JP4342644B2

JP4342644B2 - 心内電気現象診断装置

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Publication number: JP4342644B2
Application number: JP20527999A
Authority: JP
Inventors: 重治大湯; 洋一高田; 聡相田
Original assignee: Toshiba Corp
Current assignee: Toshiba Corp
Priority date: 1999-07-19
Filing date: 1999-07-19
Publication date: 2009-10-14
Anticipated expiration: 2019-07-19
Also published as: JP2001033534A

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、心臓内の電気生理的現象を解析し表示する心内電気現象診断装置に係る。とくに、好適には、被検者の心臓から発生されている微弱磁界（磁場）を検出して心磁図（ＭＣＧ：ｍａｇｎｅｔｃａｒｄｉｏｇｒａｍ）を収集し、この心磁図から心臓内電気現象を解析する心磁図計測装置に関する。さらに詳しくは、被検者の胴体の動きを考慮した心磁図データの測定及び解析、及び、その解析時に必要な心臓の位置情報をより容易に取得することができる心磁図計測装置などに関する。
【０００２】
【従来の技術】
近年、生体磁界計測装置は、ＳＱＵＩＤ（ｓｕｐｅｒｃｏｎｄｕｃｔｉｎｇｑｕａｎｔｕｍｉｎｔｅｒｆｅｒｅｎｃｅｄｅｖｉｃｅ：超伝導量子干渉計）を用いた超伝導システムの代表格として研究開発が進んでおり、人体などの被検者の脳から発生する微弱な脳磁界や心臓から発生する微弱な心磁界を計測・解析する装置である。この内、脳磁界を計測・解析する装置は脳磁図計測装置と、心磁界を計測・解析する装置は心磁図計測装置と呼ばれている。
【０００３】
心磁図計測装置により計測される心磁図は、心臓の電気的活動に因って発生する磁場を胸面上で検出した波形情報である。この心磁図を収集するには、以前は、１ｃｈ又は７ｃｈ程度の少数チャンネルのＳＱＵＩＤセンサ有するＳＱＵＩＤ磁束計を用い、この磁束計全体の位置を少しずつ移動させながら胸前の測定範囲を多数回に分けて計測を行っていた。
【０００４】
しかし、近年では、多チャンネルのＳＱＵＩＤ心磁図計測システムが開発され、測定範囲全体を一度にカバーして計測できるようになっている。このように計測した心磁図は、右室負荷試験や左室負荷試験を通して心肥大や心筋症、狭心症などの検出に有効性を発揮することが分かっている。心磁図を用いてこれらの病気を診断するには、心磁図のその波形が胸面のどの位置で計測したものであるかが重要な情報になる。また、心磁図のパターンも診断に利用されるので、心磁図の被検者胸部に対する位置関係を再現性良く計測することが重要である。
【０００５】
＜解析法の従来例＞
心磁図あるいは心電図の計測結果から心臓内の興奮伝播過程や活動電位振幅あるいは導電率の分布を解析し表示する技術が、本発明者らによって特願平９−１３５６２７に示されている。この方法は計算機内に心室の形状を表すモデルを構築し、そのモデルに興奮到達時刻や活動電位振幅（あるいは導電率、電流ダイポール密度）の分布を設定し、それに基づいてＱＲＳ期問にわたる心電図あるいは心磁図の空間分布および波形を計算し、測定した心電図あるいは心磁図と計算した心電図あるいは心磁図との差がなるべく小さくなるように、心室モデルに設定する興奮到達時刻や活動電位振幅などの分布を変更していって、最終的に得られた興奮到達時刻や活動電位振幅の分布を最終的な解析結果とし、画面などに表示するものである。
【０００６】
この方法を適用して心内電気現象を解析する場合、予め心臓の形状および位置が既知となっている必要がある。心臓の形状、位置、向きを計測してモデル化する方法としては、別に撮影した患者のＭＲＩなどの画像から心臓の位置、向き、および形状を測定し、計算機の画面上で手作業で心臓モデルを構築するか、あるいは特願平９−１３５６２７に開示されているようにΜＲＩ画像等から自動的に心臓モデルを構築する方法が知られている
＜位置合わせ法（１）＞
心磁図計測装置を被検者の胸部前面に配置した後、胸部とＳＱＵＩＤセンサの位置合わせが行われる。この位置合わせは、被検者の胴体の特徴点（例えば、胸骨丙中央くぼみや剣状突起）とセンサ容器に付けた基準目印とを目視で合わせることで行われる。この位置合わせ後、被検者には動かないように指示して心磁図が計測される。この位置合わせ法の場合、それほど高い精度が確保できないが、心磁図の時間波形やパターンから診断を行うときには使用可能な手法である。
【０００７】
＜位置合わせ法（２）＞
一方、近年の心磁図計測装置は、計測した心磁図をそのまま診断に供する機能のみならず、その心磁図を解析して心臓内電気現象を推定する機能を備えている。シングルダイポール法はその推定法を代表するアルゴリズムであり、ある瞬間の胸面上の磁場分布に基づき、１点に限局して存在すると仮定した磁場の発生源（電流ダイポール）の位置を推定することができる。この電流ダイポールの推定位置をＭＲＩ（磁気共鳴イメージング）によって得られた胸部の画像に重ね合わせると、心筋の電気的活動の位置を特定することができる。
【０００８】
この重ね合わせを行うには、電流ダイポールの推定位置がＭＲＩ画像上のどの位置に相当するのかを決めなければならない。これを決定するには、被検者の胴体の特定位置とＳＱＵＩＤセンサ（磁場センサ）の位置関係を定めること、及び、胴体上の実際の特定位置がＭＲＩ画像上でどこの位置になるのかを知ることが必須である。このように心臓内電気現象の推定診断までも行う場合、最初の位置合わせにずれがあると、推定される電流ダイポールの位置もずれてしまい、診断能の低下を招来してしまう。このため、このような診断には、高い位置合わせ精度が要求される。
【０００９】
この高精度の位置合わせを行える従来法として、３次元デジタイザを用いるものが知られている。この心磁図計測装置では、被検者の胸部に配置された胸部上の特徴点の位置及びＳＱＵＩＤセンサに標された標識位置が３次元デジタイザで正確に計測され、両者の位置関係が求められる。
【００１０】
この後、被検者には動かないように指示して心磁図が計測される。電流ダイポール位置などの推定結果をＭＲＩ画像上に重ね合わせるときには、通常、目視により、胸部の特徴点の位置がＭＲＩ画像上で指定され、これを基にして重ね合わせが行われる。なお、胸部の特徴点の代わりに、体表の任意位置に付けた印を用いることもある。この場合には、かかる体表上の任意位置にＭＲＩで描出されるマーカを付けてＭＲイメージングがなされる。これにより、体表上の任意位置の印とＭＲＩ画像上のマーカとを位置合わせすることができる。
【００１１】
＜加算平均処理＞
前述したように、心臓から発生する磁場の強度は非常に微弱である。計測環境中に普通に存在する環境磁場の影響を抑制して心磁図を精度良く計測するには、磁気シールドルームやグラジオメータといったハードウエア上の工夫もさることながら、加算平均による後処理も有効である。つまり、複数の心拍にわたって心磁図を計測し、各心拍の同じ時相のデータ同士を重ね合わせて加算平均する。この加算平均の手法を併用することで、磁気シールドルームをより簡易な構造のものにできるといったメリットがある。
【００１２】
＜運動負荷心磁図＞
