JP6438814B2 - 心磁場解析装置、心磁場解析システム及び心磁場解析方法 - Google Patents
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Description
本発明は、心磁信号の解析に係る心磁場解析装置、心磁場解析システム及び心磁場解析方法の技術に関する。
心電図から得られる心起電力を立体的に解析する方法として、ベクトル心電図が知られている（例えば、非特許文献１、非特許文献２）。
さらに、非特許文献３には、ベクトル心電図を心起電力の電位によって色分けするカラーベクトル心電図が記載されている。
さらに、非特許文献３には、ベクトル心電図を心起電力の電位によって色分けするカラーベクトル心電図が記載されている。
吉川純一、笠貫 宏、土師一夫、別府慎太郎、松▲崎▼益徳、"心臓病診療プラクティス ５ 心電図で解く"、東京文光堂本郷、1995.6.1、p.37-39
森 博愛、"心臓病と卯建のホームページ 第１章 ベクトル心電図とは？"、［online］、［平成２６年８月２８日検索］、インターネット<URL:http://www.udatsu.vs1.jp/vcg-what.htm>
木下眞二、"心電図の３次元表示 １．カラーベクトル心電図"、［online］、［平成２６年８月２８日検索］、インターネット<URL:http://www5f.biglobe.ne.jp/~kinosita/ecgb.htm>
しかしながら、ベクトル心電図では、１２誘導心電図のすべてを利用しなければならないため、ノイズがのっている心電図を使用しないでベクトル心電図を作成する等といった操作が不可能である。
このような背景に鑑みて本発明がなされたのであり、本発明は、心磁信号を用いて微小なベクトルの変化を高感度に検出及び表示可能な解析手法を提供することを課題とする。
前記した課題を解決するため、本発明は、心磁信号取得部によって取得された心磁信号から、心磁場に流れる電流のベクトルである電流アローａを複数生成する電流アロー生成部と、前記複数生成した、個々の電流アローａをａ＝Σｑｉｊｉ（ここで、ｑｉは係数、ｊｉは単位ベクトル）としたとき、各時刻における、それぞれの電流アローにおける係数ｑｉを座標に示した心磁ベクトル係数線を生成するベクトル係数線生成部と、前記生成した心磁ベクトル係数線を表示部に表示する表示処理部と、を有し、前記心磁信号は、複数の前記心磁信号取得部から取得され、前記電流アロー生成部は、各時刻において、それぞれの前記心磁信号取得部から取得された心磁信号を基に、前記各心磁信号取得部に対応する前記電流アローを生成し、前記ベクトル係数線生成部は、それぞれの時刻における複数の前記電流アローを平均した平均電流アローを基に、前記心磁ベクトル係数線を生成するとともに、ある時刻における複数の前記電流アローのうち、最大の大きさを有する最大電流アローを基に、前記心磁ベクトル係数線を生成し、前記表示処理部は、前記平均電流アローを基に生成された前記心磁ベクトル係数線と、前記最大電流アローを基に生成された前記心磁ベクトル係数線とを前記表示部に表示することを特徴とする。
本発明によれば、心磁信号を用いて微小なベクトルの変化を高感度に検出及び表示が可能である。
次に、本発明を実施するための形態（「実施形態」という）について、適宜図面を参照しながら詳細に説明する。
《第１実施形態》
まず、図１〜図８を参照して、本発明に係る第１実施形態について説明する。
まず、図１〜図８を参照して、本発明に係る第１実施形態について説明する。
（システム構成図）
図１は、本実施形態に係る生体磁場計測システムの全体構成例を示す図である。
生体磁場計測システム（心磁場解析システム）Ｚの各構成は、磁気シールドルーム５の内部と外部とに分かれて配置される。
磁気シールドルーム５の内部には、複数のＳＱＵＩＤ（Superconducting Quantum Interference Device）磁束計を内部に配置して極低温に保持しているクライオスタット２と、クライオスタット２を保持しているガントリ３と、被験者（図示せず）が横になるベッド４が配置されている。ベッド４は、短軸方向（ｙ方向）での移動、長軸方向（ｘ方向）での移動、上下方向（ｚ方向）での移動が可能であり、クライオスタット２の計測領域の位置合わせを容易に行うことができる。クライオスタット２、ガントリ３をあわせて磁場計測装置６と称することがある。
図１は、本実施形態に係る生体磁場計測システムの全体構成例を示す図である。
生体磁場計測システム（心磁場解析システム）Ｚの各構成は、磁気シールドルーム５の内部と外部とに分かれて配置される。
磁気シールドルーム５の内部には、複数のＳＱＵＩＤ（Superconducting Quantum Interference Device）磁束計を内部に配置して極低温に保持しているクライオスタット２と、クライオスタット２を保持しているガントリ３と、被験者（図示せず）が横になるベッド４が配置されている。ベッド４は、短軸方向（ｙ方向）での移動、長軸方向（ｘ方向）での移動、上下方向（ｚ方向）での移動が可能であり、クライオスタット２の計測領域の位置合わせを容易に行うことができる。クライオスタット２、ガントリ３をあわせて磁場計測装置６と称することがある。
磁気シールドルーム５の外部には、クライオスタット２内に配置される複数のＳＱＵＩＤ磁束計を駆動させる駆動回路７と、駆動回路７からの出力を増幅してフィルタをかけるアンプフィルタユニット８と、アンプフィルタユニット８からの出力信号をデータ収集し、収集された心磁信号を解析処理するとともに磁場計測装置６の各部の制御を行う演算装置（心磁場解析装置）１と、演算装置１により解析処理された解析結果を表示する表示装置９が主に配置されている。
なお、本実施形態では、演算装置１にその特徴を有している。そのため、本実施形態では、磁場計測装置６として、例えば、脳磁計測装置、肺磁計測装置、筋磁計測装置等を適宜適用することができる。
なお、本実施形態では、演算装置１にその特徴を有している。そのため、本実施形態では、磁場計測装置６として、例えば、脳磁計測装置、肺磁計測装置、筋磁計測装置等を適宜適用することができる。
（クライオスタット内部）
図２は、クライオスタットの構成例を示す図である。
クライオスタット２の底部には、図２の上段に示すように、複数のＳＱＵＩＤ磁束計（心磁信号取得部）２１が並んで配置されている。個々のＳＱＵＩＤ磁束計２１は、ボビンに超伝導線材を巻きつけたコイルと、コイル上部において、コイルと接続されているＳＱＵＩＤセンサとを有している。
個々のＳＱＵＩＤ磁束計２１は、その底部がクライオスタット２の底部と平行になるように設置されている。そして、個々のＳＱＵＩＤ磁束計２１は、ｚ方向の磁場成分Ｂｚを経時的に計測する。なお、磁気の距離変化量を的確に捉えられるように、クライオスタット２内には複数のＳＱＵＩＤ磁束計２１がｘ方向及びｙ方向に等間隔で配列されている。本実施形態では、個々のＳＱＵＩＤ磁束計２１間の距離が０．０２５ｍであって、その計測面２２が０．１７５ｍ×０．１７５ｍ、ＳＱＵＩＤ磁束計２１の数が８×８のアレー状に配置した６４チャネルとなっているものとするが、このような配置に限定されるものではない。
