(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
医療用途のための磁界計測システムであって、
時間変動する磁場を検出するための１つまたはそれ以上の誘導コイルであって、各誘導コイルは、最大外径が４〜７ｃｍであり、外径に対するコイルの長さの比が少なくとも０．５であり、外径に対するコイルの内径の比が０．５以下となるように構成された誘導コイルと、
誘導コイルに接続された検出回路であって、時間変動する磁場によりコイルに生成される電流または電圧を、時間変動する磁場を分析するために用いられる信号に変換するように構成された検出回路とを備えたことを特徴とする磁界計測システム。
【請求項２】
２次元アレイ状に配置された複数の誘導コイルを備えたことを特徴とする請求項１に記載の磁界計測システム。
【請求項３】
各コイルの外径に対する内径の比が０．３：１〜０．５：１の範囲にあり、各コイルの外径に対する長さの比が０．５：１〜０．８：１の範囲にあることを特徴とする請求項１または２に記載の磁界計測システム。
【請求項４】
各コイルの外径に対する内径の比が実質的に０．４２５：１であり、各コイルの外径に対する長さの比が実質的に０．６９：１の範囲にあることを特徴とする請求項１〜３のいずれか１に記載の磁界計測システム。
【請求項５】
各コイルの巻数が１０００〜８０００の範囲にあり、各コイルの巻線密度が０．５〜１の範囲にあることを特徴とする請求項１〜４のいずれか１に記載の磁界計測システム。
【請求項６】
各検出回路は、コイルの端部に接続された低インピーダンスアンプを有することを特徴とする請求項１〜５のいずれか１に記載の磁界計測システム。
【請求項７】
コイルおよび検出回路の低インピーダンスアンプは、センサヘッド内に一体に配設され、センサヘッドは検出回路の他の構成部品にワイヤで接続されて、使用時、センサヘッドを検出回路の他の構成部品から離して使用できることを特徴とする請求項６に記載の磁界計測システム。
【請求項８】
磁界計測システムは、複数の誘導コイルを用い、興味のある磁場ではなく、背景磁場を検出するために１つまたはそれ以上のコイルを用いることを特徴とする請求項１〜７のいずれか１に記載の磁界計測システム。
【請求項９】
請求項１〜８のいずれか１に記載の磁界計測システムを備え、
被検者の心臓からの磁場を分析するための心臓磁界計測システム。
【請求項１０】
被検者の体の部位からの時間変動する磁場を検出するために用いられるコイルであって、
最大外径が４〜７ｃｍであり、外径に対するコイルの長さの比が少なくとも０．５であり、外径に対するコイルの内径の比が０．５以下となるように構成された誘導コイルを有することを特徴とするコイル。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、たとえば心臓磁界計測器として利用される医療用途のための磁界計測器に関する。
【背景技術】
【０００２】
数多くの医療状況において、人間の体に関連する磁場または人間の体により生成される磁場を測定できるということは有用である。磁場測定は、たとえば膀胱状態、胎児異常、早期陣痛、および心臓の診断および診察、ならびに脳磁図技術において有用である。
【０００３】
たとえば心臓の磁場を測定することにより、診断のための有用な情報が得られることが知られている。たとえば心臓磁場にはＥＣＧ（心電図）に表れない情報が含まれ、磁場心電計により、従来式の心電図に加えて別の診断情報が得られる。
【０００４】
最新の心臓磁界計測器は、１〜１０００ｆＴ／√Ｈｚのノイズフロア（雑音）を有する超高感度スキッド（ＳＱＵＩＤ：超電導量子干渉素子）センサを用いて構成されている。こうしたデバイスは、良好に機能し、音響診断機能を有する。
【０００５】
しかしスキッド磁界計測器は、極低温冷却剤を必要とするため、きわめて高価である。また付随する装置および真空チャンバは、大掛かり設備部品である。したがって、たとえば費用および携帯性の観点から、スキッド磁界計測器の医療用途における適合性が制限されてしまう。
【０００６】
別の既知の磁界計測器は、誘導コイル磁界計測器である。誘導コイル磁界計測器は、極低温冷却剤を必要としない点でスキッド磁界計測器に比して有用であり、比較的に安価で製造しやすく、広範な用途で利用可能であり、ＤＣ感度を有さない。