運動負荷を掛けながら心磁図を計測する手法がある。例えば虚血性心疾患の診断には、運動負荷を掛けて虚血を誘発させる検査が行われることがある。運動前、運動中、及び回復後の心磁図が夫々計測され、計測した運動負荷心磁図の時間波形やパターンから診断を行ったり、シングルダイポール法などを適用する場合には、この計測の期間にわたって胴体とＳＱＵＩＤセンサの位置関係が一定に保持されるか、あるいは、その位置関係を逐次、計測しておくことが必要である。
【００１３】
＜心臓内電気現象の解析方法＞
心臓内電気現象として、心臓内の興奮伝搬過程及び活動電位振幅分布（又は電流密度分布や導電率分布）を解析する手法が知られている（例えば、特開平１０−３２３３３５号公報）。この解析を行うには、心室の形状及び位置の情報（すなわち、ＳＱＵＩＤセンサに対して心室がどこにあるかの位置情報）が必要である。
【００１４】
【発明が解決しようとする課題】
上述した従来の心磁図計測装置にあっては、とくに運動負荷時など、被検者が計測中に動く又は動かざるを得ない場合、その動き（運動）の影響が大きすぎて心磁図計測の精度が低下し、さらに心臓内電気現象の推定精度も劣化するという問題がある。この問題は具体的には以下のような態様で表れる。
【００１５】
（Ａ）．被検者に動かないように指示することは、被検者の心理的負担が大きくなるので、極力、そのような指示は出したくない。
【００１６】
（Ｂ）．運動負荷時の心磁図を計測する場合、運動に拠って被検者の呼吸が荒くなるなど、被検者の動きを制限することは殆ど不可能である。このため、計測中に胴体に動きがあると、心磁図波形の胸面上の位置が心拍毎に異なってしまうため、加算平均により心磁図波形が変形してしまう。
【００１７】
（Ｃ）．シングルダイポール法などの従来の推定方法は、推定した電流ダイポールの位置をＭＲＩ画像に重畳して表示するので、ＭＲＩ画像を別途、撮影する必要がある。このため、例えば不整脈の検査を行うときに通常は必要ないＭＲＩ撮影が必要になる。したがって、検査コストも上がってしまうという問題があった。
【００１８】
（Ｄ）．推定結果をＭＲＩ画像に重畳するには、ＭＲＩ画像とＳＱＵＩＤセンサとの間の位置関係を３次元デジタイザなどの装置を用いて計測する必要がある。運動負荷心磁図を計測する場合、被検者は計測用の寝台上で負荷運動を行うか、専用の負荷機器（トレッドミル、自転車エルゴメータなど）から負荷運動を受けるようにし、運動負荷前の安静時、運動負荷中の数分置き、及び運動負荷後の数分置きに心磁図計測用の寝台上に横になって計測を行うことになる。いずれの方法にしても、負荷中に体位の変化は殆ど避けられない。したがって、心磁図計測の度に位置計測をし直す必要がある。
しかし、従来の方法は位置計測に手間が掛かるため、迅速に位置計測することができず、位置計測と心磁図計測のために運動負荷を休止する時間が長くなり、運動負荷心磁図検査としては好ましくない。
【００１９】
（Ｅ）．正確に位置合わせした後であっても、被検者の疲労及び荒い呼吸などに因り患者の動きを完全に抑制することはできず、位置ずれに起因する誤差は回避不可能であった。
【００２０】
本発明は、上述した従来技術に伴う様々な困難を打破すべくなされたもので、以下の事項を目的とする。
【００２１】
運動負荷などに因り体位の変動が生じても、心磁図を加算平均したときの心磁図の変形が無く、且つ、加算平均による雑音低減効果を十分に発揮させることができる心磁図計測装置などの心内電気現象診断装置を提供することを、第１の目的とする。
【００２２】
また、心室の形状や位置の情報を必要とする逆問題解析（すなわち、心臓内電気現象の推定）を行うときに、心臓の位置、大きさ、形状などを別途（事前に）計測しなくても、かかる解析を行うことができる心磁図計測装置などの心内電気現象診断装置を提供することを、第２の目的とする。
【００２３】
さらに、被検者に動かないように指示するなど、計測時の体動を制限することに因る心理的負担を解消するとともに、計測時間を短縮することができる心磁図計測装置などの心内電気現象診断装置を提供することを、第３の目的とする。
【００４１】
【課題を解決するための手段】
本発明は、上述した目的を達成するため、被検者の心臓の電気的活動に伴って発生する磁場又は電位を体外又は体表でセンサを通して測定する手段と、心臓の位置及び向きと磁場又は電位測定手段のセンサとの位置及び向きの関係、並びに心臓又は胴体の形状を表現する特徴量を必要とする解析法を前記磁場又は電位の測定値に適用して心臓内の電気生理的現象を解析し提示する解析・提示手段とを備えた心内電気現象診断装置において、前記特徴量の最適値を前記測定値から推定する手段を備えたことを特徴とする。
【００４２】
この場合、前記解析・提示手段は、前記測定値の中の第１の測定値から前記特徴量と共に興奮到達時刻分布と心筋電気活動量分布を解析する第１のステップと、前記測定値の中の第２の測定値から、前記第１のステップで得た興奮到達時刻分布を参照して前記特徴量と共に心筋電気活動量分布を解析する第２のステップとを実行する手段である。例えば、前記第１又は第２の測定値は、異なる測定条件における測定値の差である。また例えば、前記解析・提示手段は、前記測定値から興奮到達時刻分布を前記特徴量と共に解析する第１のステップと、この第１のステップで得られた興奮到達時刻分布を参照して心筋電気活動量分布を前記特徴量と共に解析する第２のステップとを実行する手段であってもよい。。
【００４３】
また、前記被検者の呼吸を表す呼吸信号を計測する呼吸計測手段と、前記特徴量、前記呼吸信号および前記磁場又は電位の測定値が予め定められた関数で変化すると仮定して当該特徴量を推定する特徴量推定手段とを備えることもできる。この場合、前記特徴量推定手段は、前記磁場又は電位の測定値、前記特徴量および前記呼吸信号が１次関数で表されると仮定して、前記特徴量を推定する手段とすることができる。一方、前記磁場又は電位の測定値が、前記特徴量と１次関数で表されると仮定して、前記特徴量を推定する特徴量推定手段を備えることもできる。
【００４４】
【発明の実施の形態】
以下、本発明の実施の形態に係る心内電気現象診断装置を、添付図面を参照して説明する。なお、以下の実施形態やその変形形態にあっては、心内電気現象診断装置の一例として、心磁界を体表外で測定して心臓内の電気生理的現象を解析し表示する心磁図計測装置を説明するが、以下に述べる手法は、心臓の電気的活動に伴って発生する電位を体表で測定した測定値から心臓内の電気生理的現象を解析し表示する装置にも同様に適用できる。
【００４５】
＜第１の実施の形態＞
第１の実施形態に係る心磁図計測装置を図１〜図５に基づき説明する。
【００４６】
この心磁図計測装置は、測定した心磁図データから心室の位置を推定し、これにより、ＭＲＩ装置などのモダリティを用いた心室位置の測定を省くことができ、被検者の計測中の体動を抑制する手段をわざわざ設けなくても済むという特徴を有する。
【００４７】
まず、心磁図計測装置の電気的な概略構成から説明する。この装置は、図１に示す如く、磁気センサとしてのＳＱＵＩＤ磁束計１１、解析及び制御用のコンピュータ装置１２、心臓の画像を収集する画像収集装置１３、画像転送装置１４、及び呼吸モニタ装置１５を備える。
【００４８】
ＳＱＵＩＤ磁束計１１は、ＳＱＵＩＤセンサ１１ａ及び駆動回路１１ｂを備え、高感度な磁気センサとしての、マルチチャンネルＳＱＵＩＤ磁束計である。このＳＱＵＩＤ磁束計１１は胸面上の数点での心臓磁場波形をＳＱＵＩＤセンサ１１ａで検出し、その波形信号を駆動回路１１ｂ内の回路で増幅及びフィルタリングし、コンピュータ装置１２に送る。
【００４９】