また、本実施形態では、図が煩雑になるのを避けるため、図２下段のように、ＳＱＵＩＤ磁束計２１を７×７のマス目（計測面２２）で表現することとする。計測面２２において、格子の交わる箇所（８×８）が、ＳＱＵＩＤ磁束計２１の配置場所に対応する。
図２は、クライオスタットの構成例を示す図である。
クライオスタット２の底部には、図２の上段に示すように、複数のＳＱＵＩＤ磁束計（心磁信号取得部）２１が並んで配置されている。個々のＳＱＵＩＤ磁束計２１は、ボビンに超伝導線材を巻きつけたコイルと、コイル上部において、コイルと接続されているＳＱＵＩＤセンサとを有している。
個々のＳＱＵＩＤ磁束計２１は、その底部がクライオスタット２の底部と平行になるように設置されている。そして、個々のＳＱＵＩＤ磁束計２１は、ｚ方向の磁場成分Ｂｚを経時的に計測する。なお、磁気の距離変化量を的確に捉えられるように、クライオスタット２内には複数のＳＱＵＩＤ磁束計２１がｘ方向及びｙ方向に等間隔で配列されている。本実施形態では、個々のＳＱＵＩＤ磁束計２１間の距離が０．０２５ｍであって、その計測面２２が０．１７５ｍ×０．１７５ｍ、ＳＱＵＩＤ磁束計２１の数が８×８のアレー状に配置した６４チャネルとなっているものとするが、このような配置に限定されるものではない。
また、本実施形態では、図が煩雑になるのを避けるため、図２下段のように、ＳＱＵＩＤ磁束計２１を７×７のマス目（計測面２２）で表現することとする。計測面２２において、格子の交わる箇所（８×８）が、ＳＱＵＩＤ磁束計２１の配置場所に対応する。
（測定時におけるＳＱＵＩＤ磁束計の配置）
図３は、測定時におけるＳＱＵＩＤ磁束計の配置を示す図である。
計測時には、胸壁３３に対してＳＱＵＩＤ磁束計の計測面２２が並行となるようＳＱＵＩＤ磁束計を配置し、例えば、符号３１で示すＳＱＵＩＤ磁束計が胸部の剣状突起３２の真上に位置するように、計測面２２の位置合わせを行う。このとき、例えば、符号３４で示すＳＱＵＩＤ磁束計を座標系の原点Ｏとする。そして、計測面２２が磁場計測領域となる。
なお、ＳＱＵＩＤ磁束計２１（図２）のコイル面（計測面２２）の向きを変えることによって、ｘ軸方向の磁場成分Ｂｘや、ｙ軸方向の磁場成分Ｂｙを検出することもできる。
図３は、測定時におけるＳＱＵＩＤ磁束計の配置を示す図である。
計測時には、胸壁３３に対してＳＱＵＩＤ磁束計の計測面２２が並行となるようＳＱＵＩＤ磁束計を配置し、例えば、符号３１で示すＳＱＵＩＤ磁束計が胸部の剣状突起３２の真上に位置するように、計測面２２の位置合わせを行う。このとき、例えば、符号３４で示すＳＱＵＩＤ磁束計を座標系の原点Ｏとする。そして、計測面２２が磁場計測領域となる。
なお、ＳＱＵＩＤ磁束計２１（図２）のコイル面（計測面２２）の向きを変えることによって、ｘ軸方向の磁場成分Ｂｘや、ｙ軸方向の磁場成分Ｂｙを検出することもできる。
（演算装置の構成）
図４は、第１実施形態に係る演算装置の構成例を示す図である。
演算装置１は、ＰＣ（Personal Computer）等であり、メモリ１１０と、ＣＰＵ（Central Processing Unit）１２０と、ＨＤ（Hard Disk）等の記憶装置１３０とを有している。また、演算装置１には、情報を表示するディスプレイ等の表示装置（表示部）９が接続されている。さらに、演算装置１には、キーボードや、マウス等の入力装置（入力部）１０が接続されている。そして、演算装置１には、アンプフィルタユニット８に接続し、アンプフィルタユニット８や、駆動回路７を介して磁場計測装置６から情報の受信を行う送受信装置１４０が備えられている。
記憶装置１３０に格納されているプログラムがメモリ１１０に展開され、ＣＰＵ１２０によって、メモリ１１０に展開されているプログラムが実行されることで、処理部１１１、処理部１１１を構成する信号入力部１１２、電流アロー生成部１１３、ベクトル環生成部（ベクトル係数線生成部）１１４、入出力処理部１１５が具現化する。
図４は、第１実施形態に係る演算装置の構成例を示す図である。
演算装置１は、ＰＣ（Personal Computer）等であり、メモリ１１０と、ＣＰＵ（Central Processing Unit）１２０と、ＨＤ（Hard Disk）等の記憶装置１３０とを有している。また、演算装置１には、情報を表示するディスプレイ等の表示装置（表示部）９が接続されている。さらに、演算装置１には、キーボードや、マウス等の入力装置（入力部）１０が接続されている。そして、演算装置１には、アンプフィルタユニット８に接続し、アンプフィルタユニット８や、駆動回路７を介して磁場計測装置６から情報の受信を行う送受信装置１４０が備えられている。
記憶装置１３０に格納されているプログラムがメモリ１１０に展開され、ＣＰＵ１２０によって、メモリ１１０に展開されているプログラムが実行されることで、処理部１１１、処理部１１１を構成する信号入力部１１２、電流アロー生成部１１３、ベクトル環生成部（ベクトル係数線生成部）１１４、入出力処理部１１５が具現化する。
処理部１１１は、信号入力部１１２、電流アロー生成部１１３、ベクトル環生成部１１４、入出力処理部１１５を制御する。
信号入力部１１２は、アンプフィルタユニット８（図１）を介してクライオスタット２から入力された心磁信号を取得する。
電流アロー生成部１１３は、信号入力部１１２によって取得されたチャネル毎の心磁信号から、チャネル毎に電流アローを生成する。
ベクトル環生成部１１４は、電流アロー生成部１１３によって生成された電流アローを基に、心磁ベクトル環（心磁ベクトル係数線）を生成する。
入出力処理部１１５は、電流アロー生成部１１３が生成した電流アローや、ベクトル環生成部１１４が生成した心磁ベクトル環を表示装置９に表示したり、入力装置１０を介して入力された情報を基に、電流アローや、心磁ベクトル環の設定を行ったりする。
信号入力部１１２は、アンプフィルタユニット８（図１）を介してクライオスタット２から入力された心磁信号を取得する。
電流アロー生成部１１３は、信号入力部１１２によって取得されたチャネル毎の心磁信号から、チャネル毎に電流アローを生成する。
ベクトル環生成部１１４は、電流アロー生成部１１３によって生成された電流アローを基に、心磁ベクトル環（心磁ベクトル係数線）を生成する。
入出力処理部１１５は、電流アロー生成部１１３が生成した電流アローや、ベクトル環生成部１１４が生成した心磁ベクトル環を表示装置９に表示したり、入力装置１０を介して入力された情報を基に、電流アローや、心磁ベクトル環の設定を行ったりする。
なお、本実施形態では、一例として、心磁信号は１ｋＨｚのサンプリング周波数で３０秒間記録され、演算装置１内の記憶装置１３０に格納されるものとする。さらに、心磁信号を記録する際、アンプフィルタユニット８において、０．１Ｈｚのハイパスフィルタ、１００Ｈｚのローパスフィルタをかけ、商用電源によるノイズを除去するハムフィルタを適用した。その後、演算装置１内に格納された心磁信号のＳＮ（Signal Noise）比を高めるための加算平均処理と基線補正処理（心磁信号が出現していない時間の平均磁場強度による補正）を行うこととする。
図５は、第１実施形態に係る心磁ベクトル環解析処理の手順を示すフローチャートである。適宜、図１、図４を参照する。
まず、磁場計測装置６が、心磁信号の計測を行う（計測処理：Ｓ１０１）。計測された心磁信号は、駆動回路７、アンプフィルタユニット８を介して演算装置１へ送られる。
