WO2002005715A1 - Appareil de diagnostic cardiaque a champ magnetique par potentiel ventriculaire tardif et procede de localisation d'une partie de propagation d'excitation intramyocardique inegale - Google Patents

Description

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 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。 背景技術

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。

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。

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 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。

—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、 心室頻拍を誘宪することが近年 の研究から明らかにされている。

斑紋状組織とは、 正常な心筋組織中に、 寧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、 壌死または変性した組織と正常組織との間め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。

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。

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。

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ツビングを行な 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。

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揷入、 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。

一方、 地磁気の 1 0億分の 1程度の磁束を高感度に検出することができる超電 導重子千渉素子 (Superconducting Quantum Interference Device：以に""、 a Q U I Dと称する） を用いた S Q U I D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、 S Q U I D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。

特に、 近年の薄膜素子製造技術の進歩により D C— S Q U I Dが開発されたこ とにより、 S Q U I D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。

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。

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 K e n t束の位置推定については有効性が確認さ れている。

一方、 洞房結節から房室結節一ヒス束一プルキンェ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。

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。

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 心筋內興奮不均一伝播部位の同定方法を提供することである。 発明の開示

この発明による心室遅延電位の心臓磁界診断装置は、 磁界分布計測装置と、 第 1の演算装置と、 第 2の演算装置と、 表示装置とを備える。 磁界分布計測装置は、 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の演算装置は、 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の演算装置は、 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。 表示装置は、 第 1の演算装置に 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 算装置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。

好ましくは、 第 1の演算装置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。

さらに好ましくは、 第 1の演算装置は、 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。

さらに好ましくは、 第 1の演算装置は、 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。

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 計測装置と、 演算装置と、 表示装置とを備える。 磁界分布計測装置は、 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。 演算装置は、 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 示装置は、 演算装置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 節からヒス束一プ キンェ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。

好ましくは、 演算装置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。

さらに好ましくは、 演算装置は、 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。

さらに好ましくは、 演算装置は、 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。

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。

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。

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。 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。

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 らヒス束一プルキンェ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。

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。

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。

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。

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。

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一プルキン ェ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。 図面の簡単な説明

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プロック図である。

図 2は、 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プロッ ク図である。

図 3は、 図 2に示した磁界分布計測装置の詳細な構成を示すプロック図である。 図 4は、 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は、 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は、 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は、 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。

図 9は、 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プロック図である。

図 1 O Aおよび 1 0 Bは、 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 1 1は、 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 1 2は、 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 一図である。

図 1 3は、 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口 一図である。 発明を実施するための最良の形態

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。

[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プロック図である。

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 S QU I D 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。

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。

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、 興窗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。

一方、 核磁気共鳴 （MR I ) 法、 X線 C T法、 心エコー図法、 心筋 S P E C T 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） 1 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。

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。

表示装置 4は、 第 1の演算装置によつて生成された第 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。

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。

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、 M S R) 1 1内において、 被験者 1 2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、 S Q U I D磁束計を内蔵するデュヮ 一 1 3と、 磁界分布データの演算部 1 4とを備えている。

デュワー 1 3内には液体ヘリゥ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 S Q U I D磁束計が収納されている。

図 3は、 図 2に示した M S R 1 1内のデュワー 1 3内の超低温系に設置される S Q U I D磁束計 1 5、 および常温系の M S R 1 1内に設置される演算部 1 4を より詳細に示すブロック図である。

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 M S R 1 1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ヤ ネル分設けられていることになる。

以下に、 図 3を参照して、 1チャネル分の S Q U I D磁束計による磁界データ の生成について説明する。

まず、 S Q U I D磁束計 1 5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 1 6を備える。 ピックアップコ ィル 1 6が磁場を捉えると電流が流れ、 この電流はコイル 1 7に引き込まれて N bシールド 2 0内に磁場を生じさせる。 '

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 1 8内に形成 され、 この超電導ループ 1 8の両端の電圧を、 常温系の M S R 1 1内に設置され た演算部 1 4の増幅器によって検出し、 演算部 1 4は、 検出電圧に変化が生じな いよう、 N bシールド 2 0内のモジュレーションコイル 1 9に流れる電流を調整 する。