コンピュータ装置１２は、その入力側に設けた信号収集回路１２ａと、この回路１２ａに接続された演算処理装置１２ｂと、この装置に接続された入力装置１２ｃ、記憶装置１２ｄ、及び表示装置１２ｅとを備える。ＳＱＵＩＤ磁束計１１から送られてきた波形信号は、信号収集回路１２ａでＡ／Ｄ変換されてデジタルデータになり、演算処理装置１２ｂに取り込まれる。
【００５０】
画像収集装置１３は、例えばＭＲＩ装置、Ｘ線ＣＴ装置、超音波診断装置などの３次元画像データを収集できるモダリティの一つ又は複数の装置で構成される。このため、画像収集装置１３は、被検者の心臓を含む領域の複数枚の断層像データを収集することができ、これを画像転送装置１４に送る。
【００５１】
画像転送装置１４は、送られてきた被検者の断層像データをコンピュータ装置１２に転送する。この画像転送装置１４は好ましくは、ネットワークを経由して又は記憶媒体により断層像データをコンピュータ装置１２に転送する構成を有する。つまり、前者の場合、画像転送装置１４はネットワーク通信装置として構成され、後者の場合、外部記憶装置として構成される。また、必要に応じて、画像転送装置１４は画像フォーマットの変換や３次元画像データへの再構成を行うように構成される。これらの変換や再構成の処理は、図示しないＣＰＵが図示しないメモリに記憶させたソフトウェアプログラムを実行することによりなされる。
【００５２】
コンピュータ装置１２は、心臓内の興奮伝搬過程を解析するための解析演算の機能を有し、この機能を前述した演算処理装置１２ｂ、記憶装置１２ｃ、入力装置１２ｃ、及び表示装置１２ｄで実現する構成を採っている。演算処理装置１２ｂは、図示しないＣＰＵをその主要回路として備え、記憶装置１２ｃに格納した興奮到達時刻及び活動電位振幅の解析プログラムや画像転送・解析結果の表示などを実行するプログラムを読み出して順次、処理するようになっている。
【００５３】
呼吸モニタ装置１５は、被検者の胸部に取り付けられる呼吸計測装置１５ａと、この装置１５ａを制御する制御回路１５ｂとを備える。呼吸計測装置１５ａの概略構造の例を図２（ａ）〜（ｃ）に例示する。これらの構造はいずれも公知のものであり、呼吸状態を計測することができるものであれば他の構造のものであってもよい。
【００５４】
同図（ａ）の呼吸計測装置１５ａによれば、被検者に空気バッグＡＢとベルトＢＴが取りつけられ、空気バッグＡＢ内の圧力が呼吸に応じて変化するように構成されている。この変化する圧力が圧力センサＰＳにより検出され、制御回路１５ｂに送られる。また、同図（ｂ）の呼吸計測装置１５ａは、被検者に伸縮可能なベルトＢＴを取りつけるもので、このベルトＢＴは例えばゴムなどの伸縮可能素材に炭素粉末を混入させて構成される。このため、ベルトＢＴが伸縮すると、その抵抗値が変化するので、この抵抗値の変化を制御回路１５ｂにより検出することで呼吸状態を計測するようになっている。このベルト構造に替えて、水銀を充填させたチューブを用い、呼吸に伴うチューブ内の水銀の抵抗値変化を検出する構造を採用してもよい。さらに、同図（ｃ）の呼吸計測装置１５ａは、ベッドＢＤに複数の圧力センサＰＳを配設し、呼吸時の体動に因る圧力変化を計測する構造を有している。
【００５５】
演算処理装置１２ｂは、一例として、図３に示す手順にしたがって興奮到達時刻及び活動電位振幅の分布を推定解析する。
【００５６】
これを説明すると、演算処理装置１２ｂは、まず、ＳＱＵＩＤ磁束計１１から供給された磁場波形データ及び呼吸モニタ装置１５から供給された呼吸信号を信号収集回路１２ａを介して入力する（図３のステップＳ１及び図４（ａ）参照）。呼吸信号は、ここでは、被検者の動きを表す計測信号の一態様として扱われる。
【００５７】
この磁場波形データ及び呼吸信号は次いで信号処理に付される（ステップＳ２）。この信号処理として、磁場波形データに対しては、雑音除去のためのフィルタ処理、各種の補正演算などが実行され、心磁図のＱＲＳ群及びＴ波が各心拍毎に抽出される（図４（ｂ）参照）。また、呼吸信号に対しては、抽出した各心拍の心磁図波形と同じ時間帯の呼吸信号も同時に抽出され、記憶装置１２ｄに記憶される（図４（ｂ）参照）。各心拍に対応する磁場波形データ（心磁図データ）はＢ^１，Β^２，…，Β^Ｎとして記憶装置１２ｄに記憶される。Β^ｋはｋ番目の心拍に対するサンプリング時刻毎の磁場分布を縦に並べたベクトルを表す。また、対応する呼吸信号の波形をｆ^１，ｆ^２，…，ｆ^Ｎとして記憶装置１２ｄに記憶される。ｆ^ｋはｋ番目の心拍に対する呼吸信号の値をサンプリング時刻毎に縦に並べたベクトルを表す。
【００５８】
次いで、演算処理装置１２ｂは画像転送装置１４から複数枚の断層像データを入力し、この画像データを用いて心室形状および心室位置・向きを測定し、この測定結果から複数の６面体から成る心室形状モデルを構築する（ステップＳ３，Ｓ４）。このようにして測定し構築した心室形状モデルの模式図を図５（ａ），（ｂ）に示す。測定した心室の位置は３次元の座標ｘ_０，ｙ_０，ｚ_０により表現され、記憶装置１２ｄに記憶される。心室の向きはオイラーの角θ_０、φ_０、ψ_０で表現され、同様に記憶装置１２ｄに記憶される。
【００５９】
次いで、演算処理装置１２ｂは、画像収集装置１３からの画像データから設定した心室の形状及び位置、並びに、抽出した心磁図データに基づいて心室内の興奮到達時刻分布及び活動電位振幅分布の解析を行なう（ステップＳ５〜Ｓ１２）。
【００６０】
興奮到達時刻分布および活動電位振幅分布を解析するアルゴリズムとしては、例えば順ニュートン法、共役勾配法、コンジュゲートディレクション法、シミュレーテッドアニーリング法、遺伝的アルゴリズムなど各種の非線形最適化アルゴリズムを使用できる。
【００６１】
これらの典型的なアルゴリズムには興奮到達時刻分布・活動電位振幅分布の初期値設定処理（ステップＳ５）、心臓内電流源分布の計算処理（ステップＳ６）、磁場計算処理（ステップＳ７）、誤差算出処理（ステップＳ１Ｏ）、及び、興奮到達時刻分布・活動電位振幅分布の変更処理（ステップＳ９）が含まれ、誤差算出結果が最も小さくなるように反復される（ステップＳ８，Ｓ１１）。これらの処理ステップそれぞれをどのような順序で実行するかは、個々の非線形最適化アルゴリズムにおいて周知であり、採用するアルゴリズムにしたがってその順序が決められる。フローチャートには多くのアルゴリズムに適用される順序を模式的に示してある。以下に各ステップの典型的な処理内容を説明する。
【００６２】
ステップＳ５に係る興奮到達時刻分布・活動電位振幅分布の初期値設定処理では、心内膜・外膜興奮到達時刻の初期値及び活動電位振幅の初期値が設定される。心内膜・心外膜興奮到達時刻の初期値設定により、図５の心室モデルの心内膜側、あるいは心外膜側の全ての頂点に対して興奮到達時刻の初期値が設定される。これは予め定められた範囲内、例えばＱＲＳ開始時刻を基準として０〜８０ｍｓの間でランダムに決定してもよいし、正常心臓の典型的な興奮開始時刻を設定してもよい。活動電位振幅の場合も同様に心室モデルの心内膜側、あるいは心外膜側の全ての頂点に対して心筋電気活動量の初期値が設定される。その範囲は、ランダムでもよく、あるいは正常の心筋電気活動量である約−９０ｍＶを全ての頂点に与えてもよい。
【００６３】
ステップＳ６に係る心内電流源分布計算処理では、心室モデルの各６面体内部の興奮到達時刻や活動電位振幅を補間法により演算し、それら補間によって求めた興奮到達時刻と活動電位振幅の値を用いてＱＲＳ期間中のいくつかの時刻の興奮波面の形状と興奮波面上の電流源分布が計算される。補間法としては、有限要素法でよく用いられる，例えば（１）式のような補間多項式を用いればよい。補間方法は興奮到達時刻分布を例に説明するが、心筋電気活動量分布に対しても同様の方法が取られる。
【００６４】
【数１】

