(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
検査対象の心臓から発生する磁場を検出し，２次元に配列される複数のＳＱＵＩＤ磁束計と，前記複数のＳＱＵＩＤ磁束計を冷却する低温容器と，床面に固定され前記低温容器を保持するガントリーと，前記検査対象を保持し前記低温容器の底面に平行な上面をもつベッドと，前記複数のＳＱＵＩＤ磁束計による計測面をｘｙ面とする座標系（ｘ，ｙ，ｚ）をとるとき，前記ベッドをｘ，ｙ，ｚの各方向に移動させる手段と，前記ＳＱＵＩＤ磁束計を駆動する駆動回路と，前記ＳＱＵＩＤ磁束計により検出される磁場波形の信号を収集して演算処理を行なう演算処理装置と，演算処理の結果を表示する表示手段と，ｘｚ面内で扇状に広がり，前記低温容器の底部の外周面に印されるｘｚ標識を照射する第１の扇状レーザを発生する第１のレーザ源と，ｙｚ面に平行な面内で扇状に広がり，前記低温容器の底部の外周面に印されるｙｚ標識を照射する第２の扇状レーザを発生する第２のレーザ源と，前記第１及び第２の扇状レーザに交叉するように，前記ベッドの前記上面を斜め方向から照射する線状のレーザビームを発生する第３のレーザ源と，前記ガントリーに前記第１のレーザ源を固定する第１のフレームと，前記ベッドを保持する保持台に前記第２のレーザ源を固定する第２のフレームと，前記第３のレーザ源を壁面に固定する第３のフレームとを有し，前記第２の扇状レーザが，前記検査対象の胸部の第１の点の体表面に配置された第１のマーカにより示される第１の基準点と，前記検査対象の胸部の第２の点の体表面に配置された第２のマーカにより示される第２の基準点とを通るように，前記第２のレーザ源がｘ方向に移動され，前記第１の基準点と前記第２の基準点とを結ぶ線が，前記複数のＳＱＵＩＤ磁束計の中心が配列する１方向に一致，又は平行となるように，前記検査対象の胸部が前記低温容器の底面の下部に配置されて，前記検査対象の位置が調整され，前記第１の扇状レーザが前記第１の基準点を通るように，前記ベッドがｙ方向に移動され，前記第２の扇状レーザがｙｚ面に一致するように，前記ベッドがｘ方向に移動された後，前記線状のレーザビームが前記第１の基準点に一致するまで，前記ベッドがｚ方向に移動され，前記演算処理装置は，（１）前記磁場波形の信号から前記検査対象の心臓の活動に関する機能情報を表わす画像を作成する処理と，（２）前記第１のマーカが前記第１の基準点に配置されて，撮像装置により撮影された前記検査対象の心臓を含む形態画像の画素の大きさに，前記機能情報を表わす画像の画素の大きさを一致させ，前記形態画像と同じ大きさの画素を持つ機能画像を作成する処理と，（３）前記機能画像に於ける前記第１の基準点の位置と，前記形態画像に於ける前記第１のマーカの位置とを一致させる処理と，及び，（４）前記機能画像と前記形態画像との合成画像を作成する処理とを実行し，前記合成画像が前記表示手段に表示されることを特徴とする生体磁場計測装置。
【請求項２】
請求項１に記載の生体磁場計測装置に於いて，前記形態画像が，ＭＲＩ装置により撮影された前記検査対象の胸部の面にほぼ平行又は垂直な断層像，３次元ＸＣＴ装置により撮影された前記検査対象の胸部の面にほぼ平行又は垂直な断層像，Ｘ線撮影装置により撮影された前記検査対象の胸部Ｘ線画像の何れかであることを特徴とする生体磁場計測装置。
【請求項３】
請求項１に記載の生体磁場計測装置に於いて，前記（４）の処理に先立って，（３）前記形態画像を前記第１の基準点を中心に回転させて，前記形態画像に於ける前記検査対象の体軸方向と，前記機能画像に於ける前記検査対象の体軸方向の画素の配列方向とを一致させる処理を含むことを特徴とする生体磁場計測装置。
【請求項４】
請求項１に記載の生体磁場計測装置において，前記第１の点が前記検査対象の剣状突起であり，前記第２の点が前記検査対象の頸切痕であることを特徴とする生体磁場計測装置。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は，生体から発する微弱磁場の検出を行なう超伝導デバイスであるＳＱＵＩＤ（Ｓｕｐｅｒｃｏｎｄｕｃｔｉｎｇ  Ｑｕａｎｔｕｍ  Ｉｎｔｅｒｆｅｒｅｎｃｅ  Ｄｅｖｉｃｅ：超伝導量子干渉素子）磁束計を用いた生体磁場計測装置に関し，特に，心臓の活動に関する機能情報と心臓の形態画像とを容易に合成できる生体磁場計測装置及び生体磁場計測方法，生体磁場計測装置のためのデータ処理方法及び検査対象の位置決め方法に関する。
【０００２】
【従来の技術】
図１６に示すように，脳機能を計測する従来の生体磁場計測装置では，複数の検出コイル１２を，外形を頭部の曲率に合わせたデユアの底部１１に配置し，頭部の複数個所に設置した磁場発生コイル１３に通電して発生する磁場を検出コイル１２により計測して，磁場発生コイル１３により発生する磁場と検出コイル１２の出力との関係をシミュレートする。検出コイル１２による計測データとシミュレートした検出コイル１２の出力との差を最小とする磁場発生コイル１３の位置を推定することによって，磁場発生コイル１３を配置した頭部の個所の位置座標を特定している（例えば，特開平４−３０３４１６号公報）。
【０００３】
図１７に示すように，ＭＲＩ（核磁気共鳴）装置による頭部の形態画像の計測では，図１６に示す磁場発生コイル１３を配置した頭部の箇所と同一の個所に，ＭＲＩマーカ２１を配置して，ＭＲＩマーカ２１，及び頭部全体を含む頭部の断層像を計測して，ＭＲＩマーカ２１の位置座標をＭＲＩ画像を使用して特定している（例えば，特開平４−３０３４１６号公報）。
【０００４】
脳磁場の計測結果と形態を表わす頭部のＭＲＩ画像との合成では，磁場発生コイル１３の位置座標とＭＲＩマーカ２１の位置座標との関係を求め，例えば，脳磁場の計測によって得られた脳の活動部位の位置を形態画像上に表示する際には，ＭＲＩ装置による頭部の断層像を用いて活動部位の位置に対応する座標を含むように頭部の断層画像を再構成して，脳の活動部位とＭＲＩ画像とを合成して表示している（例えば，Ａ．Ｕｃｈｉｄａ  ｅｔ  ａｌ．，ＡＶＳＴＭ  ｂａｓｅｄ  Ｂｒａｉｎ  Ａｃｔｉｖｉｔｙ  Ａｎａｌｙｓｉｓ  Ｓｙｓｔｅｍ  ｗｉｔｈ  ａ  Ｒｅａｌ  Ｈｅａｄ  Ｓｈａｐｅ，Ｒｅｃｅｎｔ  Ａｄｖａｎｃｅｓ  ｉｎ  Ｂｉｏｍａｇｎｅｔｉｓｍ，Ｅｄｉｔｅｄ  ｂｙ  Ｔ．Ｙｏｓｈｉｍｏｔｏ  ｅｔ  ａｌ．，Ｔｏｈｏｋｕ  Ｕｎｉｖｅｒｓｉｔｙ  Ｐｒｅｓｓ，ｐｐ１７７−１８０，１９９９）。
【０００５】
従来技術では，生体磁場計測装置に於いて，ベッドに搭載された検査対象とデュアの位置関係を設定する各種の方法が報告されている（例えば，特開平３−２４４４３３号公報，特開平２−１８０２４４号公報，特開平４−１０９９２９号公報）。
【０００６】
【発明が解決しようとする課題】
脳磁場の計測に於ける上記従来技術を，単純に胸部から発する生体磁場の計測に適用する場合，上記従来技術では，脳磁場の計測に於いて，頭部の位置座標を特定するために配置された磁場発生コイルの位置座標を特定するために，複雑なシミュレーション計算を必要とする問題，ＭＲＩ画像ではＭＲＩマーカの座標の読み取りを必要とする問題があった。更に，脳磁場の計測結果とＭＲＩ画像との合成では，磁場発生コイルの座標とＭＲＩマーカの座標との関係を求め，ＭＲＩ装置による断層像を用いて脳の活動部位の位置に対応する座標を含むように頭部の断層画像を再構成する計算を必要とする問題があった。
【０００７】
本発明の目的は，上記従来の問題点を解決する生体磁場計測装置を提供することにあり，本発明の目的は，特に，心臓から発する磁場を検出する際に，検査対象の心臓の位置とセンサアレイの位置合わせと，ＳＱＵＩＤ（Ｓｕｐｅｒｃｏｎｄｕｃｔｉｎｇ  Ｑｕａｎｔｕｍ  Ｉｎｔｅｒｆｅｒｅｎｃｅ  Ｄｅｖｉｃｅ：超伝導量子干渉素子）磁束計から大きな信号出力を得る操作を，短時間に，しかも容易に実現できる生体磁場計測装置，及び生体磁場計測方法を提供することにある。
【０００８】
また，本発明の目的は，生体磁場計測装置により得られる心臓の活動に関する機能情報と生体磁場計測装置以外の撮像装置により得られる形態画像との合成画像を容易に作成して，合成画像を表示できる生体磁場計測装置を提供することにある。
【０００９】
更に，本発明の目的は，生体磁場計測装置に於いて合成画像を表示するためのデータ処理方法，合成画像の表示するさいの生体磁場計測装置のための検査対象の好適な位置決め方法を提供することにある。
【００１０】
【課題を解決するための手段】
本発明の生体磁場計測装置の代表的な構成について説明する。本発明の生体磁場計測装置は，検査対象を搭載するベッドと，ベッドを保持する保持台と，複数のＳＱＵＩＤ磁束計を冷却する低温容器と，低温容器を床面に対して既知の距離に保持する床面に固定されたガントリーとを具備する。低温容器の底面，及びベッドの上面は床面に対してほぼ平行に配置される。
【００１１】
低温容器はその底部の外周面に於いて座標系（ｘ，ｙ，ｚ）のｘｚ面を表わすｘｚ標識，及びｙｚ面を表わすｙｚ標識を有し，座標系（ｘ，ｙ，ｚ）に於いて，ｘｙ面は低温容器の底面に平行であり，ｚ軸は低温容器の底面に垂直である。
【００１２】
