋内の３次元電気活動状態は、心筋内興奮の伝播速度である。
【００２８】
さらに好ましくは、第１のデータを生成するステップは、心筋内興奮伝播路部位を１つまたは複数の微小電流素片を用いて近似し、微小電流素片の位置の時間的変化を算出することにより、心筋内興奮の伝播速度を示すデータを生成する。
【００２９】
さらに好ましくは、第１のデータを生成するステップは、算出された微小電流素片の位置の時間的変化に基づいて、興奮伝播路ごとの伝播速度の差を示すデータを生成する。
【００３０】
この発明のさらに他の局面に従うと、心筋内興奮不均一伝播部位の同定方法は、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、被験者の心臓の洞房結節からヒス束−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３次元電気的活動状態を示す画像とを重ね合わせて表示することにより、心筋内興奮不均一伝播による心室遅延電位の局在を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。
【００３１】
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、心筋内興奮の伝播速度である。
【００３２】
さらに好ましくは、データを生成するステップは、心筋内の興奮伝播路部位を１つまたは複数の微小電流素片を用いて近似し、微小電流素片の位置の時間的変化を算出することにより、心筋内興奮の伝播速度を示すデータを生成する。
【００３３】
さらに好ましくは、データを生成するステップは、算出された微小電流素片の位置の時間的変化に基づいて、興奮伝播路ごとの心筋内興奮の伝播速度の差を示すデータを生成する。
【００３４】
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、心室頻拍の原因となる心室遅延電位の発生部位、すなわち心筋内の興奮不均一伝播部位の局在を医師が安全、迅速かつ高精度に同定することが可能となる。
【００３５】
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房結節からヒス束−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、心室頻拍の原因となる心室遅延電位の発生部位、すなわち心筋内の興奮不均一伝播部位の局在を医師が安全、迅速かつ高精度に同定することが可能となる。
【００３６】
【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。
【００３７】
［実施の形態１］
図１は、この発明の実施の形態１による、心室遅延電位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。
【００３８】
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。
【００３９】
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、後述する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。
【００４０】
より特定的には、第１の演算装置２は、心筋内興奮の伝播速度を示すデータを生成する。この伝播速度は、後述するように、心筋内の興奮伝播路部位を１つまたは複数の微小電流素片すなわち電流ダイポールを用いて近似し、電流ダイポールの位置の時間的変化を算出することにより得られる。得られた電流ダイポールの時間的変化に基づいて、興奮伝播路ごとの伝播速度のデータが得られる。この結果、興奮の不均一伝播により発生する心室遅延電位の局在を特定することができる。
【００４１】
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。
【００４２】
ここで、上述の第１のデータを画像で表現した場合、第１の演算装置２で得られた電気的活動状態が心筋内興奮の伝播速度であるときには、画面上に何らかの形で表示される興奮伝播路ごとの心筋内興奮の伝播速度の不均一に着目することによって、心室遅延電位の発生部位の３次元的な同定が可能となる。
【００４３】
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（たとえば興奮伝播路ごとの伝播速度）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次元解剖学的画像に重ね合せて表示する。この結果、解剖学的画像上において心筋内の心室遅延電位の局在を３次元的に同定することができる。
【００４４】
次に、図２は、図１に示したこの発明の実施の形態１による心室遅延電位の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。
【００４５】
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。
【００４６】
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。
【００４７】
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。
【００４８】
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。
【００４９】
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。
【００５０】
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。
【００５１】
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。
【００５２】
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。
【００５３】
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。
【００５４】
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。
【００５５】
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。
【００５６】
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。
【００５７】
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。
【００５８】
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、磁界分布データに基づいて胸部内の電気的活動、たとえば心筋内興奮の伝播速度を求めるように機能する。