【外１】

【００６５】
【数２】

ここで、σは導電率テンソル、Φは活動電位振幅、δ（ｘ）はｘ≠０では０；δ（０）＝∞であり、∫δ（ｘ）ｄｘ＝ｌとなる関数である。Ωｅは対象とする６面体の領域を表す。６面体内の電流ダイポールの位置は、例えば６面体の重心位置であると仮定すればよい。
【００６６】
ステップＳ７における磁場計算処理では、計算された多数の電流ダイポールの位置、向き、大きさと、ＭＲＩ装置などの画像収集装置１３による収集された画像データから測定・設定した心室位置及び向きｘ_０，ｙ_０，ｚ_０，θ，φ，ψとに基づき、胸面上に設置された各磁場センサーで計測される磁場をＱＲＳ期間中の各時刻毎に計算する。被検者の胴体の導電率分布を無限一様媒質又は半無限平板と仮定してビオーサバールの法則に基づいて計算してもよいし、同心球状導電率球と仮定してサーバスの式を用いて計算してもよい。あるいは、境界要素法や有限要素法を用いて心筋、血液、肺、脂肪層、皮膚などの実形状を考慮して計算するようにしてもよい。このように、画像収集装置１３が出力した画像データから求めた心室位置及び向きを用いて計算した磁場波形をＣ_０として記憶装置１２ｄに記憶される。Ｃ_０はある時刻毎の磁場分布をサンプル時刻毎に縦に並べたベクトルである。同様に心室位置をｘ軸方向に少しだけ（例えば１ｃｍ）移動したときの磁場波形をＣ_ｘ、ｙ軸方向に移動したときの磁場分布をＣ_ｙ、Ｚ軸方向に移動したときの磁場波形をＣ_ｚ、θ方向に心室の角度を少しだけ（例えば１０度）回転したときの磁場波形をＣ_θ、φ方向に回転したときの磁場波形をＣ_φ、ψ方向に回転したときの磁場波形をＣ_ψとして記憶装置１２ｄに記憶される。
【００６７】
また、ステップＳ９の興奮到達時刻分布・心筋電気活動量分布の変更処理では、心室モデルに設定されている興奮到達時刻分布と心筋電気活動量分布が変更される。具体的にどのように変更するかは各種非線形最適化アルゴリズムにより異なる。
【００６８】
さらに、ステップＳ１０の誤差算出処理では、ステップＳ７で計算した心磁図データとステップＳ１，Ｓ２の処理を介して得た心磁図データとがどの位異なるのかを表す誤差ｅが計算される。このとき、呼吸に応じて心臓の位置や向きが変化することを考慮するため、ｋ番目の心拍の磁場波形Ｂ^ｋ（ｋ＝１，…，Ｎ）が近似的に次の（３）式のように表されると仮定する。これは、心臓（心室）の位置及び向きが呼吸信号の１次関数で変化し、かつ、心臓の位置及び向きと磁場分布とが線形関係にあるということを表している。
【００６９】
【数３】

ここで、α_ｘ，α_ｙ，α_ｚ，α_θ，α_φ，α_ψ，β_ｘ，β_ｙ，β_ｚ，β_θ，β_φ，β_ψは上記の関数形を具体的に決定する係数である。これらパラメータは、以降の演算により、磁場の測定値から決定される。
【００７０】
上記（３）式を行列により表現すると、磁場の測定値Β^ｋを縦に並べたベクトル
【数４】

は
【数５】

のように表される。
【００７１】
ただし
【数６】

である。このとき、測定した磁場波形Ｂとの２乗誤差を最小にする磁場波形は
【数７】

は
【数８】

のように求められる。ここでΑ^＋はΑのムーア・ぺンローズ一般逆行列である。測定した磁場波形と心臓の動きを考慮して計算した磁場波形の誤差の最小値は次の（９）式により計算する。
【００７２】
【数９】