【０００７】
しかしながら、誘導コイル磁界計測器が磁場心電計に採用されたことはない。なぜなら、磁場心電計は、（ｎＴ未満の）低磁場（１００Ｈｚ未満の）低周波数の検知を必要とし、こうした感度を実現できる既存の誘導コイル磁界計測器のデザインは、あまりに大きく、心電計プローブとして利用するのは現実的でないためである。
【０００８】
たとえば、超高感度の誘導コイル磁界計測器を設計する場合、従来式の手法では、コイルのインダクタンスを最大化することを試みる。ブルックスコイル（Brooks coil）（これは、たとえば「Grover, F.W.; Inductance calculations, working formulas and tables; 1946: D. Van Nostrand」で定義されている。）は、広く知られた設計手法による、所定長のワイヤに対するインダクタンスを最大化する誘導コイル磁界計測器である。
ブルックスコイルは、巻線が正方形の断面を有し、コアの半径が正方形の側面と等しいコイルを用いたとき、インダクションの最適値が得られる。図１は、このブルックスコイルを示し、その構成を表すものであり、ブルックスコイルは、巻線の正方形断面は直径（側面の長さ）を有し、コアの半径は「ａ」である。しかし、心臓磁界計測器に必要な感度を有するように構成されたコイルは、その直径があまりにも大きいため、心臓磁界計測器に求められる空間解像度を実現することができない。
【０００９】
すなわち、スキッドセンサに比して明らかに利点を有するにも拘わらず、医療用途で有用な十分な空間解像度を得られるとしても、十分に高い感度を有する誘導コイル磁界計測器を実現することは不可能であると考えられているので、これまでの刊行物は、心臓磁界計測器のために誘導コイル磁界計測器を適用しないことを教示するものであった。
【００１０】
そこで出願人は、医療用途のための磁界計測器、特に心臓磁界画像の設計および利用に関し、改善の余地があると確信する。とりわけ小型で、携帯可能で、安価なデバイスは、心臓からの磁場等の人間の体からの磁場を画像化することができ、既存の医療用心臓磁界計測器の設計に比して数多くの実質的な利点を有するものである。
【先行技術文献】
【非特許文献】
【００１１】
【非特許文献１】Grover, F.W.; Inductance calculations, working formulas and tables; 1946: D. Van Nostrand
【発明の概要】
【００１２】
本発明に係る第１の態様によれば、医療用途のための磁界計測システムが提供され、この磁界計測システムは、
時間変動する磁場を検出するための１つまたはそれ以上の誘導コイルであって、各誘導コイルは、最大外径が４〜７ｃｍであり、外径に対するコイルの長さの比が少なくとも０．５であり、外径に対するコイルの内径の比が０．５以下となるように構成された誘導コイルと、
誘導コイルに接続された検出回路であって、時間変動する磁場によりコイルに生成される電流または電圧を、時間変動する磁場を分析するために用いられる信号に変換するように構成された検出回路とを備える。
【００１３】
本発明に係る第２の態様によれば、被検者の体の部位からの磁場を分析する方法が提供され、この方法は、
最大外径が４〜７ｃｍであり、外径に対するコイルの長さの比が少なくとも０．５であり、外径に対するコイルの内径の比が０．５以下となるように構成された１つまたはそれ以上の誘導コイルを用いて、被検者の体の部位からの時間変動する磁場を検出するステップと、
被検者の体の部位からの時間変動する磁場により誘導コイルに生成される電流または電圧を、誘導コイルの出力信号に変換するステップと、
誘導コイルからの出力信号を用いて、被検者の体の部位からの磁場を分析するステップとを有する。
【００１４】
本発明に係る第３の態様によれば、被検者の体の部位からの時間変動する磁場を検出するために用いられるコイルが提供され、このコイルは、
最大外径が４〜７ｃｍであり、外径に対するコイルの長さの比が少なくとも０．５であり、外径に対するコイルの内径の比が０．５以下となるように構成された誘導コイルを有する。