そして、演算装置１の電流アロー生成部１１３は、各チャネルから取得された心磁信号を基に、電流アローをチャネル毎に生成し、入出力処理部１１５が生成した電流アローを表示装置９に表示する（電流アロー生成・表示処理：Ｓ１０２）。
まず、磁場計測装置６が、心磁信号の計測を行う（計測処理：Ｓ１０１）。計測された心磁信号は、駆動回路７、アンプフィルタユニット８を介して演算装置１へ送られる。
そして、演算装置１の電流アロー生成部１１３は、各チャネルから取得された心磁信号を基に、電流アローをチャネル毎に生成し、入出力処理部１１５が生成した電流アローを表示装置９に表示する（電流アロー生成・表示処理：Ｓ１０２）。
ステップＳ１０２において生成された電流アローを示すものとして電流アロー図を用いることとする。電流アロー図とは、胸壁に垂直な法線（ｚ）方向の心磁（Ｂｚ）から解析的に接線（ｘ及びｙ）方向の心磁を生成し、この接線方向の心磁を擬似的な電流ベクトルとして計測平面上に投影し、表示したものである。よって、電流アロー図法は計測点と同数の電流ベクトルを再構成でき、電流ベクトルの大きさを矢印の長さで、電流ベクトルの方向を矢印の向きで表示する。電流アロー図については後記する。
電流アロー生成部１１３は、電流アロー図法から得られるｉ（ｉ＝１，２，・・・，６４：ｉはＳＱＵＩＤ磁束計の番号）番目の位置の電流ベクトル（Ｉｉ）のｘ成分（Ｉｘ，ｉ）及びｙ成分（Ｉｙ，ｉ）を、それぞれ、Ｂｚ，ｉを用いて式（１）及び式（２）から計算する。
Ｉｘ，ｉ ∝ ∂Ｂｚ，ｉ／∂ｙ ・・・ （１）
Ｉｙ，ｉ ∝ −∂Ｂｚ，ｉ／∂ｘ ・・・ （２）
Ｉｙ，ｉ ∝ −∂Ｂｚ，ｉ／∂ｘ ・・・ （２）
次に、演算装置１の入出力処理部１１５は、モード選択画面を表示装置９に表示させる。ユーザは、入力装置１０を介して、心磁ベクトル環を生成するモードを選択する（モード選択処理：Ｓ１０３）。選択されるモードは、「平均」や、「最大」等である。モードは複数選択することができる。
続いて、演算装置１のベクトル環生成部１１４は、モード毎に心磁ベクトル環の生成を行う（心磁ベクトル環生成処理：Ｓ１０４）。心磁ベクトル環の生成については後記する。
続いて、演算装置１のベクトル環生成部１１４は、モード毎に心磁ベクトル環の生成を行う（心磁ベクトル環生成処理：Ｓ１０４）。心磁ベクトル環の生成については後記する。
そして、演算装置１の入出力処理部１１５は、表示装置９にステップＳ１０４で生成した心磁ベクトル環をモード毎に表示する（心磁ベクトル環表示処理：Ｓ１０５）。ステップＳ１０５における表示画面は後記する。
表示画面には、チャネル除去ボタンが表示され、入力装置１０を介してチャネル除去「ＯＫ」が選択入力されるか、「ＮＯ」が選択入力されたかを判定することで、演算装置１の処理部１１１はチャネル除去を行うか否かを判定する（チャネル除去判定処理：Ｓ１０６）。
表示画面には、チャネル除去ボタンが表示され、入力装置１０を介してチャネル除去「ＯＫ」が選択入力されるか、「ＮＯ」が選択入力されたかを判定することで、演算装置１の処理部１１１はチャネル除去を行うか否かを判定する（チャネル除去判定処理：Ｓ１０６）。
ステップＳ１０６の結果、チャネル除去を行わない場合（Ｓ１０６→Ｎｏ）、処理部１１１はステップＳ１０８へ処理を進める。
ステップＳ１０６の結果、チャネル除去を行う場合（Ｓ１０６→Ｙｅｓ）、ユーザは入力装置１０を介して、除去を行うチャネル（除去チャネル）を選択する（チャネル除去選択処理：Ｓ１０７）。ステップＳ１０７の処理については後記する。
ステップＳ１０６の結果、チャネル除去を行う場合（Ｓ１０６→Ｙｅｓ）、ユーザは入力装置１０を介して、除去を行うチャネル（除去チャネル）を選択する（チャネル除去選択処理：Ｓ１０７）。ステップＳ１０７の処理については後記する。
続いて、演算装置１の処理部１１１は、入力装置１０を介して再計算「ＯＫ」が選択入力されたか、「ＮＯ」が選択入力されたかを判定することで、再計算を行うか否かを判定する（再計算判定処理：Ｓ１０８）。
ステップＳ１０８の結果、再計算を行わない場合（Ｓ１０８→Ｎｏ）、演算装置１の処理部１１１は処理を終了する。
ステップＳ１０８の結果、再計算を行う場合（Ｓ１０８→Ｙｅｓ）、演算装置１の処理部１１１は、入力装置１０を介してモード変更ボタンの「Ｙｅｓ」が選択入力されたか、「Ｎｏ」が選択入力されたかを判定することで、モード変更を行うか否かを判定する（モード変更判定処理：Ｓ１０９）。
ステップＳ１０８の結果、再計算を行わない場合（Ｓ１０８→Ｎｏ）、演算装置１の処理部１１１は処理を終了する。
ステップＳ１０８の結果、再計算を行う場合（Ｓ１０８→Ｙｅｓ）、演算装置１の処理部１１１は、入力装置１０を介してモード変更ボタンの「Ｙｅｓ」が選択入力されたか、「Ｎｏ」が選択入力されたかを判定することで、モード変更を行うか否かを判定する（モード変更判定処理：Ｓ１０９）。
ステップＳ１０９の結果、モード変更を行わない場合（Ｓ１０９→Ｎｏ）、演算装置１の処理部１１１はステップＳ１０４へ処理を戻す。
ステップＳ１０９の結果、モード変更を行う場合（Ｓ１０９→Ｙｅｓ）、演算装置１の処理部１１１はステップＳ１０３へ処理を戻す。
ステップＳ１０９の結果、モード変更を行う場合（Ｓ１０９→Ｙｅｓ）、演算装置１の処理部１１１はステップＳ１０３へ処理を戻す。
図６は、第１実施形態に係る心磁ベクトル環の生成方法を示す図である。
図６（ａ）に示すように、ある時刻ｔ１における電流アロー２０１のｘ成分とｙ成分とが（４００，−２００）であれば、図６（ｂ）のベクトル環図２１０の（４００，−２００）に点がプロットされる（プロット点２１１）。
また、時刻ｔ２における電流アロー２０１のｘ成分とｙ成分とが（２００，−３００）であれば、図６（ｂ）のベクトル環図２１０の（２００，−３００）に点がプロットされる（プロット点２１２）。
図６（ａ）に示すように、ある時刻ｔ１における電流アロー２０１のｘ成分とｙ成分とが（４００，−２００）であれば、図６（ｂ）のベクトル環図２１０の（４００，−２００）に点がプロットされる（プロット点２１１）。
また、時刻ｔ２における電流アロー２０１のｘ成分とｙ成分とが（２００，−３００）であれば、図６（ｂ）のベクトル環図２１０の（２００，−３００）に点がプロットされる（プロット点２１２）。
以上のことを一般化させると、電流アロー生成部１１３は、複数生成した電流アローａをａ＝Σｑｉｊｉとしたとき、それぞれの電流アローにおける係数ｑｉを座標に示した心磁ベクトル環を生成する。ただし、ｑｉは係数、ｊｉは単位ベクトル：ｉ＝１，２，３・・・ただし、本実施形態ではｉ＝１，２で、ｊ１はｘ軸方向の単位ベクトル，ｊ２はｙ軸方向の単位ベクトルである。
このように、各時刻における電流アローのｘ成分とｙ成分とをベクトル環図に時間連続的にプロットすることで、電流アローのｘ成分とｙ成分との時間変化である心磁ベクトル環図が生成される。従って、心磁ベクトル環図の原点に対する、心磁ベクトル環の各点の角度は、各時刻における電流アローの角度である。例えば、電流アローの成分が、（ｘ１，ｙ１）であれば、この電流アローの角度θ１は、θ１＝ｔａｎ−１（ｙ１／ｘ１）で与えられる。
図７は、第１実施形態に係る画面例を示す図である。
心磁解析画面３００は、心磁信号表示画面３１０と、電流アロー図表示画面３２０と、心磁ベクトル環表示画面３３０とを有している。