すなわち、 この S Q U I D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 1 8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 コィノレ 1 9に流れる電流を調整してモジュレーションコイル 1 9に発生する磁場 を制御することにより、 超電導ループ 1 8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 1 6で検出される磁場を、 演算部 1 4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 （fl_ux locked loop：以下、 F L L ) と呼ばれる周知 の技術である。

このような S Q U I D磁束計 1 5およびその演算部 1 4は周知の技術であるた め、 これ以上の説明を省略する。

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。

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 （S Q U I D磁 束計） を配列し、 胸部前面上の磁場を多点測定しょ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。

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 S Q U I D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。

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。

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。

第 1の演算装置 2が、 磁界分布計測装置 1によつ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。

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一 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— 1 5 7 7 3 5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。

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。

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。

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。

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 MR I法、 X線 C T法、 心エコー図法、 心筋 S P E C T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。

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 1 1— 1 2 8 2 2 4号公報、 国際公開 W〇 9 8 / 1 5 2 2 6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。

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。 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。

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。

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、 複数のスラィ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。

図 6において、 Α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。

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、 逆に伝播速度の速レ、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。

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ィ直として表示装置 4上に表示してもよい。

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。

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。

図 7を参照すると、 まずステップ S 1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。

次に、 ステップ S 2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 MR I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。

次に、 ステップ S 3において、 解析の初期時刻を t _s、 解析の終了時刻を t _e、 解析の時間間隔を Δ tと定める。

次に、 ステップ S 4において、 解析時刻 tに初期時刻 t _sを代入して解析を開 始する。 そして、 ステップ S 5において、 解析時刻 tが終了時刻 t _e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。

すなわち、 ステップ S 6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。

次に、 ステップ 7において、 時間 Δ tだけ先行する前回のループのステップ

S 6において得られた、 時刻 t— Δ t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 S 6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。

次に、 ステップ S 8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。

次に、 ステップ S 9において解析時刻 tに Δ tを加算する。

これらのステップ S 6〜S 9の処理が、 解析時刻 tが終了時刻 t _eに達したこ とがステップ S 5で判断されるまで繰返され、 終了時刻 t _e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。 以上のように、 この発明の実施の形態 1によれば、 S Q U I D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。

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、 力テーテ 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。

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。

[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、 MR I法、 X線 C T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。

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。

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プロック図である。

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。

磁界分布計測装置 1によつ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 Q R S 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。 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 Q R S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。

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。

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。

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。 ここで、 被験者 1 2の心電図を記録する心電計 2 1が設けられており、 これに より測定された被験者 1 2の心電図波形データは演算装置 5に与えられる。

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。 ここで、 図 1 0 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、 図 1 0 Bは 1心拍分の心電図波形を示している。

図 1 O Aおよび 1 0 Bを参照して、 心臓の洞房結節は心拍を決定するペースメ 一力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 （H I S ) 束からプ^/キンェ繊維系を介して 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 キンェ繊維系の刺激の伝播は、 心電図の Q R S群の期間に相当する。

したがって、 この P波から Q R S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 1 0 Aにおいて示すような正常ノレ 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。

このような図 1 0 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 1 0 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。

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 おける心筋內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。

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。

図 1 1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。

図 1 1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 つ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。

医師であれば、 図 1 1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。

図 1 2および図 1 3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。 まず、 図 1 2を参照して、 ステップ S 1 1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。

次に、 ステップ S 1 2において、 解析の初期時間を、 心電図の P波開始時刻 t と定め、 解析終了時刻を心電図の Q R S群終了時刻 t _eQRSと定め、 解析の時間 間隔を Δ Τと定める。

次に、 ステップ S 1 3において、 解析時刻 tに、 P波の開始時刻である t _sPを 代入する。

そして、 ステップ S 1 4において、 解析時間が終了時刻 t _eQRSに到達するまで、 以下のステップ S 1 5〜1 7の処理が繰返される。

すなわち、 ステップ S 1 5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。

次に、 ステップ S 1 6において、 ステップ S 1 5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。

次に、 ステップ S 1 7において、 解析時刻 tに Δ tを加算し、 ステップ S 1 4 に戻って終了時刻 t _eQRSに達したか否かを判定する。 ここで終了時刻 t _eQRS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 Q R S群に相当する期間に 対応づけて図 1 O 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。