【００１５】
本発明は、被検者の体の部位（たとえば被検者の心臓）からの磁場等、臨床的に有用な磁場を検出し、分析するための方法および装置を提供するものである。しかし、既存の医療用（たとえば心臓疾患のための）磁界計測器の設計とは異なり、本発明は、特定の構成を有する誘導コイル（両端がアンプに接続されたコイル）を用いて、被検者（被検者の心臓）からの磁場を検出するものである。以下詳細に説明するように、出願人は、本発明に係る特定の構成を有する誘導コイルを用いて、運搬可能で、比較的に安価で、室温で利用可能で、磁場シールドの必要性なく、さらに臨床的に有用となる十分な感度、精度、および解像度を提供可能な医療用磁界計測器を提供することができる。
【００１６】
本発明の誘導コイルの構造は、数多くの利点を有する。第１に、誘導コイルの外径を４〜７ｃｍに限定することにより、医療用磁界計測器（特に磁界心電計）として適当な空間解像度を実現できるような全体的な寸法を有するコイルが提供される。
【００１７】
同様に、誘導コイルの外径に対するコイルの長さの比を少なくとも０．５に設定することは、ブルックスコイル構造に比して（ブルックスコイルの対応する比は０．２５である。）、コイルが幅に対して比較的に長くすることを実質的に意味する。同様に、外径に対するコイルの内径の比が０．５以下に設定することは、たとえばブルックスコイル構造に比して（ブルックスコイルの対応する比は０．５である。）、所与の外径に対する巻線の数を増大させることを実質的に意味する。
【００１８】
誘導コイルの構造に対する上記２つの条件の組み合わせは、本出願人が最初に見出したものであり、その結果、コイルの軸に沿って磁性部品に対する比較的により高い感度を有するように本発明に係るコイルが構成された。これには２つの利点がある。第１に、所与の軸方向の磁場成分に対するコイルからの出力電圧がより大きくなる。第２に、被検者の体の上方に配置されたコイルの中心を貫通して延びる磁場成分に対し、コイルが相当により感度が高くなるので、コイルの空間解像度を改善し、指向性の高いピックアップを提供することができる。さらに、被検者の体の部位から生じる磁場の垂直成分が特に検出すべき関心のある成分であることを出願人は確認した。
【００１９】
すなわち本発明に係るコイル構造は、関心のある磁場成分に対し、コイルが生成する出力電圧を増大させることができる。さらに、これは信号ノイズ比に悪影響を与えないこと（および信号ノイズ比を低下させることもないこと）を、出願人は確認した。
【００２０】
実際に、本発明に係るコイル設計は、同一の直径を有するブルックスコイルと比較して、所与の軸方向の磁場成分に対する出力電圧を３倍増大させることができ、信号ノイズ比を１／２倍に低減できることを、出願人は見出した。
【００２１】
これらの表面的なゲイン（利得）は、比較的に小さいものに見えるかもしれないが、磁界心電計等の医療用磁界計測器に用いられるコイルの有用性に対して実質的な効果が得られることを、出願人は確認した。たとえば信号ノイズ比を１／２倍に低減すると、必要とされるデータ収集時間を１／４倍（たとえば２時間から３０分）に低減することができる。同様に、コイルの出力電圧を３倍に増大すると、同一の信号出力に対して、必要とされるデータ収集時間を１／９倍に低減することができる。これは、信号サイズがデジタル化ステップの大きさのオーダの範囲内であるとき、信号が少ないほど量子化誤差が増大するためである。すなわち、本発明に係るコイル構造に起因するゲインの全体的な影響は、データ収集時間（スキャン時間）において３６倍となり得る。これは、医学的に有用な（かつ便利な）磁界計測器を備えるか否かにより、まったく異なる結果を与え得る。
【００２２】
したがって、本発明に係るコイル設計は、ブルックスコイル（すなわち実際には、ＳＱＵＩＤ磁界計測器）に付随する問題点を有することなく、磁界心電計等、医学的用途のための磁界計測器として十分良好に機能する誘導コイル式の磁界計測器を提供することができる。
【００２３】