心磁解析画面３００は、心磁信号表示画面３１０と、電流アロー図表示画面３２０と、心磁ベクトル環表示画面３３０とを有している。
心磁信号表示画面３１０には、磁場計測装置で計測された心磁信号の波形が表示されている。図７の心磁信号表示画面３１０には、６４のチャネルそれぞれから取得された心磁信号の波形が重複して表示されている。心磁信号表示画面３１０では、解析期間指定が可能である。解析期間指定は、時間窓開始線３１１と、時間窓終了線３１２との設定によって行われる。心磁信号表示画面３１０で指定された解析期間内における心磁信号によって、電流アロー生成部１１３は電流アローを生成し、ベクトル環生成部１１４は心磁ベクトル環の生成を行う。
電流アロー図表示画面３２０には、６４のチャネルそれぞれにおける電流アローが表示される。電流アロー図表示画面３２０では、電流アロー表示領域３２１において、チャネルに対応する場所が矩形３２２で示されている。そして、それぞれの矩形３２２には、対象となる矩形３２２で示されるチャネルで取得された心磁信号を基に生成された電流アロー３２３が表示されている。つまり、電流アロー図表示画面３２０には、６４のチャネルそれぞれに対応する電流アローが合計６４個表示されている。
また、電流アロー図表示画面３２０には、時刻指定窓３２４が表示されている。入力装置１０を介して、時刻指定窓３２４に時刻が入力されると、入力された時刻における電流アロー図が電流アロー図表示画面３２０に表示される。時刻指定窓３２４に入力する時刻を変えることで、各時刻における電流アロー図を表示することができる。なお、時刻指定窓３２４で入力可能な時刻は、心磁信号表示画面３１０で指定された解析期間内の時刻である。
ちなみに、電流アロー図表示画面３２０における等高線は、電流アローの強度（ノルム）の大きさを示している。
また、電流アロー図表示画面３２０には、時刻指定窓３２４が表示されている。入力装置１０を介して、時刻指定窓３２４に時刻が入力されると、入力された時刻における電流アロー図が電流アロー図表示画面３２０に表示される。時刻指定窓３２４に入力する時刻を変えることで、各時刻における電流アロー図を表示することができる。なお、時刻指定窓３２４で入力可能な時刻は、心磁信号表示画面３１０で指定された解析期間内の時刻である。
ちなみに、電流アロー図表示画面３２０における等高線は、電流アローの強度（ノルム）の大きさを示している。
心磁ベクトル環表示画面３３０には、計測された心磁信号を基に生成された心磁ベクトル環が表示される。図７の例では、平均ベクトル環表示画面３４０に各時刻における電流アローを平均することで得られる心磁ベクトル環である平均ベクトル環が表示され、最大ベクトル環表示画面３５０に各時刻における最大の電流アロー（最大電流アロー）から生成される心磁ベクトル環である最大ベクトル環が表示されている。ここで、平均電流アローとは、各電流アロー（電流アロー図表示画面３２０内では、６４個の電流アロー）のｘ成分、ｙ成分をそれぞれ平均したものをｘ成分、ｙ成分として有する電流アローである。また、最大の電流アローとは、例えば、電流アロー図表示画面３２０内では、６４個の電流アローの中で、ノルムが最大である電流アローである。
なお、平均ベクトル環は電流アローの全体的な傾向を示し、最大ベクトル環はメインとなる電流アローの動きを示している。つまり、平均ベクトル環によって、ユーザは電流アロー図表示画面３２０内での電流アローの全体的な傾向を把握することができ、最大ベクトル環によって、ユーザは電流アロー図表示画面３２０内でのメインとなる電流アローの動きを把握することができる。
ここで、平均ベクトル環は、心磁信号表示画面３１０の時間窓開始線３１１と、時間窓終了線３１２とで指定された時間範囲内における各時刻で平均された電流アロー（平均電流アロー）の角度の時間変化を示している。最大ベクトル環も同様である。
ここで、平均ベクトル環は、心磁信号表示画面３１０の時間窓開始線３１１と、時間窓終了線３１２とで指定された時間範囲内における各時刻で平均された電流アロー（平均電流アロー）の角度の時間変化を示している。最大ベクトル環も同様である。
なお、平均ベクトル環表示画面３４０には平均電流アローの最小の強度、最大の強度、最小の角度及び最大の角度が表示されている。強度とは、電流アローのノルムのことであり、最小の強度とは、心磁信号表示画面３１０の時間窓開始線３１１と、時間窓終了線３１２とで指定された時間範囲内における平均電流アローの強度の最小値である。同様に、最大の強度とは、心磁信号表示画面３１０の時間窓開始線３１１と、時間窓終了線３１２とで指定された時間範囲内における平均電流アローの強度の最大値である。
また、平均ベクトル環表示画面３４０における最小の角度とは、時間窓開始線３１１と、時間窓終了線３１２とで設定された解析期間における各時刻での平均電流アローの中で、最も強度（絶対強度）の小さい平均電流アローの角度である。また、平均ベクトル環表示画面３４０における最大の角度とは、時間窓開始線３１１と、時間窓終了線３１２とで設定された解析期間における各時刻での平均電流アローの中で、最も強度（絶対強度）の大きい平均ベクトルの角度である。
また、最大ベクトル環表示画面３５０にも同様の最小の強度、最大の強度、最小の角度及び最大の角度が表示されている。
なお、最大ベクトル環表示画面３５０における最小の角度とは、時間窓開始線３１１と、時間窓終了線３１２とで設定された解析期間における各時刻での最大電流アローの中で、最も強度（絶対強度）の小さい最大電流アローの角度である。また、最大ベクトル環表示画面３５０における最大の角度とは、時間窓開始線３１１と、時間窓終了線３１２とで設定された解析期間における各時刻での最大電流アローの中で、最も強度（絶対強度）の大きい最大電流アローの角度である。
なお、最大ベクトル環表示画面３５０における最小の角度とは、時間窓開始線３１１と、時間窓終了線３１２とで設定された解析期間における各時刻での最大電流アローの中で、最も強度（絶対強度）の小さい最大電流アローの角度である。また、最大ベクトル環表示画面３５０における最大の角度とは、時間窓開始線３１１と、時間窓終了線３１２とで設定された解析期間における各時刻での最大電流アローの中で、最も強度（絶対強度）の大きい最大電流アローの角度である。
図８は、心磁ベクトル環表示画面の拡大図であり、（ａ）は平均ベクトル環を示す図であり、（ｂ）は最大ベクトル環を示す図である。なお、図８において、図７の平均ベクトル環表示画面３４０及び最大ベクトル環表示画面３５０における縦軸及び横軸の数値は省略している。
平均ベクトル環も、最大ベクトル環も時刻によって心磁ベクトル環を構成する線の描写が変化している。
ここでは、心磁ベクトルの解析期間（図７の心磁信号表示画面３１０において、時間窓開始線３１１と、時間窓終了線３１２との間の期間）を３つの期間（開始期間４０１（破線部分）、中間期間４０２（実線）、終了期間４０３（点線））に分けている。つまり、心磁ベクトルの解析期間を所定の時間（所定の条件）で区切った期間として示している。このようにして、入出力処理部１１５は所定の条件によって心磁ベクトル環の表示を変える。
平均ベクトル環も、最大ベクトル環も時刻によって心磁ベクトル環を構成する線の描写が変化している。