複数のＳＱＵＩＤ磁束計は，低温容器内部の底面に近傍に，ｘ方向，及びｙ方向にそれぞれ配列され，例えば，検査対象の心臓から発生する磁場のＺ方向の成分を検出する磁束計である。複数のＳＱＵＩＤ磁束計として，検査対象の心臓から発生する磁場のｘ方向の成分，及びｙ方向の成分を検出する磁束計を使用してもよい。
【００１３】
低温容器の底面とベッドとの位置関係の調整に使用する光学系として，ｘｚ面内で扇状に広がる第１の扇状レーザを発生する第１のレーザ源と，ｙｚ面内で扇状に広がる第２の扇状レーザを発生する第２のレーザ源と，第１，及び第２の扇状レーザに交叉して，斜め方向からベッドの面に照射される線状のレーザビームを発生する第３のレーザ源とを使用する。第１のレーザ源はガントリーに固定されるフレームに固定され，第２のレーザ源は保持台に固定されるフレームに固定され，第３のレーザ源は床面，天井，壁面の何れかに固定されるフレームに固定される。
【００１４】
３つのレーザ源から発生するレーザの照射方向を変更する手段として，第１の扇状レーザがｘｚ標識を照射するように，第１の扇状レーザの照射方位を変更する第１の位置変更手段と，第２の扇状レーザがｙｚ標識を照射するように，第２の扇状レーザの照射方位を変更する第２の位置変更手段と，線状のレーザビームが，第１の扇状レーザと第２の扇状レーザの交叉する線，及び，ｚ軸とベッドの面との交叉点を照射するように，線状のレーザビームの照射方向を変更する第３の位置変更手段とを使用する。
【００１５】
低温容器の底面に対してベッドの位置を移動させる手段として，床面で保持台をｘ方向に移動させるｘ方向移動手段と，保持台の上でベッドをｙ方向に移動させるｙ方向移動手段と，保持台の上でベッドをｚ方向に移動させるｚ方向移動手段とを使用する。
【００１６】
低温容器の底面に対するベッドの位置の移動とともに，ベッドと床面との間の距離は，距離測定手段により自動的に測定され測定値が表示器に表示される。
【００１７】
この構成では，第１のレーザ源からの第１の扇状レーザ，第２のレーザ源からの第２の扇状レーザ，及び，第３のレーザ源からの線状のレーザビームの照射方向の変更と，ベッドのｘ，ｙ，ｚ方向の移動を行ない，簡単な構成により，ベッドの高さ位置を計測でき，ベッドに搭載された検査対象と低温容器の底面との位置関係を調整することができる。
【００１８】
本発明の生体磁場計測装置の他の代表的な構成では，検査対象の心臓から発生する磁場の法線方向の磁場成分を検出する複数のＳＱＵＩＤ磁束計が，低温容器（デュア）の内部の底部に２次元に配列され，低温に冷却されている。ＳＱＵＩＤ磁束計は駆動回路駆動により駆動され，ＳＱＵＩＤ磁束計により検出される法線方向の磁場成分の磁場波形の信号は，演算処理，装置の各部の制御を行なう計算機等の演算処理装置により収集される。計測に先立って，検査対象の胸部の第１の点の体表面に第１の基準点を示す第１のマーカが，検査対象の胸部の第２の点の体表面に第２の基準点を示す第２のマーカが，それぞれ配置される。
【００１９】
生体磁場計測装置には座標系（ｘ，ｙ，ｚ）が設定され，ｘｚ面内で扇状に広がる扇状レーザ，ｙｚ面に平行な内で扇状に広がる扇状レーザ，及び，これら２つの扇状レーザに交叉して，斜め方向からベッドの面に照射される線状のレーザビームの合計３つのレーザを用いて，ベッド上の検査対象の胸部の面とデュアの底部面との位置関係を調整する。座標系（ｘ，ｙ，ｚ）のｘｙ面はＳＱＵＩＤ磁束計による計測面に設定される。デュアの底面は，ｘｙ面，計測面，及びベッドの上面に平行で，ベッドの上面とデュアの底面との間の距離は既知である。
【００２０】
ベッドを最も低い高さとして検査対象を搭載した時の検査対象の体表面の高さより十分高い位置までベッドをｚ方向に移動させ，３つのレーザを用いて，ｚ軸とベッドの面との交叉点に上記の線状のレーザビームが照射されるように，上記の線状のレーザビームの照射方向を設定し，デュアの底面とベッドの上面との間の距離を測定する。ベッドを低い位置に下げて検査対象をベッドに搭載し，ｙｚ面に平行な面内で扇状に広がる扇状レーザが第１の基準点，及び第２の基準点を通るように，ｙｚ面に平行な面内で扇状に広がる扇状レーザをｘ方向に移動させて，第１の基準点，及び第２の基準点とを結ぶ線が，ＳＱＵＩＤ磁束計の中心が配列する１方向に平行に，又は，ＳＱＵＩＤ磁束計の中心が配列する１方向に一致するように，検査対象の位置を調整する。
【００２１】
次に，ｘｚ面内で扇状に広がる扇状レーザが，第１の基準点を通るようにベッドをｙ方向に移動させ，ｙｚ面に平行な面内で扇状に広がる扇状レーザがｙｚ面に一致するようにベッドをｘ方向に移動させた後に，上記の線状のレーザビームの照射点が第１の基準点に一致するまで，ベッドをｚ方向に移動させる。次に，検査対象の体表面がデュアの底面に接するまでベッドをｚ方向で移動させて，移動量を求め，デュアの底面に接して検査対象の胸部を配置するので，デュアの底面と第１の基準点との間の距離を求めることができる。剣状突起，及び頸切痕の位置は触診により再現性良く容易に判定できるので，第１の点として検査対象の剣状突起の体表面位置，第２の点として検査対象の頸切痕の体表面位置を選ぶのが好ましい。
【００２２】
演算処理装置は，（１）磁場波形の信号から検査対象の心臓の活動に関する機能情報を表わす画像を作成する処理，（２）検査対象の胸部の第１の点の体表面に第１の基準点を示す第１のマーカが配置されて，撮像装置により撮影された検査対象の胸部の形態画像の画素の大きさに，機能情報を表わす画像の画素の大きさを一致させ，形態画像と同じ大きさの画素を持つ機能画像を作成する処理，（３）機能画像に於ける第１の基準点の位置と，形態画像に於ける第１のマーカの位置とを一致させる処理，（４）機能画像と形態画像との合成画像を作成する処理とを含むデータ処理方法を実行する。また，（４）の処理に先立って，（３’）形態画像を第１の基準点を中心に回転させて，形態画像に於ける検査対象の体軸方向と，機能画像に於ける検査対象の体軸方向の画素の配列方向とを一致させる処理を行なう。
【００２３】
更に，演算処理装置は，以下のデータ処理方法を実行して（１）の処理を行なう。（ａ）計測された法線方向の磁場成分の磁場波形の信号を用いて，検査対象の心臓の活性化部位を電流源として推定する処理と，機能情報を表わす画像として，電流源の位置を含む画像を作成する処理とを行なう。計測された法線方向の磁場成分から，検査対象の心臓から発生する磁場の接線方向の磁場成分を求める処理を行ない，接線方向の磁場成分の磁場波形の信号を用いて，次の処理を行なう。（ｂ）等しい磁場強度をもつ座標点を結ぶ等磁場線図を作成する処理を行ない，機能情報を表わす画像として等磁場線図を得る。（ｃ）検査対象の心臓の活性化部位を２次元の電流分布として表示するアローマップを作成する処理を行ない，機能情報を表わす画像としてアローマップを得る。（ｄ）検査対象の心臓の活動の特定の時相を含む時間区間で磁場波形を積分して積分強度を求め，等しい積分強度をもつ座標点を結ぶ等磁場積分図を作成する処理を行ない，機能情報を表わす画像として等磁場積分図を得る。（ｅ）検査対象の心臓の活動の異なる２つの時相を含む時間区間でそれぞれ接線方向の磁場成分の磁場波形を積分して積分強度を求め，異なる２つの時相を含む時間区間での積分強度の差が等しい値をもつ座標点を結ぶ等磁場積分図を作成する処理を行ない，機能情報を表わす画像として等磁場積分図を得る。
【００２４】
形態画像は，例えば，ＭＲＩ装置により撮影された検査対象の胸部の面にほぼ平行又は垂直な断層像，３次元ＸＣＴ装置により撮影された検査対象の胸部の面にほぼ平行又は垂直な断層像，Ｘ線撮影装置により撮影された検査対象の胸部Ｘ線画像の何れかから選択される。選択された形態画像と，（ａ）から（ｅ）により得られた機能情報を表わす画像の何れかとを使用して，演算処理装置は，（２）から（４），（３’）の処理をを含むデータ処理方法を実行する。
【００２５】
以上説明した本発明の構成によれば，検査対象の心臓から発する磁場の検出に先立ち，２つの扇状レーザ，線状のレーザビームの合計３つのレーザを用いて，簡単な構成により，ベッド上の検査対象の胸部の面とデュアの底部面との位置関係を調整することができる。この結果，心臓のセンサアレイの面への投影のほぼ全体がセンサアレイの領域内に位置し，検査対象の胸部の体表がデュアの下面に接することになり，大きな信号出力が得られる。上記の位置関係の調整を行なう操作は，短時間に，しかも容易に実行で可能である。
【００２６】
また，本発明によれば，磁場源を推定するための磁場発生のシミュレーション計算，及び断層像の再構成計算のような複雑な計算を実行せず，生体磁場計測装置により得られる生体機能情報，特に，心臓から発する磁場の計測により得られる磁場波形から求めた等磁場線図，アローマップ，等磁場積分図，電流ダイポールの位置推定の結果等により表わされる心臓の活動に関する機能情報と，核磁気共鳴（ＭＲＩ）装置，３次元ＸＣＴ装置等により得られる胸部の面にほぼ平行又は垂直な形態画像（断層像）との合成画像，あるいは，Ｘ線撮影装置により得られる胸部Ｘ線画像のような透過像との合成画像を容易に作成して合成画像を表示できる。
【００２７】
多くの場合，ＭＲＩ装置，３次元ＸＣＴ装置では，検査対象が搭載されるベッドは水平に保持されており，画像撮影では，検査対象はベッドの長軸方向と検査対象の体軸がほぼ一致するようにベッドに搭載される。また，Ｘ線撮影装置による胸部Ｘ線画像（Ｘ線透過像）は，検査対象は立位，又は椅子に座った正座位で撮影されることが多く，一般病棟のベッドに寝た状態で撮影されることもある。