出願人は、これを、信号検出強度を最適化するために（これはブルックスコイル構造を採用することになる）コイルのインダクタンスを増大させるといった従来式のアプローチに従うことなく、むしろ信号ノイズ比を極力抑え、磁界心電計等の医学的磁界計測器に適した全体的な大きさの制約の中で、コイルの出力電圧を最適化して実現しようとした点に留意されたい。これにより、最適なインダクタンスを与える設計から実質的に脱却するコイル構造が実現され、さらに、こうしたコイル設計は、有用な医療用磁界計測器を提供するが、同様の全体的な寸法上の要請を満足するブルックスコイル（所与の長さのワイヤに対するインダクタンスを最大化するように構成されたコイル）は、有用な医療用磁界計測器を提供できないことを、出願人は見出した。
【００２４】
本発明に係る磁界計測システムは、被検者（人間（または動物）の体）により生成された任意の所望の磁場を検出するシステムおよびプローブとして用いることができる。コイルの直径の半分の２ｃｍ〜３．５ｃｍの空間解像度で比較的に小さい磁場を精査し、測定する必要がある用途において、特に適している。被検者の膀胱、心臓、頭、脳、子宮、または胎児等の体の部位の（体の部位から発生する）時間変動する磁場を検出（および分析）するために好適に用いられる。すなわち、膀胱、妊娠、脳、または心臓に関連する磁場を検出するために用いられることが望ましい。好適な実施形態では、磁界計測システムは、磁界心電計、磁界脳造影装置、膀胱状態（たとえば過活動膀胱）の分析ならびに検出、胎児異常の分析ならびに検出、および早期陣痛の分析ならびに検出のうちの１つまたはそれ以上のために用いられる（または構成される）。
【００２５】
特に好適な実施形態では、被検者の心臓からの磁場を検出し、分析するために、磁界計測器を心臓磁界計測器として用いる。
【００２６】
すなわち、本発明に係る別の態様によれば、被検者の心臓からの磁場を分析するための心臓磁界計測システムが提供され、このシステムは、
被検者の心臓からの時間変動磁場を検出するための１つまたはそれ以上の誘導コイルであって、各誘導コイルは、最大外径が４〜７ｃｍであり、外径に対するコイルの長さの比が少なくとも０．５であり、外径に対するコイルの内径の比が０．５以下となるように構成された誘導コイルと、
誘導コイルに接続された検出回路であって、被検者の心臓からの時間変動磁場によりコイルに生成される電流または電圧を、被検者の心臓からの時間変動磁場を分析するために用いられる信号に変換するように構成された検出回路とを備える。
【００２７】
本発明に係る別の態様によれば、被検者の心臓からの磁場を分析する方法が提供され、この方法は、
最大外径が４〜７ｃｍであり、外径に対するコイルの長さの比が少なくとも０．５であり、外径に対するコイルの内径の比が０．５以下となるように構成された１つまたはそれ以上の誘導コイルを用いて、被検者の心臓からの時間変動磁場を検出するステップと、
被検者の心臓からの時間変動磁場により誘導コイルに生成される電流または電圧を、誘導コイルの出力信号に変換するステップと、
誘導コイルからの出力信号を用いて、被検者の心臓からの時間変動磁場を分析するステップとを有する。
【００２８】
本発明に係る別の態様によれば、被検者の心臓からの時間変動磁場を検出するために用いられるコイルであって、このコイルは、
最大外径が４〜７ｃｍであり、外径に対するコイルの長さの比が少なくとも０．５であり、外径に対するコイルの内径の比が０．５以下となるように構成された誘導コイルを有する。
【００２９】
当業者に理解されるように、本発明に係るこれらの態様は、必要ならば、以下説明する好適で任意的な本発明の特徴のうち、任意の１つもしくはそれ以上の特徴またはすべての特徴を含み、または含んでいてもよい。
【００３０】
本発明に係る磁界計測システムは、単一のコイルを有するものであってもよい。この場合、当業者に知られているように、コイルは、被検者（たとえば被検者の胸部）の上方に搬送され、使用時、異なる位置から読み取り（検出）が行われる。
【００３１】
しかしながら、好適な実施形態では、システムは、たとえば７〜１９個または１６〜１９個の複数のコイルを有する。
【００３２】