ここでは、心磁ベクトルの解析期間（図７の心磁信号表示画面３１０において、時間窓開始線３１１と、時間窓終了線３１２との間の期間）を３つの期間（開始期間４０１（破線部分）、中間期間４０２（実線）、終了期間４０３（点線））に分けている。つまり、心磁ベクトルの解析期間を所定の時間（所定の条件）で区切った期間として示している。このようにして、入出力処理部１１５は所定の条件によって心磁ベクトル環の表示を変える。
なお、本実施形態では、心磁ベクトルの解析期間を所定の時間で区切った期間として示しているが、これに限らない。例えば、電流アローの強度（ノルム）で心磁ベクトル環の表示を変えてもよい。このようにすることで、所定の条件（時間や、電流アローの強度等）と、心磁ベクトル環との関係を容易に解析することができる。
そして、心磁ベクトル環を構成する線において、開始期間を破線４０１、中間期間を実線４０２、終了期間４０３を点線で示している。ここで、線種を変えて、期間を表現しているが、実際には色分け等で示される。期間を色で分けることにより、ユーザは期間の区別を容易に行うことができる。また、本実施形態では、解析期間を３つの期間で分けているが、２つの期間や、４つ以上の期間で分けてもよい。また、各期間の接続がグラデーションで示されてもよい。
このようにすることで、ユーザは電流アローの時間変化を視認することができるとともに、後記するように、ノイズ成分が発生している場合、そのノイズ成分がどの期間で発生しているかを特定することが容易となる。
（ノイズ成分除去）
次に、図９及び図１０を参照して、ノイズ成分除去の手順を説明する。なお、図９において、図８と同様、破線部分は開始期間、実線は中間期間、点線は終了期間を示すものとする。
図９は、Ｐ波における心磁ベクトル環の例を示す図であり、（ａ）はノイズが生じている心磁ベクトル環の例であり、（ｂ）はノイズが生じていない心磁ベクトル環の例である。なお、図９に示す心磁ベクトル環は平均ベクトル環である。
図９（ａ）と、図９（ｂ）との比較から、ノイズ発生領域４５１に示す部分でノイズが発生していることが分かる。そして、符号４５１は、実線と点線とが含まれていることから、解析期間の終了期間付近でノイズが発生していることが分かる。
次に、図９及び図１０を参照して、ノイズ成分除去の手順を説明する。なお、図９において、図８と同様、破線部分は開始期間、実線は中間期間、点線は終了期間を示すものとする。
図９は、Ｐ波における心磁ベクトル環の例を示す図であり、（ａ）はノイズが生じている心磁ベクトル環の例であり、（ｂ）はノイズが生じていない心磁ベクトル環の例である。なお、図９に示す心磁ベクトル環は平均ベクトル環である。
図９（ａ）と、図９（ｂ）との比較から、ノイズ発生領域４５１に示す部分でノイズが発生していることが分かる。そして、符号４５１は、実線と点線とが含まれていることから、解析期間の終了期間付近でノイズが発生していることが分かる。
次に、ユーザは図７に示す心磁解析画面３００の電流アロー図表示画面３２０の時刻指定窓３２４において、心磁ベクトル環においてノイズが発生していると推測される時刻を入力する。これにより、心磁ベクトル環においてノイズが発生していると推測される時刻の電流アロー図表示画面３２０が表示される。ユーザは、表示されている電流アロー図表示画面３２０において、ノイズが生じていると思われるチャネルを除去する。
ノイズが生じていると思われるチャネルの特定は、電流アロー図表示画面３２０に表示されている電流アローが、隣接している電流アローと比べて大きさが大きすぎる、あるいは小さすぎるチャネル等を特定することで行われる。又は、電流アローの方向が隣接している電流アローとかけ離れた方向を向いているノイズが生じていると思われるチャネル等を特定することで行われる。
ノイズが生じていると思われるチャネルの特定は、電流アロー図表示画面３２０に表示されている電流アローが、隣接している電流アローと比べて大きさが大きすぎる、あるいは小さすぎるチャネル等を特定することで行われる。又は、電流アローの方向が隣接している電流アローとかけ離れた方向を向いているノイズが生じていると思われるチャネル等を特定することで行われる。
（ノイズチャネル除去）
図１０は、ノイズが生じていると思われるチャネルが除去された電流アロー図表示画面の例を示す図である。
例えば、電流アロー図表示画面３２０（図７）の電流アロー表示領域３２１において、ユーザがチャネルをクリックすると、図１０の格子５０１に示すように、クリックされたチャネルの部分が白抜けになる。白抜けとなっている格子５０１に対応するチャネルが除去対象となるチャネルである。このようにして、チャネルの除去が行われる。
ちなみに、白抜けとなっているチャネルをもう一度クリックすると、表示が元に戻る。すなわち、チャネルの除去がキャンセルされる。
図１０は、ノイズが生じていると思われるチャネルが除去された電流アロー図表示画面の例を示す図である。
例えば、電流アロー図表示画面３２０（図７）の電流アロー表示領域３２１において、ユーザがチャネルをクリックすると、図１０の格子５０１に示すように、クリックされたチャネルの部分が白抜けになる。白抜けとなっている格子５０１に対応するチャネルが除去対象となるチャネルである。このようにして、チャネルの除去が行われる。
ちなみに、白抜けとなっているチャネルをもう一度クリックすると、表示が元に戻る。すなわち、チャネルの除去がキャンセルされる。
その後、入力装置１０を介して、心磁ベクトル環の再生成が指示されることで、除去されたチャネルの心磁信号を除外して、心磁ベクトル環の生成が行われる。
このように、任意のチャネルの除去を可能とすることで、ノイズ等を除去した心磁ベクトル環を生成することができる。
ちなみに、ベクトル心電図では、１２誘導心電図のすべてが必要となるため、心電図の除外は不可能であり、ノイズ等の影響が確認できても、その影響を取り除くことができない。
なお、本実施形態では、ノイズの除去のためにチャネルの除去を行っているが、これに限らない。特定のチャネルについての電流アローについて、心磁ベクトル環を生成して、解析した場合、ユーザがみたいチャネル以外のチャネルを除去してもよい。
ちなみに、ベクトル心電図では、１２誘導心電図のすべてが必要となるため、心電図の除外は不可能であり、ノイズ等の影響が確認できても、その影響を取り除くことができない。
なお、本実施形態では、ノイズの除去のためにチャネルの除去を行っているが、これに限らない。特定のチャネルについての電流アローについて、心磁ベクトル環を生成して、解析した場合、ユーザがみたいチャネル以外のチャネルを除去してもよい。
（心磁ベクトル環の効果）
ここで、図１１及び図１２を参照して、心磁ベクトル環の効果について説明する。なお、図１１及び図１２において、図８と同様、破線４０１は開始期間、実線４０２は中間期間、点線４０３は終了期間を示すものとする。
図１１は、Ｊ波検出に関する心磁ベクトル環の例を示す図である。
図１１（ａ）は正常時におけるＱＲＳ波部分の平均ベクトル環を示している。そして、図１１（ｂ）はＪ波に異常が認められる場合におけるＱＲＳ波部分の平均ベクトル環を示している。
ベクトル心電図では、Ｊ波に関するベクトル部分を検出するのが困難であるが、図１１（ａ）、図１１（ｂ）で示されるように、心磁ベクトル環を用いると、正常時と異常時とが明確に区別できる。