【００２８】
ＭＲＩ装置，３次元ＸＣＴ装置に於ける撮影に於いて，ベッドの長軸方向と検査対象の体軸が正確に一致しない場合でも，（３’）の処理を行なうことにより，形態画像に於ける検査対象の体軸方向と，機能画像に於ける検査対象の体軸方向（第１の基準点と第２の基準点とを結ぶ方向）の画素の配列方向とを一致させることができる。
【００２９】
即ち，形態画像を第１の基準点（ＭＲＩマーカの像の中心の位置，又はＸ線マーカの像の中心の位置）を中心に回転させた画像と機能画像との合成画像を作成できるので，機能画像と形態画像とのより正確な合成画像を作成できる。例えば，胸部Ｘ線画像（Ｘ線透過像）に於ける背骨の中心ラインと，機能画像に於ける検査対象の体軸方向の画素の配列方向とを一致させるように，形態画像を第１の基準点（Ｘ線マーカの像の中心の位置）を中心に回転させて，機能画像と形態画像とのより正確な合成画像を作成できる。
【００３０】
本発明に於ける，生体機能情報を表わす画像と形態画像との合成画像を得る生体磁場計測装置の代表的な構成を，図２を参照して要約すると次の通りである。検査対象３５の剣状突起の体表面に第１の基準点を示す第１のマーカ３７が，頸切痕の体表面に第２の基準点を示す第２のマーカ３８がそれぞれ配置され，第１，第２の基準点を結ぶ線が，低温容器３６の内部でＳＱＵＩＤ磁束計が配列する１方向に沿うように，低温容器の底面の下部に胸部が配置される。演算処理装置は，（１）磁場波形の信号から心臓の活動に関する機能情報を表わす画像を作成する処理，（２）剣状突起の体表面に第１の基準点を示す第１のマーカが配置されて，撮像装置により撮影された心臓を含む形態画像の画素の大きさに，機能情報を表わす画像の画素の大きさを一致させ，形態画像と同じ大きさの画素を持つ機能画像を作成する処理，（３）機能画像に於ける第１の基準点の位置と，形態画像に於ける第１の基準点の位置を一致させる処理，（４）機能画像と形態画像との合成画像を作成する処理とを実行する。
【００３１】
【発明の実施の形態】
本発明の生体磁場計測装置は，ベッドと，ベッドを保持する保持台，低温容器，ガントリーを具備している。低温容器内部の底面の近傍の面に，ｘ方向，及びｙ方向にそれぞれ複数のＳＱＵＩＤ磁束計が配列され，冷却されている。低温容器の底部の外周面に於いて座標系（ｘ，ｙ，ｚ）のｘｚ面を表わすｘｚ標識，及びｙｚ面を表わすｙｚ標識が印されている。座標系（ｘ，ｙ，ｚ）に於いて，ｘｙ面は低温容器の底面に平行であり，ｚ軸は低温容器の底面に垂直である。
【００３２】
低温容器を保持するガントリーは床面に固定されている。低温容器の底面と床面との間の距離は予め設定された既知の値であり，低温容器の底面は床面に対して固定された位置にある。低温容器の底面，及びベッドの上面は床面に対してほぼ平行に配置される。
【００３３】
複数のＳＱＵＩＤ磁束計は，Ｚ方向の磁場成分を検出する磁束計，又は，ｘ方向の成分，及びｙ方向の磁場成分を検出する磁束計を使用する。
【００３４】
低温容器の底面とベッドとの位置関係の調整に使用する光学系として，ｘｚ面内で扇状に広がる第１の扇状レーザを発生する第１のレーザ源と，ｙｚ面内で扇状に広がる第２の扇状レーザを発生する第２のレーザ源と，第１，及び第２の扇状レーザに交叉するように，斜め方向からベッドの面に照射する線状のレーザビームを発生する第３のレーザ源とを使用する。第１のレーザ源はガントリーに固定されるフレームに固定され，第２のレーザ源は保持台に固定されるフレームに固定され，第３のレーザ源は床面，天井，壁面の何れかに固定されるフレームに固定されている。
【００３５】
３つのレーザ源から発生するレーザの照射方向を変更する手段として，第１の扇状レーザがｘｚ標識を照射するように，第１の扇状レーザの照射方位を変更する第１の位置変更手段と，第２の扇状レーザがｙｚ標識を照射するように，第２の扇状レーザの照射方位を変更する第２の位置変更手段と，線状のレーザビームが，第１の扇状レーザと第２の扇状レーザの交叉する線，及び，ｚ軸とベッドの面との交叉点を照射するように，線状のレーザビームの照射方向を変更する第３の位置変更手段とを使用する。
【００３６】
低温容器の底面に対してベッドの位置を移動させる手段として，床面で保持台をｘ方向に移動させるｘ方向移動手段と，保持台の上でベッドをｙ方向に移動させるｙ方向移動手段と，保持台の上でベッドをｚ方向に移動させるｚ方向移動手段とを使用する。
【００３７】
低温容器の底面に対するベッドの位置の移動とともに，ベッドと床面との間の距離は，自動的に距離測定手段により測定され，距離が表示器に表示される。
【００３８】
上記の生体磁場計測装置には以下に説明する代表的な位置決め方法，及び，生体磁場計測方法が適用される。
【００３９】
本発明の代表的な，生体磁場計測装置のための検査対象の位置決め方法は，（１）第１の扇状レーザがｘｚ標識を照射するように，第１の扇状レーザの照射方位を設定し，（２）第２の扇状レーザがｙｚ標識を照射するように，第２の扇状レーザの照射方位を設定し，（３）線状のレーザビームが，第１の扇状レーザと第２の扇状レーザの交叉する線，及び，ｚ軸とベッドの面との交叉点を照射するように，線状のレーザビームの照射方向を設定し，（４）ｙｚ面内で第２の扇状レーザが，検査対象の胸部の第１の点の体表面に配置された第１のマーカにより示される第１の基準点，及び検査対象の胸部の第２の点の体表面に配置された第２のマーカにより示される第２の基準点を通るように，第２の扇状レーザの照射方位を設定し，（５）第２の扇状レーザがｙｚ標識を照射するようにベッドをｘ方向に移動させ，（６）ｘｚ面内で第１の扇状レーザが第１の基準点を通るように，ベッドをｙ方向に移動させることにより，第１の基準点と第２の基準点とを結ぶ線が，ＳＱＵＩＤ磁束計の中心が配列する１方向に一致，又は平行となるように，検査対象の胸部が低温容器の底面の下部に配置される。
【００４０】
上記の位置決め方法は，更に，（７）線状のレーザビームの照射点が，第１の基準点に一致するまでベッドをｚ方向に移動させ，（８）検査対象の体表面が，低温容器の底面に接するまでベッドをｚ方向で移動させて，第１の基準点と低温容器の底面との間の距離を求める。また，第１の点として検査対象の剣状突起を，第２の点として検査対象の頸切痕をそれぞれ使用する。
【００４１】
本発明の代表的な，生体磁場計測装置のための生体磁場計測方法は，（１）ｘｚ面内で扇状に広がる第１の扇状レーザがｘｚ標識を照射するように，第１の扇状レーザの照射方位を設定し，（２）ｙｚ面内で扇状に広がる第２の扇状レーザがｙｚ標識を照射するように，第２の扇状レーザの照射方位を設定し，（３）第１の扇状レーザ，及び第２の扇状レーザに交叉するように，斜め方向からベッドの面に照射される線状のレーザビームが，第１の扇状レーザと第２の扇状レーザの交叉する線，及び，ｚ軸とベッドの面との交叉点を照射するように，線状のレーザビームの照射方向を設定し，（４）ｙｚ面内で第２の扇状レーザが，検査対象の剣状突起の体表面に配置された第１のマーカにより示される第１の基準点，及び検査対象の頸切痕の体表面に配置された第２のマーカにより示される第２の基準点を通るように，第２の扇状レーザの照射方位を設定し，（５）第２の扇状レーザがｙｚ標識を照射するようにベッドをｘ方向に移動させ，（６）ｘｚ面内で第１の扇状レーザが第１の基準点を通るように，ベッドをｙ方向に移動させ，（７）線状のレーザビームの照射点が第１の基準点に一致するまでベッドをｚ方向に移動させ，（８）検査対象の体表面が低温容器の底面に接するまでベッドをｚ方向で移動させて第１の基準点と低温容器の底面との間の距離を求め，その後，（９）検査対象の心臓から発する磁場を検出する。第１の基準点と第２の基準点とを結ぶ線が，ＳＱＵＩＤ磁束計の中心が配列する１方向に一致，又は平行となるように，検査対象の胸部が低温容器の底面の下部に配置される。
【００４２】
以下，本発明の実施例を図面に基づいて詳細に説明する。
（第１の実施例）
図１は，本発明の第１の実施例の生体磁場計測装置の全体の構成例を示す図であり，図２は，本発明の第１の実施例の生体磁場計測装置の構成例の詳細を説明する図である。図１に示すように，磁気シールドルーム２の内部に，検査対象３５が横たわるベッド３１と，デュア（低温容器）３６を保持するガントリー４６とが配置されている。生体から発生するｚ方向（法線方向）の磁場信号を検出するための複数のセンサ（ＳＱＵＩＤ磁束計）が，デュア３６の内部の底部の近傍にｘ，ｙ方向に格子状に２次元に配置されている（２次元に配置された複数のセンサをセンサアレイと呼ぶ）。
【００４３】
図４に示すように，心臓から発生する微弱な磁場を測定する６４個のＳＱＵＩＤ磁束計は，低温容器（デュア）３６の内部の底部に，８×８の正方格子の各格子点に２次元に配置されている。各ＳＱＵＩＤ磁束計は，検出コイルと補償コイルとを有する１次微分型検出コイルを有し，法線方向（ｚ方向，体表面に対して垂直な方向）の磁場を検出する。
【００４４】
センサアレイは駆動回路６により駆動され，センサアレイからの出力はアンプフィルタユニット７により増幅されフイルタ処理がなされた後に，計算機（演算処理装置）８に収集される。
【００４５】