次に、 図 1 3のステップ S 1 8に進み、 角科斤の初期時刻を t _sと定め、 角军析の 終了時刻と t _eと定め、 解析時間間隔を Δ tと定める。

次に、 ステップ S 1 9において、 解析時刻 tに初期時刻 t _sを代入する。

次に、 ステップ S 2 0において、 解析時刻 tが終了時刻 t _eに到達したことが 判断されるまで、 以下のステップ S 2 1〜S 2 4がループ状に実行される。 すなわち、 ステップ S 2 1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。

次に、 ステップ S 2 2において、 時間 Δ tだけ先行する前回のループのステツ プ S 2 1において得られた、 時刻 t - Δ t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 S 2 1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。

次に、 ステップ S 2 3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。

さらにステップ S 2 4において、 解析時刻 tに Δ tを加算し、 ステップ S 2 0 に戻って終了時刻 t _e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 1 2のフロー図で得られた刺激伝播経路 （図 1 0 A) の画像に重ね合わせて表示されることになる。

以上のように、 この発明の実施の形態 2によれば、 S QU I D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。

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、 力テーテ 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。

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。 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、 S AM (Synthetic Aperture Magnetometry) あるいは MU S I C (Multiple Signal Classification) などの種々の手法を用いることができる。

S AMや MU S I Cは、 これまで、 レーダゃソナ一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。

S AMや MU S I C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、 S AMについては、 1 9 9 9年発行の Proceedings of the 11th International Conference on Biomagnetism (D "Reent Advances in Biomagnetisra" (Tohoku University Press発行） の第 3 0 2頁力 ら第 3 0 5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。 MU S I Cについては、 平成 9年 1月 2 5日発行の Μ宏および栗城真也による 「脳磁気 科学一 S Q U I D計測と医学応用一」 （オーム社） の第 1 1 7頁から第 1 1 9頁 に詳細に説明されている。

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 つ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。 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。

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一プノレ キンェ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、 心筋內興奮の不均一伝 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。 産業上の利用可能性

以上のように、 この発明に係る心室遅延電位の心臓磁界診断装置および心筋內 興奮不均一伝播部位の同定方法によれば、 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ので、 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の非侵襲の診断に有用で ある。

Claims

請求の範囲

1 . 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装置 （ 1 ) 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の演算装置 （2 ) 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の演算装置 （3 ) と、

前記第 1の演算装置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の演算装置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装置 （4 ) 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。

2 . 前記第 1の演算装置によって生成される前記心筋内の 3次元電気的活動状態 を示すデータは、 心筋內興奮の伝播速度を示すデータである、 請求項 1に記載の 心臓磁界診断装置。

3 . 前記第 1の演算装置は、 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 2に記載の心臓磁

4 . 前記第 1の演算装置は、 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 3に記載の心臓磁界診断装置。

5 . 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装置 （ 1 ) と、

前記生成された磁界分布時系列データに基づいて前記被験者の心筋内の 3次元 電気的活動状態を示すデータを生成する演算装置 （5 ) と、

前記演算装置により生成されたデータに基づいて、 前記被験者の心臓の洞房結 節からヒス束一プルキンェ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装 置 （6 ) 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。

6 . 前記演算装置によって生成される前記心筋内の 3次元電気的活動状態を示す データは、 心筋内興奮の伝播速度を示すデータである、 請求項 5に記載の心臓磁

7 . 前記演算装置は、 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 6に記載の心臓磁界診

8 . 前記演算装置は、 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 7に記載の心臓磁界診断装置。

9 . 心筋内興奮不均一伝播部位の同定方法であって、

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表示することにより、 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次元的に同定することを可能 Γ備える、 心筋内興奮不均一伝播部位の同定方法。

1 0 . 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 9に記載の心筋内興奮不均一伝播部位の同定方法。

1 1 . 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、 請 求項 1 0に記載の心筋内興奮不均一伝播部位の同定方法。

1 2 . 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 1 1に記載の心筋内興奮不均一伝播部位の同定方法。

1 3 . 心筋内興奮不均一伝播部位の同定方法であって、

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一 プルキンェ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、 心筋内興奮不均一伝播部位の同定方法。

1 4 . 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 1 3に記載の心筋内興奮不均一伝播部位の同定方法。

1 5 . 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 1 4 に記載の心筋内興奮不均一伝播部位の同定方法。

1 6 . 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 1 5に記載の心筋内興奪の不均一伝播部位の同定方法。