【００７３】
上述したステップＳ６〜Ｓ１Ｏを、採用した非線形最適化アルゴリズムにしたがって反復的に実行する（ステップＳ８，Ｓ１１）。これにより、誤差ｅがなるべく小さくなるような興奮到達時刻と活動電位振幅の心室内の分布が求められる。
【００７４】
このようにして推定した興奮到達時刻および活動電位振幅の分布データは表示装置１２ｅに表示される（ステップＳｌ２）。
【００７５】
なお、構成面における上記実施形態と本発明との対応に関しては、呼吸モニタ装置１５が本発明の呼吸計測手段及び体動計測手段を成す。また、ＳＱＵＩＤ磁束計１１、信号収集回路１２、演算処理装置１２ｂ、及び記憶装置１２ｄが本発明の心磁図測定手段の要部を形成する。さらに、演算処理装置１２ｂ及び記憶装置１２ｄが本発明の特徴量推定手段及び解析演算手段を機能的に構成する。
【００７６】
（効果…その１）
このように、本実施形態の推定解析によれば、測定した呼吸信号と心臓の位置及び向きとの関係が予め定義付けられた状態で解析が行われるという効果がある。この効果を、従来法と対比させながら説明する。
【００７７】
心内電気現象をより正確に解析するには、心室（心臓）モデルの位置及び向きは、解析に用いる心磁図を計測したときの心臓の位置及び向きと一致していることが望ましい。しかし、心臓の位置及び向きは被検者の呼吸に応じて大きく動くことが知られている。このため、従来のように呼吸に因る心臓の動きを何ら考慮せず、心磁図波形を無作為に抽出して解析を行うと、ＭＲＩ装置などの画像収集装置で断層像を撮影したときの呼吸相（呼吸の位相）と心磁図を計測したときの呼吸相とが異なってしまうという状態が頻発する。そのような状態が発生すると、心臓モデルの位置及び向きと心磁図を計測したときの心臓の位置及び向きとが異なるので、正確な解析を行うことができなかった。
【００７８】
これに対し、本実施形態の解析によれば、計測した呼吸信号と心臓モデルの位置及び向きとの関係が予め定められた関数形を採るとして、呼吸に因る心臓の動きを組み込んだ状態で解析される。つまり、呼吸に因る心臓の位置及び向きの変化が考慮されて解析される。加えて、かかる関数に含まれるパラメータは、測定磁場分布データから決定するように解析演算が実行されるので、具体的な関数形を予め知る必要が無く、呼吸信号に沿って心臓がどの位置及び向きに移動するかは測定磁場分布から決定される。したがって、ＭＲＩ装置などで断層像を撮影したときと解析に用いる心磁図を測定したときとで、心臓の位置及び向きが呼吸相の違い等に因り異なっている場合であっても、常に安定且つ高精度で興奮到達時刻分布や活動電位振幅分布などの心内電気現象に関わる量を解析することができる。
【００７９】
（効果…その２）
また、本実施形態の推定解析の処理における別の効果は、呼吸信号と心臓の位置及び向きの関係とを表す関数に含まれる少なくとも１個のパラメータを、測定した磁場分布データから決定することである。心臓内の電気現象の分布を推定する従来法の場合、通常、ＳＱＵＩＤセンサに対する心室位置や向きを前もって知っている必要がある。これに対し、本実施形態によれば、心室位置は、測定した心磁図パターンと逆問題モデルに基づいて算出した心磁図パターンの残差が小さくなるように定められる。これにより、心室の位置や向きが予め分かっていなくても推定できる。したがって、ＭＲＩ装置によるそれらの測定が不要になり、検査コストおよび検査時間が低減される。
【００８０】
なお、上記パラメータの決定を、本実施形態では線形最小２乗法により行う例を説明したが、本発明は必ずしもこれに限るものではない。例えば、非線形最適化アルゴリズムにより反復的に行って、かかるパラメータを決めるようにしてもよい。
【００８１】
（効果…その３）
また、本実施形態によれば、前述したように、呼吸に拠る心臓の位置変化が考慮されて推定解析が行われるので、運動負荷時などに見られるように、呼吸に拠る心臓の動きが大きい場合でもそのことに起因した解析精度の低下を防止できる。したがって、運動負荷時の心磁図データも高精度に解析でき、虚血性心疾患などに対する高い診断精度を確保できる。さらに、運動負荷時に体動抑制するように指令しなければならないといった、被検者にとって殆ど無理な注文を出さなくて済むので、検査が受け易く、また行い易くなる。
【００８２】
（効果…その４）
さらに、本実施形態における別の効果を説明する。実用新案登録第２５２７３９５号には、呼吸検出装置を備え、この装置により検出された呼吸周期の内の所定位相に対応する心磁図データのみを取り出して加算するＳＱＵＩＤ磁束計が記載されている。この技術と特願平９−１３５６２７号に記載の、ＭＲＩ装置などの画像から自動的に心臓モデルを構築する手法とを組み合わせ、同一の呼吸相に同期させて加算平均した心磁図を用いて興奮到達時刻分布や活動電位振幅分布などを解析すれば、特定の呼吸相に対応する心磁図を得ることができると考えられる。一方、ＭＲ撮影を行うときに、心磁図と同一の呼吸相となるように息止め或いは呼吸同期で撮影を行う。例えば、ＭＲ撮影時には軽く息を吸った時点で息止めして撮影し、心磁図を抽出するときに、最大吸気付近の心磁図データを加算平均する。このような手法を採用すれば、心磁図に対応する呼吸位相とＭＲ撮影時の呼吸位相を大体、一致させることができると考えられる。
【００８３】
しかしながら、この手法の場合、ＭＲ撮影時の呼吸深さは患者に対するオペレータの主観的な指示に基づくものである。このため、心磁図の加算時に用いる呼吸モニタも吸気量を定量的に計測する要素たり得ないことから、呼吸の深さを完全に同一にすることができず、心臓の位置や向きのずれに拠る解析精度の劣化を完全に取り除くことはおよそ不可能であった。
【００８４】
また、呼吸の同一位相のみの心磁図波形を加算平均する手法であるため、特定の呼吸位相の心磁図を計測するために、例えば１００回の加算平均を実行するためには少なくとも１００回以上の呼吸に対応する期間の心磁図を計測する必要がある。この期間は１００心拍分の時間よりも常に相当に長いことから、計測時間が長期化してしまうという状況を招来していた。
【００８５】
これに対して、本実施形態によれば、前述したように、呼吸に因る心臓の位置及び向きの変化が考慮されて解析されるので、常に安定且つ高精度で興奮到達時刻分布や活動電位振幅分布などの心内電気現象に関わる量を解析することができる。また、上述した計測時間の長期化については、例えば１００心拍分の心磁図データを使って加算平均を行う場合、１００心拍分きっかりの心磁図データと呼吸信号を計測するのみでよい。したがって、計測に要する時間を大幅に短縮することができ、１００回の加算平均を行う従来法と同等な解析精度の改善効果を得ることができる。
【００８６】
なお、本実施形態では、呼吸信号と心臓の位置及び向きとの関係は１次関数で表されると仮定したが、本発明はこれに限るものではない。例えば呼吸信号の非線形関数値と心臓の位置及び向きの関係が１次関数で表されると仮定してもよいし、１次関数の代わりに２次関数やスプライン関数など、他の多項式で近似するようにしてもよい。
【００８７】
また、上述した実施形態では、呼吸に対応して変化するのは心臓の位置及び向きのみであるとし、心臓の位置及び向きの表現法として３次元座標による位置及びオイラー角を用いたが、本発明は必ずしもこれに限るものではない。例えば、呼吸に応じて変化する変数として、心臓の位置及び向きのほか、例えば心室の長軸長さなど、心臓の形状を表現できる特徴量が含まれていてもよいし、心臓の位置、向き及び大きさを表現するのに、３次元空間の座標変換行列である４×４のアフィン変換行列の各要素の値を用いてもよい。
【００８８】
＜第１の実施形態の変形例（１）＞
この変形例は、磁場分布のコンターマップ上で残差が最小になるように心室位置をフィッティングする手法である。
【００８９】
前述した第１の実施形態では、呼吸に伴って動ぐ心臓の位置ずれを考慮して推定を行っているが、この心臓の動きを無視した、簡略化した推定を行うことができる。
【００９０】
【外２】

【００９１】
なお、前記第１の実施形態では複数の心拍の測定データを測定値として用いているが、この簡略化した推定を行うに際して、運動負荷中など、体動が特に大きい場合、１心拍のみをデータとして推定し、推定結果の分布を心拍毎に加算平均することが望ましい。
【００９２】
＜応用例＞
本実施形態の応用例を説明する。この応用例は、安静時及び負荷時に心磁図を計測して夫々の心磁図データを解析し、両者の差を比較することで心筋虚血などの異常を検出する手法への応用に関する。なお、この応用例における計測、処理及び解析は、ＳＱＵＩＤ磁束計１１、コンピュータ装置１２、画像収集装置１３、画像転送装置１４などの装置を中心にして実行される。
【００９３】
具体的には、安静時の心磁図から心室位置（逆にとればセンサ位置）と共に、興奮到達時刻分布と心筋電気活動量分布を解析し、負荷時の心磁図からは、安静時に得られた興奮到達時刻分布を与えて（興奮到達時刻がその周辺であるとして）心室位置と共に心筋電気活動量分布を解析し、安静時及び負荷時に得られた心筋電気活動量分布の差を求める手法である。これはまた、効果的には、負荷時と安静時の差の心磁図から、安静時に得られた興奮到達時刻分布を与えて（興奮到達時刻がその周辺であるとして）心室位置と心筋電気活動量の変化分を求めることと等価でもある。
【００９４】
安静時及び負荷時において正確にセンサ位置を合わせることは困難であるが、この応用例のように、本実施形態を利用することで、安静時及び負荷時共に、各々に対応するセンサ位置を求めることが可能になる。したがって、安静時と負荷時とでセンサ位置を完全に同一にしなくても済み、この状態で心筋虚血などの異常を検出することができる。
【００９５】
また、他の応用例として、計測した心磁図から一度、興奮到達時刻分布を心室位置（又はセンサ位置）と共に解析し、これにより得られた興奮到達時刻分布を与えて（興奮到達時刻がその周辺であるとして）、同一の心磁図から心筋電気活動量分布を心室位置（センサ位置）と共に解析する手法がある。この手法に従えば、センサの位置を正確に測定することなく、心筋梗塞のように正常時との比較が不可能な症例においても、心筋電気活動量の異常を検出できるとともに、２つのステップに分けて解析しているので、興奮到達時刻分布、心筋電気活動量分布、及び心室位置を全て一度に解析する場合に比べて、より高精度に解析できるという効果が得られる。
【００９６】
なお、前述の呼吸信号ｆの代わりに、後述する第２の実施形態で説明する如く、体位の変化を連続して計測したデータを用いることができる。これにより、演算処理装置１２ｂは、呼吸も含めた体動に因る位置ずれの補正を容易に行うことができ、運動負荷心磁図からの虚血性心疾患の精度向上に大いなる効果を発揮できる。
【００９７】
＜第１の実施形態の変形例（２）＞
この変形例は、図６にその概念を説明する如く、心室の水平方向の位置だけフィッティングにより求め、深さ方向の位置は固定することで簡略化した心室位置演算法を提供するものである。
【００９８】
【外３】