計算機（演算処理装置）８は，センサアレイにより検出された心臓から発生する磁場の法線方向の平均磁場波形又は加算磁場波形を求める演算等を実行した後に，法線方向の平均磁場波形又は加算磁場波形から，心臓から発生する磁場の接線方向の磁場成分を求める。更に，接線方向の磁場成分を使用して，計算機８は，複数のセンサが配列される座標点での，磁場分布の解析，等しい磁場強度をもつ座標点を結ぶ等磁場線図の作成，検査対象の心臓の活性化部位を２次元の電流分布として表示するアローマップの作成，心臓の活動の特定の時相（時間帯）を含む時間区間で磁場波形を積分して積分強度を求め等しい積分強度をもつ座標点を結ぶ等磁場積分図の作成，法線方向の磁場成分から電流源の位置を推定する等の各種の演算処理を行ない，処理結果を表示装置に表示する。
【００４６】
なお，法線方向の磁場成分から接線方向の磁場成分を求める方法，接線方向の磁場成分を用いて，等磁場線図を作成する方法，等磁場積分図を作成する方法は，本発明者らにより初めて開発された方法であり，公知の技術である（特開平１０−３０５０１９号公報を参照）。
【００４７】
ｔを時間変数，ＳＱＵＩＤ磁束計の座標を（ｘ，ｙ）とし，計測された法線方向の磁場成分をＢｚ（ｘ，ｙ，ｔ）とする時，接線方向の磁場成分Ｂｘ（ｘ，ｙ，ｔ），Ｂｙ（ｘ，ｙ，ｔ）は（数１），（数２）により得られる。
【００４８】
【数１】
Ｂｘ（ｘ，ｙ，ｔ）＝∂Ｂｚ（ｘ，ｙ，ｔ）／∂ｘ              …（数１）
【００４９】
【数２】
Ｂｙ（ｘ，ｙ，ｔ）＝∂Ｂｚ（ｘ，ｙ，ｔ）／∂ｙ              …（数２）
図２に示すように，第１の実施例の生体磁場計測装置は，検査対象３５が搭載されるベッド３１を，左右方向（ｙ軸方向）３２に移動させるｙ軸方向移動手段と，前後方向（ｘ軸方向）３３に移動させるｘ軸方向移動手段と，上下方向（ｚ軸方向）３４に移動させるｚ軸方向移動手段とを具備している。ベッド３１の上面はデュア３６の底面と平行，即ちｘｙ面と平行に常に保持されている。ベッド３１はベッド保持台３１−１に保持され，送り用レール３１−２の上でｘ軸方向３３に図示しない前後送りハンドルの操作により移動可能であり，ベッド３１はベッド保持台３１−１の上でｙ軸方向３２に左右送りハンドル３１−３の操作により移動可能であり，また，ベッド３１はベッド保持台３１−１の上で油圧ポンプハンドル３１−４によりｚ軸方向３４に移動可能である。
【００５０】
なお，本発明の生体磁場計測装置ではデュア３６の空間位置は固定されおり，計測面（図５に示す４０１）をｘｙ面として，例えば，検出コイルを具備するセンサ（ＳＱＵＩＤ磁束計）（図５に示す４０２）の各座標点（ｘ，ｙ）の重心位置を原点（０，０，０）とする生体磁場計測装置の座標系（ｘ，ｙ，ｚ）が設定される。座標系（ｘ，ｙ，ｚ）の原点として，センサアレイの特定の位置に配置されるセンサの位置を原点（０，０，０）としても良い。センサはデュア３６の内部の底部の近傍の，ベッド３１に平行な計測面（図５に示す４０１）にｘ，ｙ方向に格子状に２次元に配置されている。
【００５１】
また，デュア３６の下部の外周の側面には座標系（ｘ，ｙ，ｚ）のｘｚ面と外周の側面の交線を示すｘｚ標識３６−１，及び，ｙｚ面と外周の側面の交線を示すｙｚ標識３６−２が記されている。
【００５２】
第１の実施例の生体磁場計測装置は，ベッド３１の上の検査対象３５をデュア３６の底面に対して，一定の向き，及び一定の位置に配置するために，ベッド３１の長軸方向３９に広がる扇状のレーザ４０を発するレーザ発振器４１，ベッド３１の短軸方向４２に広がる扇状のレーザ４３を発するレーザ発振器４４，照射方向を変化させることにより，座標系（ｘ，ｙ，ｚ）のｚ軸と交叉する線状のレーザ４７を発するレーザ発振器４８，及び，ベッド３１の床面からの変位を計測する超音波変位センサ４５等を具備している。ｙｚ面に平行な面に扇状に照射されるレーザ４０，及び，ｘｚ面に平行な面に扇状に照射されるレーザ４３の広がりの角度はそれぞれ変更可能である。扇状のレーザ４０と扇状のレーザ４３との交線４９は座標系（ｘ，ｙ，ｚ）のｚ軸と平行である。レーザ４０，レーザ４３，レーザ４８の波長は３００ｎｍ〜８５０ｎｍであり，レーザ４０，レーザ４３，レーザ４８の代わりに，波長範囲３００ｎｍ〜８５０ｎｍの光を放射する他の光源を使用しても良い。
【００５３】
レーザ発振器４１は発振器ホルダ４１−１に保持され，発振器ホルダ４１−１はベッド保持台３１−１に固定されるパイプフレーム４１−２に，レーザ４０の照射方位が変化可能に，且つ，照射方位が特定方位となるように固定可能である（第２の位置変更手段）。同様に，レーザ発振器４４は，発振器ホルダ４４−１に保持され，発振器ホルダ４４−１はガントリー４６に固定されるパイプフレーム４４−２に，レーザ４３の照射方位が変化可能に，且つ，照射方位が特定方位となるように固定可能である。即ち，発振器ホルダ４１−１は，パイプフレーム４１−２の上でｘ軸方向３３に移動可能であり，パイプフレーム４１−２の軸の周りで回転（チルト）可能である（第１の位置変更手段）。
【００５４】
同様に，発振器ホルダ４４−１は，パイプフレーム４４−２の上でｙ軸方向３２に移動可能であり，パイプフレーム４１−２の軸の周りで回転（チルト）可能である。パイプフレーム４１−２は，ベッド３１に搭載される人体の足部の側のベッド保持台３１−１に固定され，波長範囲３００ｎｍ〜８５０ｎｍの光が目に入らないようにしている。パイプフレーム４４−２は，デュア３６の位置よりも上方で水平方向に迫り出している。
【００５５】
レーザ発振器４８は，発振器ホルダ４８−１に保持され，発振器ホルダ４８−１は床面，天井，壁面の何れかに固定されるパイプフレーム４８−２に，線状のレーザ４７の照射方向が変化可能に，且つ，照射方向が特定方位となるように固定可能である。発振器ホルダ４８−１は，パイプフレーム４８−２の上でｙ軸方向３２に移動可能であり，パイプフレーム４８−２の軸の周りで回転（チルト）可能である。パイプフレーム４８−２は，磁気シールドルームの内部の床面，又は壁面に固定される。
【００５６】
検査対象３５の心臓から発する磁場を計測するために，検査対象３５をデュア３６の底面に対して，即ち，座標系（ｘ，ｙ，ｚ）に於いて，一定の向き，一定の位置に配置する操作，例えば，心臓のセンサアレイの面への投影のほぼ全体がセンサアレイの領域内に位置し，検査対象３５の胸部の体表がデュア３６の下面に接するように配置するための操作を以下に，図３，図４を参照して説明する。
【００５７】
図３は，本発明の第１の実施例に於ける，ベッドに搭載される検査対象をデュアの下面に配置する手順の例を示す概略図，図４は，本発明の第１の実施例に於ける，ベッドに搭載される検査対象をデュアの下面に配置する際に使用する３つレーザの照射方向を調整を説明する図である。
【００５８】
以下の説明する第１の実施例では，心臓のｘｙ面への投影のほぼ全体がセンサアレイの領域内に位置するようにするため，座標系（ｘ，ｙ，ｚ）のｚ軸が予め設定したセンサーの位置を通るようにする。即ち，検査対象の剣状突起がｚ軸を通るように，センサアレイに対して検査対象の位置を調整し，心臓のセンサアレイの面への投影のほぼ全体がセンサアレイの領域内に位置するようにする。
【００５９】
工程１（参照番号５１）：まず，ベッド３１をｘ方向又は／及びｙ方向に移動させて，ベッド３１をデュア３６の下方に移動させる。次に，ベッド３１を最も低い高さとして検査対象３５を搭載した時の検査対象の体表面の高さより高い位置となるように，ベッド３１をｚ軸方向３４に移動させて，ベッド３１の上面の高さを設定する。この時，ベッド３１の床面からの高さＨＬは，超音波変位センサ４５により測定される。ベッド３１の床面からの高さの測定は，一般的な変位センサ（距離測定手段）により可能であり，例えば，超音波変位センサ４５の代わりに光学的に変位を検出する光学変位センサを使用することもできる。なお，ベッド３１の床面からの高さは，ベッド３１の上面と床面との間の距離，又は，ベッド３１の上面から一定の距離のｚ軸方向３４の位置にベッド３１の任意の位置に取り付けられ，ｚ軸方向３４のｚ軸方向移動手段によりベッド３１の上面と共に移動する変位センサの位置と床面との間の距離である。
【００６０】
発振器ホルダ４４−１の位置をパイプフレーム４４−２の上で移動させて，レーザ発振器（第１のレーザ光源）４４から発振されｘｚ面に平行な面に扇状に広がるレーザ４３（第１の扇状レーザ）の広がりの角度を必要に応じて変化させて，レーザ４３が，デュア３６の下部の外周の側面に記されたｘｚ標識３６−１を通りベッド３１の上面を照射する位置で，発振器ホルダ４４−１の位置がパイプフレーム４４−２に固定される。
【００６１】
発振器ホルダ４１−１の位置をパイプフレーム４１−２の上で移動させて，レーザ発振器（第２のレーザ光源）４１から発振されｙｚ面に平行な面に扇状に広がるレーザ４０（第２の扇状レーザ）の広がりの角度を必要に応じて変化させて，レーザ４０が，デュア３６の下部の外周の側面に記されたｙｚ標識３６−２を通りベッド３１の上面を照射する位置で，発振器ホルダ４１−１の位置がパイプフレーム４１−２に固定される。扇状のレーザ４０と扇状のレーザ４３は交叉して，座標系（ｘ，ｙ，ｚ）のｚ軸と平行な交叉線４９を形成する。
【００６２】
図４は，以下で説明する工程２に於ける３つレーザの照射方向の調整を説明する図である。
【００６３】