ここで、図１１及び図１２を参照して、心磁ベクトル環の効果について説明する。なお、図１１及び図１２において、図８と同様、破線４０１は開始期間、実線４０２は中間期間、点線４０３は終了期間を示すものとする。
図１１は、Ｊ波検出に関する心磁ベクトル環の例を示す図である。
図１１（ａ）は正常時におけるＱＲＳ波部分の平均ベクトル環を示している。そして、図１１（ｂ）はＪ波に異常が認められる場合におけるＱＲＳ波部分の平均ベクトル環を示している。
ベクトル心電図では、Ｊ波に関するベクトル部分を検出するのが困難であるが、図１１（ａ）、図１１（ｂ）で示されるように、心磁ベクトル環を用いると、正常時と異常時とが明確に区別できる。
さらに、図１１（ｃ）は、図７の心磁信号表示画面３１０において、時間窓開始線３１１と、時間窓終了線３１２との間の期間を調整することにより、図１１（ｂ）における心磁ベクトル環からＪ波に関する部分のみを抽出した心磁ベクトル環である。
このように、心磁ベクトル環では図１１（ｂ）に示すようにＪ波が顕著に表れるので、ユーザは図１１（ｃ）のようにＪ波のみを抽出し、解析することが容易にできる。
このように、心磁ベクトル環では図１１（ｂ）に示すようにＪ波が顕著に表れるので、ユーザは図１１（ｃ）のようにＪ波のみを抽出し、解析することが容易にできる。
図１２はＷＰＷ症候群に関する心磁ベクトル環の例を示す図である。
図１２（ａ）は正常時におけるＱＲＳ波初期１０ｍｓ部分の平均ベクトル環を示している。そして、図１２（ｂ）はＷＰＷ症候群が疑われる場合におけるＱＲＳ波初期１０ｍｓ部分の平均ベクトル環を示している。
図１２（ａ）と、図１２（ｂ）とを比較すると明らかなように、ＱＲＳ波初期において、心磁信号が正常時と異常時とで互いに逆方向へ進んでいる。ベクトル心電図では、ＷＰＷ症候群が疑われる場合においても、その違いは明瞭ではない。
このように、心磁ベクトル環によれば、ベクトル心電図では不明瞭なＷＰＷ症候群を明瞭に区別することができる。
図１１及び図１２に示す例は、一例であり、その他にもベクトル心電図では分かりにくいＰ波が心磁ベクトル環では分かりやすくなる等、ベクトル心電図では分かりにくい疾患が、心磁ベクトル環では分かりやすくなることが多い。
図１２（ａ）は正常時におけるＱＲＳ波初期１０ｍｓ部分の平均ベクトル環を示している。そして、図１２（ｂ）はＷＰＷ症候群が疑われる場合におけるＱＲＳ波初期１０ｍｓ部分の平均ベクトル環を示している。
図１２（ａ）と、図１２（ｂ）とを比較すると明らかなように、ＱＲＳ波初期において、心磁信号が正常時と異常時とで互いに逆方向へ進んでいる。ベクトル心電図では、ＷＰＷ症候群が疑われる場合においても、その違いは明瞭ではない。
このように、心磁ベクトル環によれば、ベクトル心電図では不明瞭なＷＰＷ症候群を明瞭に区別することができる。
図１１及び図１２に示す例は、一例であり、その他にもベクトル心電図では分かりにくいＰ波が心磁ベクトル環では分かりやすくなる等、ベクトル心電図では分かりにくい疾患が、心磁ベクトル環では分かりやすくなることが多い。
《第２実施形態》
次に、図１３、図１４を参照して、本発明の第２実施形態を説明する。第２実施形態では、チャネルの除去ではなく、チャネルの選択を行うものである。なお、生体磁場計測システムＺ、演算装置１の各構成は第１実施形態と同様であるので、第２実施形態では図示及び説明を省略する。
次に、図１３、図１４を参照して、本発明の第２実施形態を説明する。第２実施形態では、チャネルの除去ではなく、チャネルの選択を行うものである。なお、生体磁場計測システムＺ、演算装置１の各構成は第１実施形態と同様であるので、第２実施形態では図示及び説明を省略する。
（フローチャート）
図１３は、第２実施形態に係る心磁ベクトル環解析処理の手順を示すフローチャートである。なお、図１３において、図５と同様の処理については、同一のステップ番号を付して、説明を省略する。
ステップＳ１０５における心磁ベクトル環の表示後、表示画面に、チャネル選択ボタンが表示され、入力装置１０を介してチャネル選択「ＯＫ」が選択入力されるか、「ＮＯ」が選択入力されたかを判定することで、演算装置１の処理部１１１はチャネル選択を行うか否かを判定する（チャネル選択判定処理：Ｓ２０１）。
図１３は、第２実施形態に係る心磁ベクトル環解析処理の手順を示すフローチャートである。なお、図１３において、図５と同様の処理については、同一のステップ番号を付して、説明を省略する。
ステップＳ１０５における心磁ベクトル環の表示後、表示画面に、チャネル選択ボタンが表示され、入力装置１０を介してチャネル選択「ＯＫ」が選択入力されるか、「ＮＯ」が選択入力されたかを判定することで、演算装置１の処理部１１１はチャネル選択を行うか否かを判定する（チャネル選択判定処理：Ｓ２０１）。
ステップＳ２０１の結果、チャネル選択を行わない場合（Ｓ２０１→Ｎｏ）、処理部１１１はステップＳ１０８へ処理を進める。
ステップＳ２０１の結果、チャネル選択を行う場合（Ｓ２０１→Ｙｅｓ）、ユーザは入力装置１０を介して、チャネルを選択する（チャネル選択処理：Ｓ２０２）。ステップＳ２０２の処理については後記する。
以降、処理部１１１はステップＳ１０８へ処理を進める。
ステップＳ２０１の結果、チャネル選択を行う場合（Ｓ２０１→Ｙｅｓ）、ユーザは入力装置１０を介して、チャネルを選択する（チャネル選択処理：Ｓ２０２）。ステップＳ２０２の処理については後記する。
以降、処理部１１１はステップＳ１０８へ処理を進める。
（チャネル選択）
図１４は、チャネルが選択された電流アロー図表示画面の例を示す図である。
例えば、電流アロー図表示画面３２０の電流アロー表示領域３２１において、ユーザがチャネルをクリックすると、図１４の符号６０１に示すように、クリックされたチャネルの部分が強調表示される。
ちなみに、強調表示されているチャネルをもう一度クリックすると、表示が元に戻る。すなわち、チャネルの選択がキャンセルされる。
図１４は、チャネルが選択された電流アロー図表示画面の例を示す図である。
例えば、電流アロー図表示画面３２０の電流アロー表示領域３２１において、ユーザがチャネルをクリックすると、図１４の符号６０１に示すように、クリックされたチャネルの部分が強調表示される。
ちなみに、強調表示されているチャネルをもう一度クリックすると、表示が元に戻る。すなわち、チャネルの選択がキャンセルされる。
その後、入力装置１０を介して、心磁ベクトル環の再生成が指示されることで、選択されたチャネルの心磁信号のみを使用して、心磁ベクトル環の生成が行われる。
このように、チャネルの選択を可能とすることで、例えば、ノイズがのっているチャネルの数が多い場合等では、第１実施形態に示すような手法では除去するチャネル数が多くなり、ユーザの手間がかかってしまう場合がある。このような場合において、第２実施形態のようにチャネルの選択を行うことで、除去するチャネル数が多くなっても、ユーザの手間を軽減することができる。
ちなみに、ベクトル心電図では、１２誘導心電図のすべてが必要となるため、心電図の選択は不可能である。
ちなみに、ベクトル心電図では、１２誘導心電図のすべてが必要となるため、心電図の選択は不可能である。
また、第１実施形態と、第２実施形態とは、ボタン等によって切替可能であることが望ましい。
《第３実施形態》