【００９９】
心臓とＳＱＵＩＤセンサとの間の距離に因る磁場パターンの変化は比較的小さいため、パターンの差から心室の深さ位置を推定しても、その推定精度は低い。逆に言えば、深さ方向の心室位置を固定にした場合でも、逆問題の推定精度はさほど劣化しない。従って、本変形例のように構成することで、推定の演算を簡単化でき且つ逆問題の推定精度を更に向上させることができる。
【０１００】
なお、上述の実施形態及び変形例では、興奮到達時刻と活動電位振幅の心室内の分布を解析する例を説明しているが、本発明はこれに限るものではなく、心臓内の電気生理的現象を解析するアルゴリズムに広く適用される。
【０１０１】
また、上述した実施形態及び変形例で用いている呼吸モニタ装置は、被検者の胴体の動き（体動）を経時的且つ連続的に計測することを意図したものである。この胴体の動きは、呼吸のみによって発生するとは限らず、運動負荷などに伴って胴体そのものが移動することもある。したがって、この胴体の動きを計測又は検出する機構としては、上述した呼吸モニタ装置に限られることなく、一例として、後述する第２の実施形態（図７〜９）に記載の胴体位置計測装置（体動計測手段）を用いることもできる。
【０１０２】
＜第２の実施の形態＞
次に、本発明に係る第２の実施形態を図７〜図９に基づき説明する。なお、ここで第１の実施形態で説明したものと同一又は同等の構成要素には同一符号を付してその説明を省略又は簡略化する。
【０１０３】
この実施形態の心磁図計測装置は被検者の胴体の動きを検出する新規の機構に特徴を有する。具体的には、この計測装置は、図７に示す如く、前述した呼吸モニタ装置に代えて、被検者の胴体の動きを連続的に計測する胴体位置計測装置２１を備える。その他の要素は第１の実施形態のものと同様に構成されている。
【０１０４】
胴体位置計測装置２１は、被検者の体表に付着させるプローブ２２と、このプローブ２２に撓み性のある紐２３Ａ〜２３Ｃ（ひも状体）を夫々介して連結させた３個の長さ計２４Ａ〜２４Ｃ（長さ計測手段）と、この長さ計２４Ａ〜２４Ｃに電気的に接続された３次元位置演算器２５（演算手段）とを備える。この３次元位置演算器２５は、前述したコンピュータ装置１２の信号収集回路１２ａに接続され、かかる演算値が信号収集回路１２ａを介して演算処理装置１２ｂに取り込まれる。
【０１０５】
プローブ２２は被検者の胴体上の指標点に取り付けられる。つまり、プローブ２２は、図８に示す如く、体表Ｐ上の所望の指標点に粘着テープＡＴを介して取り外し自在に貼り付けるベース部２２Ａと、このベース部２２Ａに着脱自在に取り付けられるキャップ部２２Ｂとを備える。ベース部２２Ａは適宜な形状に形成され、その上面に突起２２Ａａが形成されている。
【０１０６】
キャップ部２２Ｂは例えば軟質プラスチック材で形成され、その内側に突起２２Ａａを圧入可能で且つ圧入後は適宜なマージンを持った凹みを有している。このため、ベース部２２Ａを指標点に取りつけた後、その突起２２Ａａにキャップ部２２Ｂを着脱自在に被せることができる。キャップ部２２Ｂをベース部２２Ａに取りつけた後では、キャップ部２２Ｂがベース部２２Ａに対して、一定範囲で３次元的に自由に回転可能になっている。
【０１０７】
キャップ部２２Ｂには３本の紐２３Ａ〜２３Ｃの各一端が取リ付けられるととも、それらの紐のもう一方の端部は３台の長さ計２４Ａ〜２４Ｃに夫々巻き取られている。したがって、被検者の胴体の位置が移動すると、プローブ２２の位置もこれに伴って移動する。この移動情報は紐紐２３Ａ〜２３Ｃを介して長さ計２４Ａ〜２４Ｃに伝達される。
【０１０８】
長さ計２４Ａ〜２４Ｃの夫々は従来周知の巻き取り式長さゲージとして構成されている。つまり、各長さ計２４Ａ（〜２４Ｃ）ではロータに紐２３Ａ（〜２３Ｃ）が巻かれ、ロータに結合したコイル式ばねにより紐が巻き取られる。紐を引っ張り出したときには、引っ張り出した長さの分だけプーリが回転し、その回転角度がロータリーエンコーダで計測され、その回転角度は引っ張り出した長さに変換される。この長さ信号は前述したように３次元位置演算器２５に送られる。
【０１０９】
このように、１つのプローブ２２に対して３個の巻き取り式の長さ計２４Ａ〜２４Ｃが用意され、心磁図計測装置のセンサ部又は寝台に取り付けられる。図９には、長さ計２４Ａ〜２４Ｃを寝台に取り付けた例を示す。寝台Ｂには、寝台側部から上方に延び、その途中でＬ字状に横方向に延びる防護用ガイド２６が取りつけられている。つまり、この防護用ガイド２６は寝台上に横になった被検者の胸部をその横から上面にかけて覆うことになる。この防護用ガイド２６にはＸ軸〜Ｚ軸の３方向夫々における被検者胴体の移動成分を検出可能な適宜な水平方向及び高さ方向の位置が決められ、これらの３位置に長さ計２４Ａ〜２４Ｃが各別に取り付けられる。
【０１１０】
３次元位置演算器２５は、長さ計２４Ａ〜２４Ｃから送られてくる各軸方向の移動長さ情報を用いて胴体の指標点の３次元位置を演算する。演算された３次元位置の情報は同時に計測している心磁図信号と同時にコンピュータ装置１２に取り込まれ、逐一、記録される。この記録結果は、演算処理装置１２ｂにより実行される心内電気現象の推定解析時に参照される。
【０１１１】
以上の構成において、胴体位置計測装置２１は、本発明の動き検出手段の一部を成す胴体位置計測手段を成す。また、演算処理装置１２ｂ及び記憶装置１２ｄは、第１の実施形態で実現する機能的手段に加え、本発明の補正手段の要部をも機能的に構成する。
【０１１２】
このように本実施形態に拠る心磁図計測装置は、被検者の胴体の位置変化を連続的に測定しながら心磁図を計測することができる。したがって、被検者の計測中の体動を抑制する手段をわざわざ設けなくても済むという特徴を有する。
【０１１３】
この特徴は、この心磁図計測装置を用いて運動負荷試験を行う場合に特に有利に作用する。運動負荷試験を行う場合、安静時、低容量負荷時、高容量負荷時に分けて心磁図データを計測するが、従来のように負荷ステージ毎に３次元デジタイザで位置計測を行ったり、負荷時に体位変化を抑えるよう患者に要請するといったことも不要になる。プローブ２２が被検者胴体の３次元位置を常に連続的に計測しているから、その体位変化を連続的に監視できる。この位置変化に基づいた適宜なデータ処理により高精度な画像化が可能なる。これとともに、被検者にその動きを禁止してもらう必要も無くなるので、被検者及びオペレータ双方にとって、より容易化された負荷試験が可能なる。さらに、負荷ステージ毎に位置計測を行うことも不要になるから、全体の試験時間も短縮される。
【０１１４】
また、プローブ２２が容易に脱着可能であるので、運動負荷中に数回のステップに分けて心磁図を計測する途中で、位置計測を中断する必要がある場合でも、再現性良くかつ手間を掛けること無く位置計測を再開できる。
【０１１５】
また、本実施形態では、長さ計を支持するのに、被検者を防護するガイドを兼用できるので、支持体を別途装備する必要は無く、構造の複雑化も回避できる。
【０１１６】
なお、プローブは図１０に示す如く、体表に吸着させる吸盤２２ｘを用いた吸盤式のプローブ２２であってもよい。
【０１１７】
ここで、被検者の胴体の胸面上にＳＱＵＩＤセンサ１１ａを配置するときの位置合わせ法を図１１〜１５に基づき説明する。
【０１１８】
ＳＱＵＩＤセンサ１１ａは、被検者胴体の特徴点に手動で位置合せする。特徴点としては、図１１に示す如く、胸骨丙中央窪みや剣状突起が好適である。
【０１１９】
これらの特徴点にＳＱＵＩＤセンサ１１ａの筐体２７を位置合わせするために、図１２、１３に示す如く、その筐体の寝台長手方向の側面２箇所に位置合わせ治具２８，２８が取り付けられている。各位置合わせ治具２８は、図１４に例示する如く、筐体２７に固定された目盛２８ａと、この目盛２８ａに対して可動のスライダ２８ｂとを備える。スライダ２８ｂはその長手方向が上下方向に向けて圧接ばね２８ｃ、コイルばね２８ｄ、ストッパ２８ｅを備えて形成される。スライダ２８ｂには目盛用マークＭが付けられている。
【０１２０】
これにより、２つの位置合わせ治具２８、２８の内、一方の治具のスライダ先端が頭側の特徴点である胸骨柄中央窪みを指し、且つもう一方の治具のスライダ先端が下肢側の特徴点である剣状突起の付近を指すように筐体２７、すなわちＳＱＵＩＤセンサ１１ａを位置合わせする。スライダ２８ｂはばねで押し上げられているので、必要なときにこれを手動で押し下げる。これに応じてスライダ２８ｂが下方に滑動し、その滑動量を目盛２８ａで読み取ることで、ＳＱＵＩＤセンサ１１ａの体表からの距離を測定することができる。また、このスライダは所定長さ以上には下方に突出しないように調整されている。
【０１２１】
なお、この位置合わせ治具２８に代えて、図１５に示す如く、レーザ距離計２９を用いてもよい。このレーザ距離計２９は、その下端から下方に向けてレーザビームを発射し、その反射光を用いて体表との距離を測定し、その測定結果を距離表示部２９ａに表示する。レーザビームを前述した胸面上の特徴点に位置合わせすれば、前述した位置合わせ治具と同等の機能を得る。
【０１２２】
＜第３の実施の形態＞
次に、本発明の第３の実施形態を図１６〜２０に基づき説明する。
【０１２３】
この実施形態は、心磁図データを計測しているときに、運動負荷を与えるなどして、被検者の体位が変化することがあっても、この体位変化の影響を計測後のデータ処理によって排除又は抑制するようにしたことに特徴を有する。このデータ処理は、例えば演算処理装置１２ｂで実行される。
【０１２４】
かかるデータ処理は、被検者の胴体位置を連続的に計測したデータを参照して心磁図データを加算平均する手法を採る。すなわち、胴体の位置が動いていても波形が歪むことなく加算平均される。この手法の具体例としては以下の実施例（１）〜（３）のように様々なものがあり、計測目的などに応じて使い分けられる。
【０１２５】
いま、一例として、前述の第２の実施形態で説明した胴体位置計測装置２１によって、心磁図の計測中に胴体上の位置（複数でも良い）が時系列的に連続計測されているものとする。
【０１２６】
【外４】