システムが複数のコイルを有するとき、いくつかのまたはすべてのコイルは、好適には２次元アレイ状に配置される。コイルアレイは、被検者（たとえば被検者の胸部）の上方に適当に配置されたとき、さらに被検者の上方で移動させる必要なく、適当な一連のサンプリング位置で読み取りが実施できるように構成されることが好ましい。アレイは、規則的もしくは不規則的なアレイまたは矩形もしくは（たとえば同心円状に形成された）円形アレイ等のように、任意の所望する構造を有していてもよい。
【００３３】
同様に、コイルを３次元に構成することもできる。この場合、たとえば２層等の複数層のコイルアレイを互いに重ね合わせて構成され、各層が上記説明したような２次元アレイ構造を有するアレイとして構成される。
【００３４】
各コイルは、空芯コア等の磁性的にアクティブでないコア（コイル巻線が磁性的にアクティブでないコアの周りに巻回されたもの）を有する。これは、使用時のノイズ低減を支援する。しかし必要ならば、フェライトまたはその他の磁性材料等の磁性的にアクティブなコアを用いてもよい。
【００３５】
各コイルは、４〜７ｃｍの最大外径を有する。これにより、画像形成するために１６〜１９カ所のサンプリング位置（検出チャンネル）を用いて、臨床的診断を支援することができる。上述のように、また当業者ならば理解されるように、複数のコイルからなるアレイを用いるか、または単一（または複数の）のコイルを胸部の周囲を移動させてデータを収集することにより、サンプリング位置でのデータを収集することができる。好適な実施形態では、７ｃｍのコイルを利用する。
【００３６】
１Ｈｚ〜６０Ｈｚの周波数範囲の信号は、心臓の磁場信号に関係するものであるから、１つのまたは各コイルは、好適には上記範囲の信号に感応するように構成されている。人間の心拍の基本的な周波数成分が３０Ｈｚであることから、コイルは約３０Ｈｚの信号に対する感度を最適化されることが好ましい。
【００３７】
１つのまたは各コイルは、１Ｈｚ〜１５０ｐＴの範囲の磁場に感応することが好ましい。コイルは、ｆＴの範囲の磁場で感応する必要はない。心臓磁界計測器はｆＴの範囲の磁場で感応する必要があるとの当業者の確信とは反対に、心臓の（および他の医学的用途の）磁場測定に際し、ｐＴの範囲の磁場感応性があれば十分であることを、出願人は見出した。
【００３８】
上記説明したように、本発明において、コイル外径Ｄ、コイル内径Ｄｉ、およびコイル長さｌ（小文字エル）は、慎重に選択される。
【００３９】
好適な実施形態では、コイルの外径に対する内径の比（Ｄｉ：Ｄ）が０．５：１より小さい。特に好適な実施形態では、コイルの外径に対する内径の比（Ｄｉ：Ｄ）が０．３：１以上である。すなわちコイルの外径に対する内径の比（Ｄｉ：Ｄ）は、０．３：１〜０．５：１の範囲にあり、好適には０．３：１〜０．５：１未満の範囲にある。最も好適には、上記比は、０．４２５：１である。こうしたコイル構造により、興味ある測定に対するノイズ量が最小限に抑えられることが確認された。
【００４０】
外径に対するコイルの長さの比（ｌ：Ｄ）が０．５：１以上にする必要がある。単位比（１：１）より大きくすることは好ましくなく、好適には０．５：１〜０．８：１の範囲であり、最も好適には、実質的に０．６９：１である。このように構成することにより、磁場の軸方向成分（コイル軸に沿った成分）の測定するためのコイル構造を最適化することができる。
【００４１】
すなわち、特に好適な実施形態では、１つまたは各コイルは、以下の構造を有する。
【００４２】
【数１】
0005937757.tif 000002
【００４３】
ここで、Ｄはコイルの外径であり、ｌはコイルの長さであり、Ｄｉはコイルの内径である。
【００４４】
コイルの外径Ｄは、信号ノイズ量に影響を与える。外径Ｄが大きいほど、信号ノイズ量は小さくなる。４ｃｍ≦Ｄ≦７ｃｍの範囲にある外径Ｄ（および上記説明した他のパラメータ）により、ノイズ量は０．８ｐＴ〜０．２ｐＴの範囲に入る。
【００４５】
コイルの巻数は、ワイヤ半径およびコイル長さｌにより決定される。ワイヤ半径は、出力電圧を決定する際に、必要に応じて選択される。ワイヤ半径が小さいほど、出力電圧は大きくなるが、その代わりにコイル抵抗も大きくなる。好適なワイヤ半径は、０．２ｍｍ〜１ｍｍであり、好適には０．５ｍｍである。任意の導線をワイヤとして用いることができる。
【００４６】