工程２（参照番号５２）：発振器ホルダ４８−１の位置のパイプフレーム４８−２の上でのｙ軸方向３２の移動と，発振器ホルダ４８−１の位置のパイプフレーム４８−２の軸の周りで回転（チルト）とにより，レーザ発振器（第３のレーザ光源）４８から発振される線状のレーザ（レーザビーム）（第３のレーザ）４７の照射方向を変化させて，レーザ４７が座標系（ｘ，ｙ，ｚ）のｚ軸と平行な交叉線４９とベッド３１の面で交叉するように，発振器ホルダ４８−１の位置をパイプフレーム４８−２に固定する。即ち，まずレーザ４７がｘｚ標識３６−１を照射するように発振器ホルダ４８−１の位置を設定した後に，発振器ホルダ４８−１をパイプフレーム４８−２の軸の周りで回転（チルト）させて，レーザ４７と交叉線４９とがベッド３１の面で交叉するように発振器ホルダ４８−１の位置を固定する（第３の位置変更手段）。
【００６４】
工程３（参照番号５３）：超音波変位センサ４５により，レーザ４７と交叉線４９とがベッド３１の面で交叉する点と，デュア３６の下面との間の垂直距離Ｈ０を求める。ベッド３１の面がデュア３６の下面に接するようにベッド３１をｚ軸方向に移動させて，床面からのベッドの高さＨＨを超音波変位センサ４５により測定する。Ｈ０＝（ＨＨ−ＨＬ）である。
【００６５】
工程４（参照番号５４）：ベッド３１がデュア３６の底部の床への投影位置から十分離れ，検査対象３５をベッド３１に搭載する際に，デュア３６が障害とならない位置までベッド３１をｘ軸方向３３に移動させ，ベッド３１をｚ軸方向に移動させ，ベッド３１の高さを低い高さにする。検査対象３５の体軸方向がほぼベッド３１の長軸方向３９と平行となるように，検査対象３５がベッド３１に搭載される。検査対象３５の体軸に沿った胸部の体表に２個の基準点（第１，第２の基準点）３７，３８を設ける。
【００６６】
例えば，基準点３７の位置として剣状突起の位置（第１の基準点）を，基準点３８の位置として頸切痕（第２の基準点）をそれぞれ選ぶ。剣状突起，及び頸切痕の位置は触診により容易に判定でき，剣状突起，頸切痕の体表面位置を基準点とできる。基準点３７，３８には，後で説明するマーカが貼付される。
【００６７】
工程５（参照番号５５）：発振器ホルダ４１−１をパイプフレーム４１−２の上で移動させ，レーザ発振器４１から発振されｙｚ面に平行な面に扇状に広がるレーザ４０の照射方位を変化させて，レーザ４０が基準点３７，３８の各中心を通るように，発振器ホルダ４１−１の位置のパイプフレーム４１−２の上での移動，及び／又は，ベッド３１の上での検査対象３５の移動を行なう。
【００６８】
この結果，基準点３７，３８の各中心を通る線がベッド３１の長軸方向３９に平行になり，扇状のレーザ４０が基準点３７，３８の各中心を通るように発振器ホルダ４１−１の位置がパイプフレーム４１−２に固定される。
【００６９】
工程６（参照番号５６）：レーザ発振器４４から発振される扇状のレーザ４３の広がりの角度を必要に応じて変化させて，レーザ４３が基準点３７の中心を通るように，ベッド３１をｙ軸方向３２に動かす。この結果，レーザ４０，レーザ４３による十字ビームパターンの交線４９と基準点３７の中心とが一致する。この状態で，ベッド３１のｙ軸方向３２での移動はロックされる。
【００７０】
工程７（参照番号５７）：レーザ発振器４１から発振される扇状のレーザ４０の広がりの角度を必要に応じて変化させて，レーザ４０が，デュア３６の下部の外周の側面に記されたｙｚ標識３６−２を通るように，ベッド３１をｘ軸方向３３に移動させる。レーザ４０がｙｚ標識３６−２を通る位置で，ベッド３１のｘ軸方向３３での移動はロックされる。この結果，座標系（ｘ，ｙ，ｚ）のｚ軸が基準点３７の中心を通る状態が実現される。
【００７１】
工程８（参照番号５８）：レーザ４７が基準点３７の中心を通るように，ベッド３１をｚ軸方向３４に移動させた後に，超音波変位センサ４５により，ベッド３１の床面からの高さＨ１を測定する。この結果，検査対象の３５体型にかかわらず，基準点３７とデュア３６の底面との間の垂直距離が，常に，Ｈ０＝（ＨＨ−ＨＬ）に設定できる。
【００７２】
工程９（参照番号５９）：最後に，ベッド３１を，ｚ軸方向３４に移動させて，検査対象３５の胸部の体表をデュア３６の下面に近接させて，大きな信号出力得られるようにする。次に，超音波変位センサ４５により，ベッド３１の床面からの高さＨ２を測定する。検査対象３５の胸部の体表をデュア３６の下面に近接させた時の，基準点３７とデュア３６の底面との間の垂直距離Ｈ３は，検査対象３５の体型に異なるが，Ｈ３＝｛Ｈ０−（Ｈ２−Ｈ１）｝となる。
【００７３】
以上説明したように，基準点３７，３８，３つのレーザ光源を使用することにより，心臓のセンサアレイの面への投影のほぼ全体がセンサアレイの領域内に位置し，検査対象３５の胸部の体表がデュア３６の下面に接し，大きな信号出力が得られるようにする操作を，短時間に，しかも容易に実現できる。
【００７４】
ＭＲＩ装置による形態画像の撮像では，基準点３７の中心位置と同一の胸部の位置にＭＲＩマーカの中心を配置し，体軸をＭＲＩ装置のベッド３１の長軸に合わせ，ベッドの面に平行で深さの異なる複数の断層像を撮影する。勿論，これらの複数の断層像はＭＲＩマーカが撮影されている断層像を含んでいる。
【００７５】
図５は，本発明の第１の実施例の生体磁場計測装置を用いた計測及び解析により得られる情報の表示画面の例であり，活動部位の推定位置を表わす画像の表示例を示す図である。図５に示す例は，ベッド３１に平行な計測面４０１に配置された複数のセンサ４０２のうちの特定位置に配置されたセンサ４００の位置に座標系（ｘ，ｙ，ｚ）の原点を設定し，検査対象３５の剣状突起の位置４０４に基準点３７を貼付して，剣状突起４０４が座標系のｚ軸を通るように検査対象３５を配置し，心臓から発する磁場を計測した結果である。図５は，剣状突起４０４が計測面４０１に平行な深さｃにある面４０３にあり，計測面４０１に平行な深さｄにある面４０５と，座標系のｚ軸との交点（白抜きの×印）４００−１から実線で示す矢印４０６−１の先端位置に白抜きの矢印で示す活動部位４０６が特定されたことを示す，生体磁場計測装置の表示装置での表示画面の例である。
【００７６】
計測面４０１とデュア３６の下面との間の垂直距離Ｈ４は既知であり，計測面４０１から剣状突起４０４までの深さｃは，ｃ＝（Ｈ３＋Ｈ４）＝｛Ｈ０−（Ｈ２−Ｈ１）＋Ｈ４｝である。
【００７７】
図４に示すように，図５に示す例では，剣状突起の位置をｚ軸が通り，センサアレイの特定の位置に配置されるセンサの位置をｚ軸が通る座標系（ｘ，ｙ，ｚ）が設定されている。電流源の位置の推定，即ち，活動部位の推定は電流源を推定する各種の解析方法で可能なことは周知である。
【００７８】
活動部位の推定位置が存在するか否かを表わす画像は，ｘ，ｙ方向に格子状に２次元に配置されたＳＱＵＩＤ磁束計に対応する座標をもつ複数の画素を有し，活動部位の推定位置が存在する深さ（ｚ）の面での画像に於いて，活動部位の推定位置の座標（ｘ，ｙ）の画素に電流源の大きさが付与され，活動部位が存在しないと推定された座標（ｘ，ｙ）の画素にはゼロが付与される。あるいは，図５，後で示す図７の例のように，活動部位４０６の推定位置に，電流源の向きと大きさを表わす白抜きの矢印を示すデータ（電流源の向きと大きさ）を付与しても良い。
【００７９】
ここで，生体磁場計測装置の表示装置での表示画面での活動部位の推定位置を表わす画像のｘ，ｙ方向での大きさをａ，ｂ（図５），ｘ，ｙ方向での画素数をｎｘ，ｎｙ，ｘ，ｙ方向での画素の大きさをΔｘ，Δｙとする。ａ＝ｎｘΔｘ，ｂ＝ｎｙΔｙである。ＳＱＵＩＤ磁束計が計測面にｘ，ｙ方向に格子状に２次元に配置された計測領域をＰｘ，Ｐｙとすると，生体磁場計測装置で得られる画像のｘ，ｙ方向での撮影倍率は（ａ／Ｐｘ），（ｂ／Ｐｙ）となる。
【００８０】
図６は，本発明の第１の実施例に於いて生体磁場計測装置により得られる活動部位の推定位置を表わす画像と合成するＭＲＩ装置による断層像（形態画像）の位置を示す表示の例を示し，ＭＲＩマーカが撮影されている断層像を含む複数の断層像の，生体磁場計測装置の表示装置での表示画面の例を示す図である。
【００８１】
ＭＲＩ装置による撮像では，基準点３７に配置したＭＲＩマーカ４０８を含み，ベッドの面に平行な断層像４０７と，断層像４０７に平行な深さ（ｚ）の異なる複数の断層像が撮影可能である。
【００８２】
ここで，ＭＲＩ装置による断層像の画像のｘ，ｙ方向の大きさをｅ，ｆ（図６），ｘ，ｙ方向での画素数をＮＸ，ＮＹ，ｘ，ｙ方向での画素の大きさをΔＸ，ΔＹとする。ＭＲＩ装置による断層像の撮像領域をＱｘ，Ｑｙとすると，断層像のｘ方向での撮影倍率は（ｅ／Ｑｘ）であり，断層像のｙ方向での撮影倍率は（ｆ／Ｑｙ）となる。ｅ＝ＮＸΔＸ，ｆ＝ＮＹΔＹである。
【００８３】
本発明の第１の実施例に於いて生体磁場計測装置により得られる活動部位の推定位置を表わす画像とＭＲＩ装置による形態画像とを合成するためには，ＭＲＩ装置により撮影され，断層像４０７に平行な深さの異なる複数の断層像の中から，図５に示す距離（ｄ−ｃ）に相当する深さｇに於ける断層像４０９を抽出する必要がある。深さｇに於ける断層像４０９は，断層像の厚さをＬとする時，断層像４０７から｛（ｄ−ｃ）／Ｌ｝番目の断層である。図６に於いて，白抜きの＋印４０８−１は断層像４０９での剣状突起の位置を示す。
【００８４】