【０１２７】
一例として、これらの記号を用いると、単純な加算平均波形ａ_ｋ（τ）は次のように表される。
【０１２８】
【数１０】

【０１２９】
基準時刻ｔ_ｊを求めるには、いくつかの方法が知られている。例えば、心磁図波形ｂ_ｋ（ｔ）のピークを検索し、その前後の区間にわたってその微分波形を計算し、微分波形が値０になる時刻を基準時刻ｔ_ｊとすることで求められる。
【０１３０】
上述の加算平均は、本実施形態では、
（１）位置ずれの大きい心磁図データを破棄する方法、
（２）水平方向の動きがある場合、心磁図データを並行移動して加算する方法、及び、
（３）直交方向の動きも補正して加算する方法
の３通りの実施例で演算できる。
【０１３１】
まず、最初の「（１）位置ずれの大きい心磁図データを破棄する方法」の実施例を説明する。この実施例の概念を図１６に示す。
【０１３２】
この実施例の場合、ｊ番目の心拍における、基準位置ずれ量に対する胴体の位置ずれ量をｄ_ｊとしたとき、位置ずれ量がｄ_ｊ＜ｄ_ｃとなる心拍の心磁図データのみを加算平均する。ここで、ｄ_ｃは位置ずれが大きいか否かを判定するための基準量である。反対に、ｄ_ｊ≧ｄ_ｃとなる他の心磁図データは、位置ずれが大き過ぎて加算平均された心磁図波形を乱すとして加算平均に使用しない（破棄する）。本態様による加算平均波形は次式で表される。
【０１３３】
【数１１】

ここで、Ｍ_ｃはｄ_ｊ＜ｄ_ｃとなる心拍の数を表す。
【０１３４】
胴体の位置ずれ量は次のように求められる。
【０１３５】
【数１２】

【外５】

【０１３６】
【数１３】

続いて、「（２）水平方向の動きがある場合、心磁図データを並行移動して加算する方法」の実施例を説明する。この実施例は概念的には図１７のように表される。
【０１３７】
本実施例では、水平方向の動きがある場合、心磁図を平行移動して動きを補正し、その後で加算平均する。時刻ｔ_ｊにおける胴体の位置ずれが
【数１４】

のように表されると仮定する。行列Ｔは下記の連立方程式
【数１５】

の最小２乗解を求めることで決定される。
【０１３８】
【外６】

【数１６】

となる。
【０１３９】
補間関数は以下の式を満足する関数である。
【０１４０】
【数１７】

【０１４１】
【外７】

【数１８】

となる。したがって、加算平均波形は以下のように求める。
【０１４２】
【数１９】

【０１４３】
この加算平均の基底関数として、磁場センサの配置面に対して直交する方向には変化しない関数が採用される。これにより、磁場センサに平行な方向の胴体の動きは補正されるが、それに直交する方向の動きは補正されず、そのまま加算平均される。したがって、本実施例により、水平方向の動きのみを補正して加算平均することができる。
【０１４４】
なお、この変形例として、磁場センサを一定の曲面上のみに配置するセンサ構造とする代わりに、一定曲面からずれた位置にも配置し、配置面に直交する方向に変化する関数を基底関数として採用することができる。これにより、配置面に直交する方向における胴体の動きも補正することができる。例えば、図１８に示す如く、２段に配置したセンサ構造を利用する場合の基底関数の例を図１９（ａ）又は（ｂ）に示す。図１９では補間方法として線形補間を利用する場合を例にとっているが、より高次の多項式補間やスプライン補間など他の補間方法を用いる場合でも補間関数が異なるだけであり、同じ方法を用いることができる。
【０１４５】
さらに、「（３）直交方向の動きも補正して加算する方法」の実施例を説明する。この実施例は概念的には図２０に示す如く表される。
【０１４６】
この実施例は、上述の実施例（２）を更に変形したもので、センサの配置面に直交する方向の胴体の動きをより正確に補正することができるという特徴がある。
【０１４７】
以下では、複数のＳＱＵＩＤセンサが一定の曲面上のみに配置されている場合を例にとって説明するが、そうでない場合にも容易に変形して適用することができる。
【０１４８】
本実施例で採用する補間式には、センサ配置面に対する直交方向の変化を考慮する項が追加される。すなわち、
【数２０】