図１５は、第３実施形態に係る測定時におけるＳＱＵＩＤ磁束計の配置を示す図である。
図１５では、被験者からみて正面、左側面及び背面にそれぞれ計測面２２ａ〜２２ｃが配置されている。
計測面２２ａ〜２２ｃのそれぞれが６４チャネルＳＱＵＩＤ磁束計を有している。
なお、符号３１〜３４については、図３と同様であるので、ここでは説明を省略する。
図１５は、第３実施形態に係る測定時におけるＳＱＵＩＤ磁束計の配置を示す図である。
図１５では、被験者からみて正面、左側面及び背面にそれぞれ計測面２２ａ〜２２ｃが配置されている。
計測面２２ａ〜２２ｃのそれぞれが６４チャネルＳＱＵＩＤ磁束計を有している。
なお、符号３１〜３４については、図３と同様であるので、ここでは説明を省略する。
図１６は、第３実施形態に係る心磁ベクトル環画面を示す図である。
図１６（ａ）は図１５の計測面２２ａから取得された心磁信号を基に生成された心磁ベクトル環である。つまり、被験者からみて正面で計測された心磁信号を基に生成された心磁ベクトル環である。また、図１６（ｂ）は図１５の計測面２２ｂから取得された心磁信号を基に生成された心磁ベクトル環である。つまり、被験者からみて左側面で計測された心磁信号を基に生成された心磁ベクトル環である。図１６（ｃ）は図１５の計測面２２ｃから取得された心磁信号を基に生成された心磁ベクトル環である。つまり、被験者からみて背面で計測された心磁信号を基に生成された心磁ベクトル環である。
図１６（ａ）〜図１６（ｃｂ）に示す心磁ベクトル環は、同一画面に並べられて表示されるのが好ましい。
図１６（ａ）は図１５の計測面２２ａから取得された心磁信号を基に生成された心磁ベクトル環である。つまり、被験者からみて正面で計測された心磁信号を基に生成された心磁ベクトル環である。また、図１６（ｂ）は図１５の計測面２２ｂから取得された心磁信号を基に生成された心磁ベクトル環である。つまり、被験者からみて左側面で計測された心磁信号を基に生成された心磁ベクトル環である。図１６（ｃ）は図１５の計測面２２ｃから取得された心磁信号を基に生成された心磁ベクトル環である。つまり、被験者からみて背面で計測された心磁信号を基に生成された心磁ベクトル環である。
図１６（ａ）〜図１６（ｃｂ）に示す心磁ベクトル環は、同一画面に並べられて表示されるのが好ましい。
このように被験者に対して、異なる面で計測された心磁信号を基に心磁ベクトルを生成することで、心臓における磁場変化を３次元的に解析することが可能となる。
なお、心電図ベクトルで用いられる心電図は、決められた身体部位で測定される必要があるので、図１５、図１６に示すように、被験者に対して異なる面で計測を行うことができない。従って、心電図ベクトルも決まった部位に対するものしか生成されない。
なお、心電図ベクトルで用いられる心電図は、決められた身体部位で測定される必要があるので、図１５、図１６に示すように、被験者に対して異なる面で計測を行うことができない。従って、心電図ベクトルも決まった部位に対するものしか生成されない。
なお、本実施形態では心磁ベクトル環を静止画像として表示しているが、心磁ベクトル環を動画で表示してもよい。
また、本実施形態では、図３に示すようにＳＱＵＩＤ磁束計の計測面が被計測者の正面に設置されているが被計測者の側面、背面にも設置されてもよい。
さらに、本実施形態では、平均ベクトル環及び最大ベクトル環を示しているが、例えば、チャネル毎に心磁ベクトル環が生成されてもよい。この際、第２実施形態に係る手法でチャネルの選択が行われ、選択されたチャネル毎に心磁ベクトル環が生成されてもよい。
また、本実施形態では、図３に示すようにＳＱＵＩＤ磁束計の計測面が被計測者の正面に設置されているが被計測者の側面、背面にも設置されてもよい。
さらに、本実施形態では、平均ベクトル環及び最大ベクトル環を示しているが、例えば、チャネル毎に心磁ベクトル環が生成されてもよい。この際、第２実施形態に係る手法でチャネルの選択が行われ、選択されたチャネル毎に心磁ベクトル環が生成されてもよい。
本発明は前記した実施形態に限定されるものではなく、様々な変形例が含まれる。例えば、前記した実施形態は本発明を分かりやすく説明するために詳細に説明したものであり、必ずしも説明したすべての構成を有するものに限定されるものではない。また、ある実施形態の構成の一部を他の実施形態の構成に置き換えることが可能であり、ある実施形態の構成に他の実施形態の構成を加えることも可能である。また、各実施形態の構成の一部について、他の構成の追加・削除・置換をすることが可能である。
また、前記した各構成、機能、各部１１１〜１１５、記憶装置１３０等は、それらの一部又はすべてを、例えば集積回路で設計すること等によりハードウェアで実現してもよい。また、図４に示すように、前記した各構成、機能等は、ＣＰＵ等のプロセッサがそれぞれの機能を実現するプログラムを解釈し、実行することによりソフトウェアで実現してもよい。各機能を実現するプログラム、テーブル、ファイル等の情報は、ＨＤ（Hard Disk）に格納すること以外に、メモリや、ＳＳＤ（Solid State Drive）等の記録装置、又は、ＩＣ（Integrated Circuit）カードや、ＳＤ（Secure Digital）カード、ＤＶＤ（Digital Versatile Disc）等の記録媒体に格納することができる。
また、各実施形態において、制御線や情報線は説明上必要と考えられるものを示しており、製品上必ずしもすべての制御線や情報線を示しているとは限らない。実際には、ほとんどすべての構成が相互に接続されていると考えてよい。
また、各実施形態において、制御線や情報線は説明上必要と考えられるものを示しており、製品上必ずしもすべての制御線や情報線を示しているとは限らない。実際には、ほとんどすべての構成が相互に接続されていると考えてよい。
１ 演算装置（心磁場解析装置）
２ クライオスタット
３ ガントリ
４ ベッド
５ 磁気シールドルーム
６ 磁場計測装置
７ 駆動回路
８ アンプフィルタユニット
９ 表示装置（表示部）
１０ 入力装置（入力部）
２１ ＳＱＵＩＤ磁束計
２２、２２ａ、２２ｂ、２２ｃ 計測面
３１ 剣状突起上のＳＱＵＩＤ磁束計
３２ 剣状突起
３３ 胸壁
３４ 原点を示すＳＱＵＩＤ磁束計
１１０ メモリ
１１１ 処理部
１１２ 信号入力部
１１３ 電流アロー生成部
１１４ ベクトル環生成部（ベクトル係数線生成部）
１１５ 入出力処理部
１２０ ＣＰＵ
１３０ 記憶装置
１４０ 送受信装置
２０１ 電流アロー
２１０ ベクトル環図
２１１ プロット点
２１２ プロット点
３００ 心磁解析画面
３１０ 心磁信号表示画面
３１１ 時間窓開始線
３１２ 時間窓終了線
３２０ 電流アロー図表示画面
３２１ 電流アロー表示領域
３２２ 矩形
３２３ 電流アロー
３２４ 時刻指定窓
３３０ 心磁ベクトル環表示画面
３４０ 平均ベクトル環表示画面
３５０ 最大ベクトル環表示画面
４０１ 開始期間
４０２ 中間期間
４０３ 終了期間
４５１ ノイズ発生領域
５０１，６０１ 格子
Ｓ１０１ 計測処理
Ｓ１０２ 電流アロー生成・表示処理
Ｓ１０３ モード選択処理
Ｓ１０４ 心磁ベクトル環生成処理
Ｓ１０５ 心磁ベクトル環表示処理
Ｓ１０６ チャネル除去判定処理
Ｓ１０７ 除去チャネル選択処理
Ｓ１０８ 再計算判定処理