図７は，本発明の第１の実施例に於いて生体磁場計測装置により得られる活動部位の推定位置を表わす画像とＭＲＩ装置により得られる形態画像（断層像）との合成画像の，生体磁場計測装置の表示装置での表示画面の例を示す図である。活動部位の推定位置を表わす画像とＭＲＩ装置による断層像との合成画像を作成する手順を以下に説明する。
【００８５】
まず，２つの画像を合成するには，活動部位の推定位置を表わす画像４０５の撮影倍率と，断層像４０７の撮影倍率とを同じにする必要がある。即ち，２つの画像の画素を同じ大きさにする必要がある。
【００８６】
ａ＝ｎｘΔｘ，ｂ＝ｎｙΔｙ，ｅ＝ＮＸΔＸ，ｆ＝ＮＹΔＹであるから，画像４０５の画素の大きさΔｘ，Δｙを，断層像の画素の大きさΔＸ，ΔＹに等しくするには，Δｘを（ΔＸ／Δｘ）倍，Δｙを（ΔＹ／Δｙ）倍すればよい。即ち，画像４０５の画素のｘ方向での画素の大きさΔｘを｛（ｅ／ａ）・（ｎｘ／Ｎｘ）｝倍，ｙ方向での大きさ画素の大きさΔｙを｛（ｆ／ｂ）・（ｎｙ／ＮＹ）｝倍した画像４０５’を作成する。この時，画像４０５’のｘ方向のサイズは｛ｅ・（ｎｘ／Ｎｘ）｝，ｙ方向のサイズは｛ｆ・（ｎｙ／ＮＹ）｝となる。
【００８７】
一般に，ｎｘ≠Ｎｘ，ｎｙ≠ＮＹであり，しかも，画像４０５’での基準点の位置と，断層像４０７でのＭＲＩマーカの中心位置が異なるので，画像４０５’と断層像４０７とを合成する場合には，２つの画像の間で，基準点の位置とＭＲＩマーカの中心位置とを一致させる処理を行ない，断層像４０７と重なる画像４０５’の画素だけを合成の対象とする。
【００８８】
次に，断層像４０７に画像４０５’を，ＭＲＩマーカ４０８の中心位置と基準点３７の中心位置（剣状突起の位置４０４の生体磁場装置での座標系（ｘ，ｙ，ｚ）での位置（ｘ，ｙ））とが一致するように重ね合わせる。この時，記憶メモリに，断層像４０７のデータと画像４０５’のデータとを対応させて記憶メモリに記憶すると同時に，断層像４０７と一緒に断層像４０７に平行な複数の断層像のデータと画像４０５’のデータとを対応させて記憶メモリに記憶する。断層像４０７に平行な複数の断層像に断層像４０７のＭＲＩマーカ４０８の中心位置が投影されて，記憶メモリに記憶される。
【００８９】
次に，記憶メモリに記憶された，活動部位４０６を示す白抜きの矢印を含む画像４０５’と断層像４０９とを読み出して１枚の画像データとして合成し，合成画像４１０を作成する。図５に示す白抜きの×印４００−１が拡大された白抜きの×印４００’−１の位置と，図６に示す白抜きの＋印４０８−１が拡大された白抜きの＋印４０８’−１の位置とが重ねて表示され，図５に示す矢印４０６−１が拡大された矢印４０６’−１，及び，図５に示す白抜きの矢印で示す活動部位４０６を表わす白抜きの矢印が拡大された白抜きの矢印４０６’，断層像を含む合成画像４１０が表示される。合成された画像を表示する際に，例えば，画像４０５’と断層像４０９とを異なる色で表示する。
【００９０】
以上説明した，合成画像の作成方法によれば，記憶メモリ上で，断層像４０７に平行な複数の断層像に，断層像４０７のＭＲＩマーカ４０８の中心位置が投影されているので，画像４０５’と，断層像４０９以外の断層像とを容易に合成できるので，心臓の各部と活動部位４０６との相対位置関係を容易に理解できる。活動部位４０６が複数検出されている場合には，それぞれの活動部位４０６について以上で説明した処理を実行すれば良い。
【００９１】
以上の説明では，形態画像としてＭＲＩ装置よる断層像を例にとり説明したが，ＭＲＩ装置よる断層像の代わりに，血流状態を表わすＭＲＩ装置よる断層像を使用しても良い。
（第２の実施例）
図８は，本発明の第２の実施例であり，生体磁場計測装置により得られる等磁場線図とＭＲＩ装置による断層像（形態画像）との合成画像６０１の，生体磁場計測装置の表示装置での表示画面の例を示す図である。第１の実施例と同様にして，等磁場線図を表わす画像の画素の大きさを断層像の画素の大きさに一致させる処理と，等磁場線図に於ける基準点の中心位置（生体磁場計測装置の座標系（ｘ，ｙ，ｚ）のｚ軸が通る計測面の位置に対応する）と，断層像に撮影されている基準点（ＭＲＩマーカの像の中心位置）とを一致させる処理とを行なう。
【００９２】
第１の実施例に於いて，画像４０５に代えて，複数のＳＱＵＩＤ磁束計によりある時刻に計測される磁場強度の等しい点を結ぶ等磁場線図を使用することにより，図６に示す断層像４０７に平行な複数の断層像から任意の断層像を選択して，選択された任意の断層像と等磁場線図との合成画像６０１を作成し表示装置に表示できる。
【００９３】
図８に於いて，太い線はＭＲＩ装置による断層像を示し，細い線は，生体磁場計測装置に於ける計測領域６００での等磁場線図を示す。表示装置の表示画面に表示する内容は各種可能である。例えば，断層像を次々と深さ方向を変化させてマウス等で選択して指定し，異なる複数の深さの位置での断層像と等磁場線図との合成画像を表示できる。また，刻々変化する等磁場線図とマウス等で複数の断層像から選択した断層像との合成画像も表示でき，選択した断層像に重畳し刻々変化する等磁場線図を表示できるので，断層像で示される形態情報と機能情報である等磁場線図の変化の状況との比較により，有意な診断情報を得ることができる。
【００９４】
図９は，本発明の第２の実施例であり，生体磁場計測装置により得られるアローマップと，ＭＲＩ装置による断層像（形態画像）との合成画像７０２の，生体磁場計測装置の表示装置での表示画面の例を示す図である。図９に示す例は，図８に示す例に於いて，等磁場線図の代わりに，検査対象の心臓の活性化部位を２次元の電流分布として表示するアローマップを使用する。
【００９５】
図９に於いて，太い線はＭＲＩ装置による断層像を示し，矢印はアローマップを示し，表示装置の表示画面に表示する内容は，図８と同様にして各種可能である。例えば，アローマップの時間変化を，選択した断層像と共に表示できる。
【００９６】
図１０は，本発明の第２の実施例であり，生体磁場計測装置により得られる等磁場積分図とＭＲＩ装置による断層像（形態画像）との合成画像７０１の，生体磁場計測装置の表示装置での表示画面の例を示す図である。図１０に示す例は，図８に示す例に於いて，等磁場線図の代わりに，心臓の活動の特定の時相を含む時間区間で磁場波形を積分して積分強度を求め，等しい積分強度をもつ座標点を結ぶ等磁場積分図，又は，異なる２つの時相を含む時間区間でそれぞれ接線方向の磁場成分の磁場波形を積分して積分強度を求め，異なる２つの時相を含む時間区間での積分強度の差が等しい値をもつ座標点を結ぶ等磁場積分図を使用する。
【００９７】
図１０に於いて，太い線はＭＲＩ装置による断層像を示し，細い線は等磁場積分図を示し，表示装置の表示画面に表示する内容は，図８と同様にして各種可能である。例えば，等磁場積分図を異なる複数の深さ位置での断層像と共に表示できる。
【００９８】
図１１は，本発明の第２の実施例であり，生体磁場計測装置により得られる活性化部位及び等磁場線図と，ＭＲＩ装置による断層像（形態画像）との合成画像８０１の，生体磁場計測装置の表示装置での表示画面の例を示す図である。図１１に示す例では，等磁場線図，活性化部位を表わす画像，及びＭＲＩ装置による断層像の３画像の合成画像を表示する例であり，活性化部位は白抜きの矢印の方向と矢印の長さで示され，活性化部位を含む断層が等磁場線図，活性化部位と共に表示されている。図１１に於いて，太い線はＭＲＩ装置による断層像を示し，細い線は等磁場線図を示し，表示装置の表示画面に表示する内容は，図８，図９，図１０と同様にして各種可能である。例えば，刻々変化する等磁場線図，断層像，及び活性化部位を表わす３画像の合成画像も表示できる。
【００９９】
図１２は，本発明の第２の実施例であり，生体磁場計測装置により得られる等磁場線図及びアローマップと，ＭＲＩ装置による断層像（形態画像）との合成画像７０３の，生体磁場計測装置の表示装置での表示画面の例を示す図である。図１２に示す例は，等磁場線図，アローマップ，及びＭＲＩ装置による断層像の３画像の合成画像を表示する例であり，活性化部位を２次元の電流分布として表示するアローマップが等磁場線図と共に表示されている。図１２に於いて，太い線はＭＲＩ装置による断層像を示し，細い線は等磁場線図を示し，矢印はアローマップを示し，表示装置の表示画面に表示する内容は，図８，図９，図１０，と同様にして各種可能である。例えば，刻々変化する等磁場線図，断層像，及びアローマップの３画像の合成画像も表示できる。
【０１００】
なお，図８に示す例に於いて，更に，活性化部位を表わす画像，等磁場線図，アローマップ，及びＭＲＩ装置による断層像の４画像の合成画像を表示しても良い。更に，図８，図９，図１０，図１１，図１２に示す例に於いて，ＭＲＩ装置による断層像（形態画像）の代りに血流状態を表わすＭＲＩ装置よる断層像を使用しても良い。
（第３の実施例）
図１３は，本発明の第３の実施例であり，生体磁場計測装置により実際の患者に関して計測された等磁場積分図と，ＭＲＩ装置による断層像（形態画像）との合成画像の，生体磁場計測装置の表示装置での表示画面の例を示す図である。合成画像の作成の方法は先に第１，及び第２の実施例で説明した方法で行なう。
【０１０１】
図１３に示す例は，心臓の活動のＱＲＳ波の出現する時相（時間帯），及びＴの出現する時相（時間帯）含む時間区間でそれぞれ磁場波形を積分して積分強度を求め，異なる２つの時相を含む時間区間での積分強度の差が等しい値をもつ座標点を結ぶ等磁場積分図を使用する。