【外８】

【０１４９】
【数２１】

【外９】

【０１５０】
【数２２】

【０１５１】
なお、上述した構成と本発明の構成との対応については、演算処理装置１２ｂ及び記憶装置１２ｄが本発明の加算平均手段及び解析手段を機能的に実現している。また、演算処理装置１２ｂ及び記憶装置１２ｄが本発明に係る基準量演算手段、位置ずれ量演算手段、及び弁別手段を機能的に実現している。さらに、胴体位置計測装置２１（図７参照）、信号収集回路１２ｂ、演算処理装置１２ｂ及び記憶装置１２ｄによって本発明の動き検出手段が構成される。
【０１５２】
上述した如く、図７に示す演算処理装置１２ｂは実施例（１）〜（３）を択一的に又は適宜に組み合わせて実行することにより、被検者が呼吸や運動負荷などに因りその胴体を動かした場合でも、心磁図データの加算平均を行うことができ、Ｓ／Ｎの高い心磁図データを得ることができる。とくに、負荷心電図を測定するときに、かかるＳ／Ｎ向上の効果が顕著である。また、被検者は「動かないようにする」という心理的負担から開放され、検査を受け易くなる。
【０１５３】
＜応用例＞
次に、この第３の実施形態の構成を応用した心筋虚血の診断法を説明する。図２１は、この応用例において、ＳＱＵＩＤ磁束計１１、コンピュータ装置１２、画像収集装置１３、画像転送装置１４などの装置を中心にして実行される処理の流れを概念的示す。
【０１５４】
この応用例では、図２１に示す如く、まず、第３の実施形態で説明した手法を利用して安静時の加算平均された心磁図（ＭＣＧ）が計測される。さらに、薬剤負荷又は運動負荷を実施した状態において負荷時の加算平均された心磁図（ＭＣＧ）が計測される。次いで、これら計測した心磁図の差が演算される。
【０１５５】
この心磁図の差は、薬剤又は運動負荷に因る心筋の電気的活動の変化により発生する量に相当し、主に、薬剤又は運動負荷に因って誘発された心筋虚血に因る変化分を反映している。したがって、この差の心磁図そのものを表示することで、心筋虚血の診断が可能になる（又は、そのような診断に必要な情報を与えることができる）。また、この差の心磁図に基づいて心筋内の電気的活動を解析すれば、心筋虚血に伴う電気的活動の変化を調べることができる。この解析手段としては、心筋電気活動量の分布を求めるための心内電気現象の解析手段でもよく、さらには、従来周知の等価電流双極子法を用いてもよい。
【０１５６】
この応用例によれば、第３の実施形態に記載された加算平均法を用いて安静時及び負荷時の加算平均心磁図を計測するので、安静時と負荷時とにおいて正確に体位を一致させる必要は無く、高精度にこれらの差を計算することができる。このため、これらの差の心磁図から虚血に伴う心筋電気活動量の変化を高精度に解析することができ、虚血性心疾患の診断をより容易に且つより高精度に実施可能にするという優れた効果を発揮する。
【０１５７】
なお、上記第１〜第３の実施形態は適宜に組み合わせて実行するようにしてもよい。その場合、被検者の胴体の動きを計測する手段は、呼吸モニタ装置及び胴体位置計測装置の何れか一方または両方を用いてもよい。
【０１５８】
この実施形態の組み合わせの形態例として、第２の実施形態（胴体位置の連続的計測）を、第１の実施形態（心臓の位置を心磁図のパターンから計測することによって胴体及び心臓の位置を特別な手段を用いて計測する必要の無い心磁界解析法）、又は、第３の実施形態（胴体の動きを補正することによって胴体の動きがあってもよい加算平均法）に組み合わせる例が挙げられる。これにより、運動負荷心磁図による高精度な解析・診断を行うことができる。
【０１５９】
【発明の効果】
以上のように、本願発明によれば、第１に、被検者に呼吸に因る動きがある場合でも、心磁図の加算平均が可能になり、Ｓ／Ｎの高いデータを計測することができる。さらに、負荷心磁図のＳ／Ｎを向上させることができる。
【０１６０】
第２に、ＭＲＩ等による心室位置の計測が不要になる。また、心内電気現象を測定しているときに、被検者の胴体の動きを制限する必要が無い。従って、運動負荷時の心磁図を途中、長時間休止すること無く計測可能になり、運動負荷中における心臓内の電気現象の分布を高精度に画像化でき、虚血性心疾患などの疾患に対する高精度な検査が実現できる。
【０１６１】
第３に、胴体位置計測手段のプローブが指し示す３次元位置を計測することにより、被検者の体位を連続的に計測することができる。このため、運動負荷中に数回のステップに分けて心磁図を計測する場合、プローブが容易に脱着可能なので、途中で位置計測を中断した場合でも、再現性良くかつ手間を掛けること無く位置計測を再開できる。さらに、この計測結果を心内電気現象の解析に反映させることで、被検者は体動を抑制する必要が無くなり、被検者は楽な姿勢で測定を受けることがでるから、とくに、運動負荷心磁図を容易に測定することができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の第１の実施形態に係る心磁図計測装置の構成を示す概略ブロック図。
【図２】図２（ａ）〜（ｃ）は心磁図計測装置に用いた呼吸モニタ装置の概要を各々説明する説明図。
【図３】心磁図計測装置の演算処理装置で実施される興奮到達時刻分布及び活動電位振幅分布の解析手順の概略を示すフローチャート。
【図４】心磁図波形と呼吸信号、及び、それらの心拍毎の抽出を説明する図。
【図５】心室形状モデルの一例を示すモデル図。
【図６】第１の実施形態の変形例における心室位置の推定法を説明する概念図。
【図７】本発明の第２の実施形態に係る心磁図計測装置の構成を示す概略ブロック図。
【図８】この心磁図計測装置に搭載した胴体位置計測装置のプローブの概略構造を示す説明図。
【図９】プローブの寝台への取りつけを説明する説明図。
【図１０】プローブの別の例を説明する図。
【図１１】ＳＱＵＩＤセンサの位置合わせに用いる胸面上の特徴点の例を示す図。
【図１２】ＳＱＵＩＤセンサの位置合わせ治具の配置位置を説明する図。
【図１３】ＳＱＵＩＤセンサの位置合わせ治具の配置状況を説明する図。
【図１４】位置合わせ治具の構造を示す概略説明図。
【図１５】位置合わせ治具の別の例を示す図。
【図１６】本発明の第３の実施形態における第１の実施例に係る加算平均処理を説明する概念図。
【図１７】本発明の第３の実施形態における第２の実施例に係る加算平均処理を説明する概念図。
【図１８】第２の実施例の変形例を示すセンサ配置図。
【図１９】図１８の変形例に適用可能は基底関数の例を示す図。
【図２０】本発明の第３の実施形態における第３の実施例に係る加算平均処理を説明する概念図。
【図２１】第３の実施形態の応用例における処理の流れを示す概念図。
【符号の説明】
１１ＳＱＵＩＤ磁束計
１１ａＳＱＵＩＤセンサ
１２コンピュータ装置
１２ａ信号収集回路
１２ｂ演算処理装置
１２ｄ記憶装置
１３画像収集装置
１４画像転送装置
１５呼吸モニタ装置
２１胴体位置計測装置
２２プローブ
２４Ａ〜２４Ｃ長さ計
２５３次元位置演算器

Claims

被検者の心臓の電気的活動に伴って発生する磁場又は電位を体外又は体表でセンサを通して測定する手段と、心臓の位置及び向きと磁場又は電位測定手段のセンサとの位置及び向きの関係、並びに心臓又は胴体の形状を表現する特徴量を必要とする解析法を前記磁場又は電位の測定値に適用して心臓内の電気生理的現象を解析し提示する解析・提示手段とを備えた心内電気現象診断装置において、
前記特徴量の最適値を前記測定値から推定する手段を備えたことを特徴とする心内電気現象診断装置。
請求項１に記載の診断装置において、
前記解析・提示手段は、前記測定値の中の第１の測定値から前記特徴量と共に興奮到達時刻分布と心筋電気活動量分布を解析する第１のステップと、前記測定値の中の第２の測定値から、前記第１のステップで得た興奮到達時刻分布を参照して前記特徴量と共に心筋電気活動量分布を解析する第２のステップとを実行する手段であることを特徴とする心内電気現象診断装置。
請求項２に記載の診断装置において、
前記第１又は第２の測定値は、異なる測定条件における測定値の差であることを特徴とする心内電気現象診断装置。
請求項１に記載の診断装置において、
前記解析・提示手段は、前記測定値から興奮到達時刻分布を前記特徴量と共に解析する第１のステップと、この第１のステップで得られた興奮到達時刻分布を参照して心筋電気活動量分布を前記特徴量と共に解析する第２のステップとを実行する手段であることを特徴とする心内電気現象診断装置。
請求項１に記載の診断装置において、
前記被検者の呼吸を表す呼吸信号を計測する呼吸計測手段と、前記特徴量、前記呼吸信号および前記磁場又は電位の測定値が予め定められた関数で変化すると仮定して当該特徴量を推定する特徴量推定手段とを備えたことを特徴とする心内電気現象診断装置。
請求項１に記載の診断装置において、
前記磁場又は電位の測定値が、前記特徴量と１次関数で表されると仮定して、前記特徴量を推定する特徴量推定手段を備えたことを特徴とするである心内電気現象診断装置。
請求項５に記載の診断装置において、
前記特徴量推定手段は、前記磁場又は電位の測定値、前記特徴量および前記呼吸信号が１次関数で表されると仮定して、前記特徴量を推定する手段である心内電気現象診断装置。