【００５９】
第１の演算装置２が、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、たとえば心筋内興奮の伝播速度を求める手法について説明する。
【００６０】
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時系列データを、１つまたは複数の微小電流素片（すなわち電流ダイポール）を用いて近似する。すなわち、計測された心磁界分布中に上記の微小電流素片をばらまき、周知の解析方法により、それぞれの測定点に対応する各微小電流素片のパラメータ（位置情報および電流ベクトル）を決定する。このような電流ダイポールを用いた解析方法は、たとえば特開平５−１５７７３５号公報に詳細に開示されているように、周知の手法であり、ここではその詳細な説明は省略する。
【００６１】
上述の解析手法を用いて、ある時刻における心磁界分布内の各微小電流素片のパラメータ（すなわち、その位置および電流の方向）が決定されれば、その経時的な変化を観測することにより、電流の伝播速度に関する情報を得ることができる。
【００６２】
第１の演算装置２は、まず、このような微小電流素片の位置および電流の方向の経時的な変化を示すデータを生成し、表示装置４の一方入力に与える。また、第１の演算装置２は、上述の経時的な変化に基づいて心筋内興奮の伝播速度を計算し、その結果を数値データとして生成してもよく、さらには伝播速度の速さを矢印の長さなどで可視表示する画像データとして生成してもよい。
【００６３】
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筋内興奮の伝播速度を示す種々の形態の時系列データを生成し、表示装置４の一方入力に与える。
【００６４】
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法などを用いて予め、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。
【００６５】
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。
【００６６】
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。
【００６７】
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微小電流素片の位置および電流の方向の経時的な変化を示す画像を重ね合わせて表示する。
【００６８】
図６は、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、ある時刻における心磁界分布内の心筋内興奮電流を表わす微小電流素片の位置および方向、ならびにその時刻に至るまでの興奮伝播路を表示した態様を示す図である。
【００６９】
図６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次元的画像である。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はあるが、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を示しているものとする。
【００７０】
図６において、Ａで示す矢印は、その時刻における心筋内興奮電流を表わす微小電流素片の位置および方向を示し、矢印の長さは電流の大きさを示している。また、Ｂ，Ｃ，Ｄで示す太線は、当該時刻に至るまでに、微小電流素片によって心磁場を近似して得られた心筋内の興奮伝播路の軌跡を示しており、具体的には、微小電流素片の位置の変化を経時的につなぎ合わせたものである。
【００７１】
したがって、心筋内興奮の伝播速度の遅い部位では、微小電流素片のそのときどきの位置からなる軌跡は密となり、逆に伝播速度の速い部位では、微小電流素片のそのときどきの位置からなる軌跡は粗となる。したがって、画面上に表示された興奮伝播路を示す太線Ｂ，Ｃ，Ｄの各々を構成する微小電流素片位置の粗密によって、それぞれの心筋内興奮の伝播速度を視覚的に認識することが可能となる。
【００７２】
また、前述のように、第１の演算装置２によってそれぞれの心筋内興奮の伝播速度そのものを算出して数値として表示装置４上に表示してもよい。
【００７３】
このように、深さのある３次元的な解剖学的画像上に、心筋内興奮の伝播速度を興奮伝播路ごとに表示することにより、医師は心筋内の心室遅延電位の発生部位、すなわち心筋内興奮の不均一伝播部位の解剖学的画像上における相対的な位置関係を的確に把握することができる。
【００７４】
図７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興奮の不均一伝播部位の同定方法を示すフロー図である。
【００７５】
図７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。
【００７６】
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。
【００７７】
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。
【００７８】
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、以下のループ状の処理を繰り返して行なう。
【００７９】
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１つまたは複数の微小電流素片で近似して心筋内の興奮電流の位置、方向、大きさに関するデータを得る。
【００８０】
次に、ステップＳ７において、時間Δｔだけ先行する前回のループのステップＳ６において得られた、時刻ｔ−Δｔにおける心筋内興奮電流の位置、方向、大きさに関するデータと、今回ステップＳ６において得られた時刻ｔにおけるデータとを対比して、心筋内興奮の伝播速度を算出する。
【００８１】
次に、ステップＳ８において、表示装置４により、心筋内興奮の伝播速度を示すデータを、所定視点から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。
【００８２】
次に、ステップＳ９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〜Ｓ９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興奮の伝播速度を表わすデータの表示を終了する。
【００８３】