【０１０２】
図１３に於いて，太い線はＭＲＩ装置による断層像を示し，細い線は等磁場積分図を示し，等磁場積分図は複数の断層像から選択した断層像と共に表示されている。図１３では，患者の心臓に於ける心筋活動の不活性部位６０２を黒塗の部分で示している。不活性部位６０２では積分強度が負となっている。この心筋活動の不活性部位の検出は狭心症や心筋梗塞等の心筋虚血の診断に非常に有効と考えられる。
（第４の実施例）
図１４は，本発明の第４の実施例であり，生体磁場計測装置により実際に患者に関して計測された等磁場線図及びアローマップと，ＭＲＩ装置による断層像（形態画像）との合成画像の，生体磁場計測装置の表示装置での表示画面の例を示す図である。なお，図１３に関する患者と，図１４に関する患者とは異なる。合成画像の作成の方法は先に第１，及び第２の実施例で説明した方法で行なう。
【０１０３】
図１４に示す例は，心臓の活動のＰ波の出現する時相（時間帯）で，計測された法線方向の磁場成分から導出された接線方向の磁場成分の等しい磁場強度をもつ座標点を結ぶ等磁場線図，及び，アローマップを使用する。
【０１０４】
図１４に於いて，太い線はＭＲＩ装置による断層像を示し，細い線は計測領域６００での等磁場線図，矢印はアローマップを示す。図１４（ａ）から図１４（ｆ）は，表示装置の表示画面に表示される等磁場線図の時間変化の実際の計測例を示し，等磁場線図は複数の断層像から選択した１つの断層像と共に表示されている。図１４（ａ）から図１４（ｆ）は，Ｐ波の出現する時相での２５ｍｓ毎の時間経過を示す等磁場線図を示している。
【０１０５】
図１４（ａ）から図１４（ｆ）に示すアローマップの矢印の動きの変化から明らかなように，心臓の左右の心房のまわりを環状に流れる電流（環状電流）が存在することが明確に示されている。この環状電流の存在は，心房性頻拍と密接に関連しており，環状電流の検出は心房性頻拍の診断に非常に有効と考えられる。（第５の実施例）
第１，及び第２の実施例に於いて，ＭＲＩ装置よる複数の断層像の代わりに，３次元ＸＣＴ装置により得られ胸部面にほぼ平行な複数の断層像を使用して各種の合成画像を作成して表示できる。合成画像を得るための処理は，第１，及び第２の実施例と同様であり，生体磁場計測装置より得られる機能画像（等磁場線図，アローマップ，等磁場積分図，活性化部位（電流源）の推定位置等の心臓の活動に関する機能情報を表わす。）の画素の大きさを，３次元ＸＣＴ装置により得られる断層像の画素の大きさに一致させる処理と，生体磁場計測装置より得られる機能画像に於ける基準点の中心位置（生体磁場計測装置の座標系（ｘ，ｙ，ｚ）のｚ軸が通る計測面の位置に対応する）と，断層像に撮影されている基準点（Ｘ線マーカの像の中心点）とを一致させる処理とを含む。
（第６の実施例）
第１の実施例に於いて，ＭＲＩ装置よる断層像４０７の代わりに，Ｘ線撮影装置による胸部Ｘ線画像（Ｘ線透過像）を使用して，胸部Ｘ線画像と，生体磁場計測装置より得られる機能画像（等磁場線図，アローマップ，等磁場積分図，活性化部位（電流源）の推定位置等の心臓の活動に関する機能情報を表わす。）との間で，各種の合成画像を作成して表示できる。合成画像を得るための処理は，生体磁場計測装置より得られる機能画像の画素の大きさを，胸部Ｘ線画像の画素の大きさに一致させる処理と，生体磁場計測装置より得られる機能画像に於ける基準点（第１の基準点）の中心位置（生体磁場計測装置の座標系（ｘ，ｙ，ｚ）のｚ軸が通る計測面の位置に対応する）と，胸部Ｘ線画像に撮影されている第１の基準点（Ｘ線マーカの像の中心点）とを一致させる処理と，胸部Ｘ線画像を第１の基準点のを中心に回転させて，胸部Ｘ線画像に於ける検査対象の体軸方向と，機能画像に於ける検査対象の体軸方向（第１の基準点と第２の基準点とを結ぶ方向）の画素の配列方向とを一致させる処理とを含む。
【０１０６】
胸部Ｘ線画像を第１の基準点（Ｘ線マーカの像の中心点）を中心に回転させた画像と機能画像との合成画像を作成できるので，機能画像と形態画像とのより正確な合成画像を作成できる。例えば，胸部Ｘ線画像に於ける背骨の中心ラインと，機能画像に於ける検査対象の体軸方向の画素の配列方向とを一致させように，形態画像を第１の基準点（Ｘ線マーカの像の中心点）を中心に回転させて，機能画像と形態画像とのより正確な合成画像を作成できる。
【０１０７】
以上説明した各実施例に於いて，生体磁場計測装置による計測では，基準点３７，３８に貼付するマーカとして，例えば，鉛（大きさ５ｍｍ×５ｍｍ，厚さ５ｍｍ），ビタミン剤（大きさ５ｍｍ×５ｍｍ，厚さ５ｍｍ）等を使用する。ＭＲＩ装置よる断層像，血流画像の撮影では，基準点３７にＭＲＩマーカとして，例えば，ビタミン剤（大きさ５ｍｍ×５ｍｍ，厚さ５ｍｍ）を貼付する。ビタミン剤はＭＲＩ装置より撮影される画像に映し出される。Ｘ線撮影装置による胸部Ｘ線画像の撮影，３次元Ｘ線ＣＴ装置による断層像の撮影では，基準点３７にＸ線マーカとして，例えば，鉛（大きさ５ｍｍ×５ｍｍ，厚さ５ｍｍ）等を貼付する。鉛は，胸部Ｘ線画像，Ｘ線ＣＴ断層像に映し出される。胸部Ｘ線画像に於いて，剣状突起の識別が困難な場合には，検査対象の頸切痕と剣状突起との間の距離を，例えば，物差し等で計測して，計測した頸切痕と剣状突起との間の距離に対して，胸部Ｘ線画像の撮影倍率の影響を補正した補正距離を求め，胸部Ｘ線画像上で，頸切痕から検査対象の中心軸に沿って補正距離だけ離れた位置に剣状突起が存在すると仮定して，剣状突起の位置を割り出すことができる。
【０１０８】
また，以上説明した各実施例に於いて，ＭＲＩ装置による断層像のデータ，血流画像のデータの生体磁場計測装置の記憶装置への取り込み，及び，Ｘ線撮影装置による胸部Ｘ線画像のデータ，３次元ＸＣＴ装置による断層像のデータの生体磁場計測装置の記憶装置への取り込みは，以下の方法で行なう。
【０１０９】
生体磁場計測装置，ＭＲＩ装置，３次元ＸＣＴ装置，胸部Ｘ線画像のフイルムの濃淡をデジタル化して画像データとして読み取る画像読み取り装置等が，ＰＡＣＳ（Ｐｉｃｔｕｒｅ  Ａｒｃｈｉｖｉｎｇ  ａｎｄ  Ｃｏｍｍｕｎｉｃａｔｉｏｎｓ  Ｓｙｓｔｅｍｓ）を構成する場合には，各装置からオンラインで生体磁場計測装置の記憶装置へ画像データを読み込む構成とする。
【０１１０】
また，ＭＲＩ装置，３次元ＸＣＴ装置，Ｘ線撮影装置等による画像がフイルムで得られている場合には，フイルムの濃淡をデジタル化して画像データとして読み取る画像読み取り装置を使用して，デジタル化された画像データデータを可搬媒体に記憶して，可搬媒体を介して生体磁場計測装置の記憶装置へ画像データの読み込む構成とする。あるいは，画像読み取り装置と生体磁場計測装置とをオンラインで接続し，画像読み取り装置の出力データ（デジタル化された画像データ）を直接，生体磁場計測装置の記憶装置へ取り込む構成としても良い。
【０１１１】
図１５は，本発明の各実施例に於ける生体機能画像と形態画像との合成画像の作成の手順の例を示す概略図である。以下，図１５を用いて手順を要約して説明する。
【０１１２】
工程１（参照番号７１）：ＭＲＩ装置，３次元Ｘ線ＣＴ装置，Ｘ線撮影装置等により，胸部を含む形態画像を撮影する。ＭＲＩ装置，３次元Ｘ線ＣＴ装置による撮影では，検査対象の胸部の面に平行な複数の断層像が撮影される。Ｘ線撮影装置では，正面から撮影された胸部Ｘ線画像（Ｘ線透過像）が撮影される。これらの形態画像に撮影では，検査対象の剣状突起の体表面に第１の基準点を示す第１のマーカを配置して行なう。
【０１１３】
工程２（参照番号７２）：工程１（参照番号７１）で撮影された形態画像を選択する。
【０１１４】
工程３（参照番号７３）：検査対象の剣状突起の体表面に第１の基準点を示す第１のマーカを，検査対象の頸切痕の体表面に第２の基準点を示す第２のマーカをそれぞれ貼付して，心臓から発生する磁場の法線方向の磁場成分を計測する。
【０１１５】
工程４（参照番号７４）：計測された法線方向の磁場成分から心臓から発生する磁場の接線方向の磁場成分を推定して，接線方向の磁場成分を用いて，心臓の活動に関する機能情報を表わす機能画像（等磁場線図，アローマップ，等磁場積分図，電流源の推定位置等）を作成する。
【０１１６】
工程５（参照番号７５）：工程４（参照番号７４）で作成された機能画像を選択する。
【０１１７】
工程６（参照番号７６）：機能画像の素子サイズを形態画像の画素サイズに一致させる処理を行なう。
【０１１８】
工程７（参照番号７７）：機能画像の第１の基準点と形態画像の第１の基準点とを一致させる処理を行なう。
【０１１９】
工程８（参照番号７８）：形態画像での検査対象の体軸方向と，機能画像での検査対象の体軸方向の画素の配列方向とが一致していない場合，形態画像を第１の基準点を中心に回転させて，形態画像での検査対象の体軸方向と，機能画像での検査対象の体軸方向の画素の配列方向とを一致させる処理を行なう。
【０１２０】
工程９（参照番号７９）：機能画像と形態画像とを１つの画像に合成して合成画像を得る。
【０１２１】
