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
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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)。
Iy,i ∝ −∂Bz,i/∂x ・・・ (2)
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。
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(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)。
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。
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。
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、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。
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。
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。
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。
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。
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。
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(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。
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。
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。
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。
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。
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(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。
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。
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、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。
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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