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興奮の伝播速度を示す画像を３次元的解剖学的画像に重ねて表示することにより、心室頻拍の原因となる心筋内の心室遅延電位の発生部位、すなわち心筋内興奮の不均一伝播部位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。
【００８４】
特に、高周波によるカテーテル焼灼法による治療を行なう場合には、カテーテルを用いて行なう電気生理学的検査の対象領域を事前に著しく絞り込むことが可能となり、Ｘ線透視を実施しながら行なう検査時間を著しく短縮することができる。この結果、医師および放射線技師の年間Ｘ線被爆線量を著しく軽減することができる。
【００８５】
また、この実施の形態１による心筋内興奮の不均一伝播部位の同定方法を、高周波によるカテーテル焼灼法と併用することにより、低侵襲性の内科的手術で心室頻拍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。
【００８６】
［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。
【００８７】
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室遅延電位の心臓磁界診断装置および心筋内興奮の不均一伝播部位の同定方法を提供するものである。
【００８８】
図８は、この発明の実施の形態２による心室遅延電位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。
【００８９】
図８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。
【００９０】
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、先に述べた電流ダイポールを用いる解析手法を用いて、心筋内の３次元電気的活動状態、たとえば心筋内の興奮電流に関するデータを生成する。そして、演算装置５は、生成された興奮電流に関するデータに基づいて、心電図のＰ波からＱＲＳ群に相当する期間の心室の心筋内の興奮（刺激）伝播経路を示すデータと、心筋内興奮の伝播速度を示すデータとを、重ね合わせて発生し、表示装置６に与える。
【００９１】
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興奮の伝播速度を示す画像を、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、心筋内興奮の不均一伝播部位の位置関係を３次元的に同定することが可能となる。
【００９２】
次に、図９は、図８に示したこの発明の実施の形態２による心室遅延電位の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。
【００９３】
図９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。
【００９４】
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９の演算装置５に与えられ、この演算装置５は、前述の電流ダイポールを用いた解析方法により、磁界分布時系列データから、心筋内の興奮電流に関するデータを生成する。
【００９５】
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。
【００９６】
ここで、心電図の波形と、生成された心筋内興奮電流に関するデータとを対応づければ、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。
【００９７】
ここで、図１０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。
【００９８】
図１０を参照して、心臓の洞房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、ここで一定時間遅延後、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群の期間に相当する。
【００９９】
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、すなわち心筋内興奮電流の解析により、演算装置５は、図１０（ａ）において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。
【０１００】
このような図１０（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１０（ａ）に示す正常ルートの刺激伝播経路が表示されれば、その周辺の心室に生じた、心室遅延電位部位、すなわち心筋内興奮の不均一伝播部位は、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。
【０１０１】
図９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経路の表示に重ね合わせて、生成された心筋内興奮の伝播速度を示すデータを生成する。前述のように、心筋内興奮の伝播速度を表わす画像に着目することによって、心室における心筋内興奮の不均一伝播部位または心室遅延電位発生部位を見出すことが可能である。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。
【０１０２】
図９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経路に重ね合わせて、心筋内興奮の伝播速度を示す画像を表示する。これにより、医師は、心室筋においてリエントリ回路が形成されやすい状態となっているか否かの判断を容易に行なうことができる。
【０１０３】
図１１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経路に重ね合わせて、興奮伝播路ごとの心筋内興奮の伝播速度を示す画像が表示されている。
【０１０４】
図１１において、２つの矢印はそれぞれ微小電流素片（電流ダイポール）によって近似された興奮伝播路の位置を表わしており、特に各矢印の長さは興奮伝播速度の速さを表わしている。
【０１０５】
医師であれば、図１１に示すテンプレートとしての正常刺激伝播経路に対するそれぞれの興奮伝播路の相対的位置関係に基づいて、容易に解剖学的な対応づけが可能である。また、それぞれの興奮伝播路間の伝播速度の差異に基づいて、心室における心室遅延電位発生部位、すなわち心筋内興奮の不均一伝播部位の位置、大きさ、形状を同定することができる。
【０１０６】
図１２および図１３は、以上の実施の形態２による心室遅延電位の診断装置によって実行された心筋内興奮の不均一伝播部位の同定方法を示すフロー図である。
【０１０７】
まず、図１２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。