１つまたは各コイルの好適な巻数は、１０００〜８０００の範囲にあり、２０００であることが好ましい。巻線密度（ワイヤの断面積に対する巻線の断面積の比）は、好適にはが０．５〜１の範囲にあり、最も好適には１である。こうした巻線密度は、巻線密度が小さいほど（ノイズ量を小さくするはずなので）好ましいという仮説とは異なるものである。巻線密度を小さくすると、コイルからの信号強度が小さくなり、実際に、ノイズ量が大きくなるという犠牲を払っても、信号強度が大きくなることを出願人は確認した。
【００４７】
コイルが接続され、コイルからの出力を検出するために用いられる検出回路は、上述のように、磁場によりコイルに誘導される電圧および／または電流から、分析のための適当な出力信号を生成する。これを実現するために、任意の適当な検出回路および構造を用いることができる。好適には、検出回路は、後処理および平均化処理を行うために、磁場によりコイルに生じた電圧および／または電流をデジタル信号に変換する。
【００４８】
このシステムが複数のコイルを有する場合、各コイルは、それぞれ個別の検出回路を有する（すなわち複数のコイルと同数の検出回路が設けられる。）。検出回路からの出力信号は、後処理において必要に応じて組み合わされる。
【００４９】
好適な実施形態では、各検出回路は、電圧検出モードまたは電流検出モードで動作し（すなわち検出回路は、時間変動する磁場によりコイルの両端に生じた信号を検出し、測定し）、好適には低ノイズアンプを用いる。
【００５０】
各検出回路は、好適には検出アンプを用い（有し）、好適にはコイルの両端に接続されるマイクロフォンアンプ（低インピーダンスアンプ）の形態を有する。
【００５１】
好適には、検出回路により生成された電圧は、後処理、ノイズ除去、および信号回復のためにデジタル化される。検出装置において、出力電圧をできる限り（実現可能な限り）速やかにデジタル化することは、アンプのノイズを制限する上で好ましい。
【００５２】
好適な実施形態では、存在し得る任意の背景磁場の干渉を排除および／または補償するために、１つまたはそれ以上のステップを行う。任意の技術を採用することができる。ただし本発明によれば、磁界シールドされた環境を必要としない（実際のところ、シールド環境を必要としないことが本発明の発明的概念の一部であり、本発明の重要な利点である）ことに留意されたい。
【００５３】
特定の好適な実施形態において、出力信号に対し、好適にはノッチフィルタ等の適当なフィルタを用いることにより、主たる（ライン）周波数（ＵＫでは５０Ｈｚ）が出力信号から除去される。ほとんどのノイズを出力信号から除去するためには、ライン周波数に調整されたフィルタを用いれば十分であると、出願人は確認した。好適な実施形態では、適当な遮断周波数（たとえばライン周波数が５０Ｈｚの場合、４０Ｈｚ）を有するローパスフィルタを追加的に用いて、その他の高周波数ノイズを除去する（除去しようとする）。
【００５４】
とりわけライン周波数ノイズが除去されると、磁場シールドの必要なく、適当な出力信号が得られ、またはグラジオメータ（磁場勾配計）コイルに正確に適合させることができることを出願人は確認した。
【００５５】
すなわち、特に好適な実施形態では、本発明に係る方法は、好適には、出力電圧に対してノッチフィルタを用いて適当なフィルタリング処理を行うことにより、主たる周波数（ライン周波数）を出力電圧から除去するステップをさらに有する。最も好適には、分析のための出力信号は、その他の任意の高周波ノイズを除去するために、ローパスフィルタでフィルタリング処理される。
【００５６】
同様に、本発明に係る磁界計測システムの１つのまたは各検出回路は、好適には、コイルからの出力電圧の主たる周波数（ライン周波数）に作用する、好適にはノッチフィルタ等の適当なフィルタをさらに有するとともに、最も好適には、主たる周波数（ライン周波数）のフィルタからの出力信号に作用するローパスフィルタをさらに有する。
【００５７】
好適な実施形態において、検出回路（または各検出回路）は、コイルの両端に接続された低インピーダンスアンプを有し、そのアンプは、たとえば２５０Ｈｚの遮断周波数を有するローパスフィルタ、（たとえば５０Ｈｚの）ラインノイズを除去するノッチフィルタ、および任意的には平均化部品（これは、心臓磁場計測計の場合、パルスオキシメータまたは心電計を介して心拍に関連する生物学的信号により起動され得る。）に接続される。検出回路は、これにより形成された出力信号を分析し、信号処理するために、適当な信号分析ユニットに接続してもよい。