なお，工程１（参照番号７１）と，工程３（参照番号７３）はどちらを先に実行しても良い。また，工程５（参照番号７５）に於いて，工程４（参照番号７４）で作成された機能画像を複数選択して，工程６（参照番号７６）〜工程９（参照番号７９）により，複数の機能画像と形態画像との合成画像を作成して，表示しても良い。更に，複数の機能画像と，例えば，工程１（参照番号７１）撮影された検査対象の胸部の面に平行な複数の断層像から選択される複数の断層像の各断層像との合成画像を作成して，表示しても良い。工程８（参照番号７８）の実行を省略することもできる。
【０１２２】
以上説明したように，本発明では，複雑な計算を必要とすることなく短時間で，生体磁場計測装置により得られる，等磁場線図，アローマップ，等磁場積分図，活性化部位（電流源）の推定位置等の心臓の活動に関する機能情報を表わす機能画像の画素の大きさを，ＭＲＩ装置，３次元ＸＣＴ装置，Ｘ線撮影装置等により得られる，心臓の形態を表わす形態画像の画素大きさに一致させる処理と，機能画像に於ける第１の基準点の中心位置（生体磁場計測装置の座標系（ｘ，ｙ，ｚ）のｚ軸が通る計測面の位置に対応する）と，形態画像に撮影されている第１の基準点（ＭＲＩマーカの像の中心点，又はＸ線マーカの像の中心点）とを一致させる処理とを行なう。
【０１２３】
更に，形態画像に撮影されている第１の基準点（ＭＲＩマーカの像の中心点，又はＸ線マーカの像の中心点）を中心に形態画像を回転させて，形態画像に於ける検査対象の体軸方向と，機能画像に於ける検査対象の体軸方向（第１の基準点と第２の基準点とを結ぶ方向）の画素の配列方向とを一致させる処理を行ない，機能画像と形態画像とのより正確な合成画像を作成できる。
【０１２４】
この結果，本発明では，ＭＲＩ装置又は３次元ＸＣＴ装置等により得られる胸部面にほぼ平行な複数の断層像から任意の断層像を選択し，選択された断層像と，時間変化する等磁場線図，又は時間変化するアローマップとの合成画像を刻々と表示できる。
【０１２５】
また，活性化部位を表わす画像と，ＭＲＩ装置又は３次元ＸＣＴ装置等により得られる胸部面にほぼ平行であり活性化部位を含む断層像と，時間変化する等磁場線図，又は時間変化する等磁場積分図との合成画像を刻々と表示できる。活性化部位を表わす画像は，例えば，矢印により表わされ，矢印の根本の位置が電流源の推定位置を示し，矢印の長さが電流源の大きさを示し，矢印の方向が（ｘ，ｙ）面へ投影した電流源を表わすベクトルの方向を示す。
【０１２６】
更に，Ｘ線撮影装置による胸部Ｘ線画像（形態画像）と，時間変化する等磁場線図，又は時間変化する等磁場積分図との合成画像を刻々と表示できる。また，胸部Ｘ線画像（Ｘ線透過像）と，活性化部位を表わす画像と，時間変化する等磁場線図，又は時間変化する等磁場積分図との合成画像を刻々と表示できる。
【０１２７】
【発明の効果】
本発明によれば，特に，検査対象の心臓から発する磁場を検出する際に，心臓のセンサアレイの面への投影のほぼ全体がセンサアレイの領域内に位置し，検査対象の胸部の体表がデュアの下面に接し，大きな信号出力が得られるようにする操作を，短時間に，しかも容易に実現できる。
【０１２８】
また，本発明によれば，磁場発生のシミュレーション計算，及び断層像の再構成計算のような複雑な計算を実行せず，生体磁場計測装置により得られる生体機能情報，特に，心臓から発する磁場の計測により得られる磁場波形から求めた等磁場線図，アローマップ，等磁場積分図，電流ダイポールの位置推定の結果等により表わされる心臓の活動に関する機能情報と，核磁気共鳴（ＭＲＩ）装置，３次元ＸＣＴ装置等により得られる胸部の面にほぼ平行な形態画像（断層像）との合成画像，あるいは，Ｘ線撮影装置により得られる胸部Ｘ線画像のような透過像との合成画像を容易に作成して合成画像を表示できる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の第１の実施例の生体磁場計測装置の全体の構成例を示す図。
【図２】本発明の第１の実施例の生体磁場計測装置の構成例の詳細を説明する図。
【図３】本発明の第１の実施例に於ける，ベッドに搭載される検査対象をデュアの下面に配置する手順の例を示す概略図。
【図４】本発明の第１の実施例に於ける，ベッドに搭載される検査対象をデュアの下面に配置する際に使用する３つレーザの照射方向を調整を説明する図。
【図５】本発明の第１の実施例の生体磁場計測装置により得られる情報の表示画面の例であり，活動部位の推定位置を表わす画像の表示例を示す図。
【図６】本発明の第１の実施例に於いて生体磁場計測装置により得られる活動部位の推定位置を表わす画像と合成するＭＲＩ装置による断層像の位置を示す表示画面の例を示す図。
【図７】本発明の第１の実施例に於いて生体磁場計測装置により得られる活動部位の推定位置を表わす画像とＭＲＩ装置で得られる断層像との合成画像の表示例を示す図。
【図８】本発明の第２の実施例であり，生体磁場計測装置により得られる等磁場線図とＭＲＩ装置による断層像との合成画像の表示例を示す図。
【図９】本発明の第２の実施例であり，生体磁場計測装置により得られるアローマップと，ＭＲＩ装置による断層像との合成画像の表示例を示す図。
【図１０】本発明の第２の実施例であり，生体磁場計測装置により得られる等磁場積分図とＭＲＩ装置による断層像との合成画像の表示例を示す図。
【図１１】本発明の第２の実施例であり，生体磁場計測装置により得られる活性化部位及び等磁場線図と，ＭＲＩ装置による断層像との合成画像の表示例を示す図。
【図１２】本発明の第２の実施例であり，生体磁場計測装置により得られる等磁場線図及びアローマップと，ＭＲＩ装置による断層像との合成画像の表示例を示す図。
【図１３】本発明の第３の実施例であり，生体磁場計測装置により実際の患者に関して計測された等磁場積分図と，ＭＲＩ装置による断層像との合成画像の表示装置での表示画面の例を示す図。
【図１４】本発明の第４の実施例であり，生体磁場計測装置により実際に患者に関して計測された等磁場線図及びアローマップと，ＭＲＩ装置による断層像との合成画像の表示装置での表示画面の例を示す図。
【図１５】本発明の各実施例に於ける生体機能画像と形態画像との合成画像の作成の手順の例を示す概略図。
【図１６】脳磁場の計測を行なう生体磁場計測に於ける頭部の個所の位置座標を特定する従来技術の例を説明する図。
【図１７】脳磁場の計測結果と頭部のＭＲＩ画像とを合成するためにマーカの位置座標をＭＲＩ画像を使用して特定する従来技術の例を説明する図。
【符号の説明】
２…磁気シールドルーム，６…駆動回路，７…アンプフィルタユニット，８…計算機，１１…デユアの底部，１２…検出コイル，１３…磁場発生コイル，２１…ＭＲＩマーカ，３５…検査対象，３１…ベッド，３１−１…ベッド保持台，３１−２…送り用レール，３１−３…左右送りハンドル，３１−４…油圧ポンプハンドル，３６…デュア（低温容器），３６−１…ｘｚ標識，３６−２…ｙｚ標識，３２…左右方向（ｙ軸方向），３３…前後方向（ｘ軸方向），３４…上下方向（ｚ軸方向），３７，３８…基準点，３９…ベッドの長軸方向，４０…レーザ（第２のレーザ），４１…レーザ発振器（第２のレーザ光源），４１−１…発振器ホルダ，４１−２…ベッド保持台に固定されるパイプフレーム，４２…ベッドの短軸方向，４３…レーザ（第１のレーザ），４４…レーザ発振器（第１のレーザ光源），４４−１…発振器ホルダ，４４−２…ガントリーに固定されるパイプフレーム，４５…ベッドの床面からの変位を計測する超音波変位センサ，４６…ガントリー，４７…レーザ（第３のレーザ），４８…レーザ発振器（第３のレーザ光源），４８−１…発振器ホルダ，４８−２…床に固定されるパイプフレーム，４００…特定位置に配置されたセンサ（ＳＱＵＩＤ磁束計），４００’−１…拡大された白抜きの×印，４０１…ベッドに平行な計測面，４０２…複数のセンサ（ＳＱＵＩＤ磁束計），４０３…計測面に平行な深さｃにある面，４０４…剣状突起の位置，４０５…計測面に平行な深さｄにある面，４０６…活動部位を示す白抜きの矢印，４０６’…白抜きの矢印，４０６’−１…拡大された矢印，４０５’…画素サイズが補正された画像，４０７…断層像，４０８…ＭＲＩマーカ，４０８−１…白抜きの＋印，４０８’−１…拡大された白抜きの＋印，４０９…断層像，６００…計測領域，６０２…心筋活動の不活性部位，４１０，６０１，７０１，７０２，７０３，８０１…合成画像。
【図１】
0003603803.tif 000002
【図２】
0003603803.tif 000003
【図３】
0003603803.tif 000004
【図４】
0003603803.tif 000005
【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
0003603803.tif 000012
【図１２】
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【図１３】
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【図１４】
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【図１５】
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【図１６】
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【図１７】
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