Ｓ１０９ モード変更判定処理
Ｓ２０１ チャネル選択判定処理
Ｓ２０２ チャネル選択処理
Ｚ 心磁場解析システム（心磁場解析システム）
２ クライオスタット
３ ガントリ
４ ベッド
５ 磁気シールドルーム
６ 磁場計測装置
７ 駆動回路
８ アンプフィルタユニット
９ 表示装置（表示部）
１０ 入力装置（入力部）
２１ ＳＱＵＩＤ磁束計
２２、２２ａ、２２ｂ、２２ｃ 計測面
３１ 剣状突起上のＳＱＵＩＤ磁束計
３２ 剣状突起
３３ 胸壁
３４ 原点を示すＳＱＵＩＤ磁束計
１１０ メモリ
１１１ 処理部
１１２ 信号入力部
１１３ 電流アロー生成部
１１４ ベクトル環生成部（ベクトル係数線生成部）
１１５ 入出力処理部
１２０ ＣＰＵ
１３０ 記憶装置
１４０ 送受信装置
２０１ 電流アロー
２１０ ベクトル環図
２１１ プロット点
２１２ プロット点
３００ 心磁解析画面
３１０ 心磁信号表示画面
３１１ 時間窓開始線
３１２ 時間窓終了線
３２０ 電流アロー図表示画面
３２１ 電流アロー表示領域
３２２ 矩形
３２３ 電流アロー
３２４ 時刻指定窓
３３０ 心磁ベクトル環表示画面
３４０ 平均ベクトル環表示画面
３５０ 最大ベクトル環表示画面
４０１ 開始期間
４０２ 中間期間
４０３ 終了期間
４５１ ノイズ発生領域
５０１，６０１ 格子
Ｓ１０１ 計測処理
Ｓ１０２ 電流アロー生成・表示処理
Ｓ１０３ モード選択処理
Ｓ１０４ 心磁ベクトル環生成処理
Ｓ１０５ 心磁ベクトル環表示処理
Ｓ１０６ チャネル除去判定処理
Ｓ１０７ 除去チャネル選択処理
Ｓ１０８ 再計算判定処理
Ｓ１０９ モード変更判定処理
Ｓ２０１ チャネル選択判定処理
Ｓ２０２ チャネル選択処理
Ｚ 心磁場解析システム（心磁場解析システム）
Claims (9)
- 心磁信号取得部によって取得された心磁信号から、心磁場に流れる電流のベクトルである電流アローａを複数生成する電流アロー生成部と、
前記複数生成した、個々の電流アローａをａ＝Σｑｉｊｉ（ここで、ｑｉは係数、ｊｉは単位ベクトル）としたとき、各時刻における、それぞれの電流アローにおける係数ｑｉを座標に示した心磁ベクトル係数線を生成するベクトル係数線生成部と、
前記生成した心磁ベクトル係数線を表示部に表示する表示処理部と、
を有し、
前記心磁信号は、複数の前記心磁信号取得部から取得され、
前記電流アロー生成部は、
各時刻において、それぞれの前記心磁信号取得部から取得された心磁信号を基に、前記各心磁信号取得部に対応する前記電流アローを生成し、
前記ベクトル係数線生成部は、
それぞれの時刻における複数の前記電流アローを平均した平均電流アローを基に、前記心磁ベクトル係数線を生成するとともに、ある時刻における複数の前記電流アローのうち、最大の大きさを有する最大電流アローを基に、前記心磁ベクトル係数線を生成し、
前記表示処理部は、
前記平均電流アローを基に生成された前記心磁ベクトル係数線と、前記最大電流アローを基に生成された前記心磁ベクトル係数線とを前記表示部に表示する
ことを特徴とする心磁場解析装置。 - 所定の条件によって前記心磁ベクトル係数線の表示を変える
ことを特徴とする請求項１に記載の心磁場解析装置。 - 前記電流アロー生成部は、
各時刻における前記電流アローを生成し、
前記ベクトル係数線生成部は、
前記各時刻における前記心磁ベクトル係数線を生成し、
前記表示処理部は、
前記時刻によって前記心磁ベクトル係数線の表示を変えることで、前記心磁ベクトル係数線を所定の条件によって表示を変える
ことを特徴とする請求項２に記載の心磁場解析装置。 - 前記表示処理部は、
前記時刻によって前記心磁ベクトル係数線の色を変えることで、前記時刻によって前記心磁ベクトル係数線の表示を変える
ことを特徴とする請求項３に記載の心磁場解析装置。 - 入力部を介して複数の前記電流アローのうち、任意の前記電流アローが選択されると、
前記ベクトル係数線生成部は、
前記選択された電流アローを除外して、前記心磁ベクトル係数線を生成する
ことを特徴とする請求項１から請求項４のいずれか一項に記載の心磁場解析装置。 - 入力部を介して複数の前記電流アローのうち、任意の前記電流アローが選択されると、
前記ベクトル係数線生成部は、
前記選択された電流アローを基に、前記心磁ベクトル係数線を生成する
ことを特徴とする請求項１から請求項４のいずれか一項に記載の心磁場解析装置。 - 前記心磁信号が、被験者の正面、左側面及び背面から取得され、
前記ベクトル係数線生成部は、
前記被験者の正面、左側面及び背面から取得されたそれぞれの心磁信号を基に、前記心磁ベクトル係数線を生成する
ことを特徴とする請求項１から請求項４のいずれか一項に記載の心磁場解析装置。 - 生体の心磁信号を取得する心磁信号取得部と、
前記心磁信号取得部で取得された心磁信号から心磁ベクトル係数線を生成する心磁場解析装置と、
を有する心磁場解析システムであって、
前記心磁場解析装置は、
前記心磁信号取得部によって取得された心磁信号から、心磁場に流れる電流のベクトルである電流アローａを複数生成する電流アロー生成部と、
前記複数生成した、個々の電流アローａをａ＝Σｑｉｊｉ（ここで、ｑｉは係数、ｊｉは単位ベクトル）としたとき、各時刻における、それぞれの電流アローにおける係数ｑｉを座標に示した心磁ベクトル係数線を生成するベクトル係数線生成部と、
前記生成した心磁ベクトル係数線を表示部に表示する表示処理部と、
を有し、
前記心磁信号は、複数の前記心磁信号取得部から取得され、
前記電流アロー生成部は、
各時刻において、それぞれの前記心磁信号取得部から取得された心磁信号を基に、前記各心磁信号取得部に対応する前記電流アローを生成し、
前記ベクトル係数線生成部は、
それぞれの時刻における複数の前記電流アローを平均した平均電流アローを基に、前記心磁ベクトル係数線を生成するとともに、ある時刻における複数の前記電流アローのうち、最大の大きさを有する最大電流アローを基に、前記心磁ベクトル係数線を生成し、
前記表示処理部は、
前記平均電流アローを基に生成された前記心磁ベクトル係数線と、前記最大電流アローを基に生成された前記心磁ベクトル係数線とを前記表示部に表示する
ことを特徴とする心磁場解析システム。 - 複数の心磁信号取得部から得られる心磁信号から心磁ベクトル係数線を生成する心磁場解析装置が、
各時刻において、複数の前記心磁信号取得部によって取得された心磁信号から、心磁場に流れる電流のベクトルである電流アローａを、それぞれの前記心磁信号取得部に対応して、複数生成し、
前記複数生成した、個々の電流アローａをａ＝Σｑｉｊｉ（ここで、ｑｉは係数、ｊｉは単位ベクトル）としたとき、各時刻における、それぞれの電流アローにおける係数ｑｉを座標に示した心磁ベクトル係数線を生成する際、それぞれの時刻における複数の前記電
流アローを平均した平均電流アローを基に、前記心磁ベクトル係数線を生成するとともに、ある時刻における複数の前記電流アローのうち、最大の大きさを有する最大電流アローを基に、前記心磁ベクトル係数線を生成し、
前記平均電流アローを基に生成した前記心磁ベクトル係数線と、前記最大電流アローを基に生成した前記心磁ベクトル係数線とを表示部に表示する
ことを特徴とする心磁場解析方法。
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