【０１０８】
次に、ステップＳ１２において、解析の初期時間を、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。
【０１０９】
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。
【０１１０】
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Ｓ１５〜１７の処理が繰返される。
【０１１１】
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における心臓磁界分布データを１つまたは複数の微小電流素片で近似して心筋内の興奮電流の位置、方向、大きさに関するデータを得る。
【０１１２】
次に、ステップＳ１６において、ステップＳ１５で得た心筋内興奮電流のデータに所定視点から３次元透視変換を施した画像を表示する。
【０１１３】
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群に相当する期間に対応づけて図１０（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。
【０１１４】
次に、図１３のステップＳ１８に進み、解析の初期時刻をｔsと定め、解析の終了時刻とｔeと定め、解析時間間隔をΔｔと定める。
【０１１５】
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〜Ｓ２４がループ状に実行される。
【０１１６】
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における心臓磁界分布データを１つまたは複数の微小電流素片で近似して心筋内の興奮電流の位置、方向、大きさに関するデータを得る。
【０１１７】
次に、ステップＳ２２において、時間Δｔだけ先行する前回のループのステップＳ２１において得られた、時刻ｔ−Δｔにおける心筋内興奮電流の位置、方向大きさに関するデータと、今回ステップＳ２１で得られた時刻ｔにおけるデータとを対比して、心筋内興奮の伝播速度を算出する。
【０１１８】
次に、ステップＳ２３において、表示装置６により、心筋内興奮の伝播速度を表わすデータを、所定視点から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。
【０１１９】
さらにステップＳ２４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、心筋内興奮の伝播速度を示すデータが、図１２のフロー図で得られた刺激伝播経路（図１０（ａ））の画像に重ね合わせて表示されることになる。
【０１２０】
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興奮の伝播速度を示す画像を、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せることなく、心室頻拍の原因となる心筋内の心室遅延電位の発生部位、すなわち心筋内興奮の不均一伝播部位の刺激伝播経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。
【０１２１】
特に、高周波によるカテーテル焼灼法による治療を行なう場合には、カテーテルを用いて行なう電気生理学的検査の対象領域を事前に著しく絞り込むことが可能となり、Ｘ線透視を実施しながら行なう検査時間を著しく短縮することができる。この結果、医師および放射線技師の年間Ｘ線被爆線量を著しく軽減することができる。
【０１２２】
さらに、この実施の形態２による心筋内興奮の不均一伝播部位の同定方法を、高周波によるカテーテル焼灼法と併用することにより、低侵襲性の内科的手術で心室頻拍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。
【０１２３】
なお、この発明の実施の形態２では、テンプレート表示としての正常刺激伝播経路の画像データを作成するために電流ダイポールを用いた興奮伝播路の近似を行なっていたが、このような正常刺激伝播経路の画像は、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、演算装置５が心筋内の電流密度分布を求めることによって得ることができる。このような磁界分布時系列データから、心筋内の電流密度分布を求める手法としては、以下の手法が挙げられる。すなわち、ＳＡＭ（Synthetic Aperture Magnetometry）あるいは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。
【０１２４】
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電流密度分布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。
【０１２５】
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。
【０１２６】
【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興奮の伝播速度を、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、心室遅延電位の発生部位、すなわち心筋内興奮の不均一伝播部位の位置、大きさ、形状を３次元的に同定することができる。したがって、心室頻拍の原因となる心筋内興奮の不均一伝播部位または心室遅延電位発生部位を非侵襲で診断できるので、患者に負担を強いることなく、迅速かつ安全な検査を行なうことができる。
【０１２７】
特に、高周波によるカテーテル焼灼法による治療を行なう場合には、電気生理学的検査の対象領域を事前に著しく絞り込むことができ、医師および放射線技師のＸ線被爆量を著しく低減することができるという効果を奏する。
【０１２８】
この発明のさらに他の局面によると、同一被験者の洞房結節からヒス束−プルキンエ繊維系への正常刺激伝播経路に、心筋内興奮の伝播速度を重ね合わせて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、心筋内興奮の不均一伝播部位の位置、すなわち心室遅延電位の局在や広がりを３次元的に同定することができる。また、解剖学的画像を得るための検査を省略でき、より経済効率に優れた診断を行なうことができ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による心室遅延電位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】 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７】 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８】 この発明の実施の形態２による心室遅延電位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９】 図８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１０】 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１１】 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興奮伝播路の画像を示す図である。
【図１２】 実施の形態２による心臓磁界診断装置の動作の前半を説明するフロー図である。
【図１３】 実施の形態２による心臓磁界診断装置の動作の後半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 (14)
- 心室遅延電位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手段と、
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第１の演算手段と、
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解剖学的画像を示すデータを生成する第２の演算手段と、
前記第１の演算手段により生成された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の演算手段により生成されたデータが示す前記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表示手段とを備え、これにより、心筋内興奮不均一伝播による心室遅延電位の局在を３次元的に同定することができ、
前記第１の演算手段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、心筋内興奮の伝播速度を示すデータであり、
前記第１の演算手段は、心筋内の興奮伝播路部位を１つまたは複数の微小電流素片を用いて近似し、前記微小電流素片の位置の時間的変化を算出することにより、心筋内興奮の伝播速度を示すデータを生成する、心臓磁界診断装置。 - 前記第１の演算手段は、前記算出された微小電流素片の位置の時間的変化に基づいて、興奮伝播路ごとの心筋内興奮の伝播速度の差を示すデータを生成する、請求項１に記載の心臓磁界診断装置。
- 心室遅延電位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手段と、
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手段と、
前記演算手段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房結節からヒス束−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３次元電気的活動状態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手段とを備え、これにより、心筋内興奮不均一伝播による心室遅延電位の局在を３次元的に同定することができる、心臓磁界診断装置。 - 前記演算手段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、心筋内興奮の伝播速度を示すデータである、請求項３に記載の心臓磁界診断装置。
- 前記演算手段は、心筋内興奮伝播路部位を１つまたは複数の微小電流素片を用いて近似し、前記微小電流素片の位置の時間的変化を算出することにより、前記心筋内興奮の伝播速度を示すデータを生成する、請求項４に記載の心臓磁界診断装置。
- 前記演算手段は、前記算出された微小電流素片の位置の時間的変化に基づいて、興奮伝播路ごとの前記心筋内興奮の伝播速度の差を示すデータを生成する、請求項５に記載の心臓磁界診断装置。
- 心室遅延電位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第１のデータを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、心筋内興奮不均一伝播部位による心室遅延電位の局在を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。 - 前記第１のデータが示す心筋内の３次元電気活動状態は、心筋内興奮の伝播速度である、請求項７に記載の心臓磁界診断装置の作動方法。
- 心室遅延電位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第１のデータを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解剖学的画像に重ね合わせて、心筋内興奮不均一伝播部位による心室遅延電位の局在を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、
前記第１のデータが示す心筋内の３次元電気活動状態は、心筋内興奮の伝播速度であり、
前記第１のデータを生成するステップは、心筋内興奮伝播路部位を１つまたは複数の微小電流素片を用いて近似し、前記微小電流素片の位置の時間的変化を算出することにより、前記心筋内興奮の伝播速度を示すデータを生成する、心臓磁界診断装置の作動方法。 - 前記第１のデータを生成するステップは、前記算出された微小電流素片の位置の時間的変化に基づいて、興奮伝播路ごとの伝播速度の差を示すデータを生成する、請求項９に記載の心臓磁界診断装置の作動方法。
- 心室遅延電位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房結節からヒス束−プルキンエ繊維系の刺激伝播経路を示す画像と、心筋内の３次元電気的活動状態を示す画像とを重ね合わせて、心筋内興奮不均一伝播による心室遅延電位の局在を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、心筋内興奮の伝播速度である、請求項１１に記載の心臓磁界診断装置の作動方法。
- 前記データを生成するステップは、心筋内の興奮伝播路部位を１つまたは複数の微小電流素片を用いて近似し、前記微小電流素片の位置の時間的変化を算出することにより、心筋内興奮の伝播速度を示すデータを生成する、請求項１２に記載の心臓磁界診断装置の作動方法。
- 前記データを生成するステップは、前記算出された微小電流素片の位置の時間的変化に基づいて、興奮伝播路ごとの前記心筋内興奮の伝播速度の差を示すデータを生成する、請求項１３に記載の心臓磁界診断装置の作動方法。
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