【００５８】
好適な実施形態では、コイルおよび検出回路は、コイルおよび検出回路の（コイルに接続された）アンプがともにセンサヘッドまたはセンサプローブ内に配置されるように構成され、センサヘッドまたはセンサプローブは、配線を介して検出回路のその他の構成部品に接続されて、使用時、検出回路のその他の構成部品とは離間させることができる。
【００５９】
必要ならば、背景ノイズの影響の排除または補償を試みる他のまたは別の技術を利用することができる。１つの適当な技術は、好適には適当なコイルマッチング（能動的または受動的な適合）とともに、背景磁場のみを検出するコイル（被検者からの磁場に感応しないコイル）を用いた背景磁場差分法である。背景磁場のみを検出するコイルは、「求められた」信号（関心のある信号）を検出するために用いられ、対応する検出回路に接続されるコイルと同様に構成されるべきであり、構成されることが好ましい。
【００６０】
すなわち好適な実施形態では、本発明に係る装置および方法は、背景磁場の存在を考慮しようとする（そして、これを補償しようとする）ために、好適にはコイルマッチングとともに、背景ノイズ検出差分法を採用する。
【００６１】
この場合、このシステムは複数のコイルを利用し、１つまたはそれ以上のコイルを背景ノイズ検出コイル（被検者の心臓の磁場ではなく、背景磁場を検出するためのもの）として利用することができる。この場合、コイルアレイが設けられ、たとえば１つまたはそれ以上の外側コイルを用いて背景磁場を検出し、および／または２層またはそれ以上のコイルアレイ層が設けられた場合、１つの層のコイル（または１つの層のうちのいくつかのコイル）を用いて、背景磁場を検出してもよい。すなわち好適な実施形態では、このシステムは、複数のコイルを含むアレイを有し、１つまたはそれ以上のコイルを用いて、背景磁場を検出し、残りのコイルを用いて、関心のある磁場（たとえば被検者の心臓からの磁場）を検出する。
【００６２】
１つの好適な実施形態において、コイル出力信号のマッチング（適合）は、２つのコイルを用い、両方のコイルにグローバル磁場（広範囲の磁場）を加え、差分信号の固定の（ロックイン）増幅率を用いて、コイルの一方のゲインを制御するアンプにフィードバックすることにより実現される。これにより、高精度でのコイルの製造（きわめて困難であり、高価となり得る。）の必要がなく、複数のコイルを正確にマッチングしやすくなる。グローバル変調磁場の周波数は、臨床的な検出に必要な周波数（１０Ｈｚ〜６０Ｈｚ）より実質的に高いため、臨床的検出に必要な周波数より高い周波数の固定の検出を取り除くことができる。好適な実施形態において、グローバル変調磁場は少なくとも１ｋＨｚの周波数を有する。
【００６３】
こうしたグローバル変調磁場によるコイルマッチングを利用する別の利点は、主たる（ライン）ノイズ以外のすべてのグローバル干渉（ノイズ）磁場を除去するために用いられる点にある。
【００６４】
勾配または背景ノイズ差分法（または背景ノイズを補償する任意の同等プロセス）を用いることなく、心拍スケール感度を実現できることを出願人は見出したことを留意されたい。ただし、勾配または背景ノイズ差分法（または同等プロセス）を用いると、有用な信号をより速やかに得ることができる。
【００６５】
磁界計測器（各検出回路）からの信号は、任意の適当で好ましい手法で処理してもよい。好適には、この信号に対して、たとえば磁場に対する擬似色画像を生成するように適当な信号処理を行ってもよい。
【００６６】
好適な実施形態において、数多くの心拍における信号を平均化して、後に続く任意の分析および診断のために用いられる出力信号が提供される。心拍率は短期間で大きく変動するものであるが、各心電パルスはきわめて類似するものであるため、単一の心拍に対する感応性はあまり必要ではないことを出願人は確認した。
【００６７】
好適には、明瞭な信号を生成するために検出回路の応答時間を緩慢にするような解決手段を用いるのではなく、高いデータ収集速度が維持され、信号の後処理過程により必要とされる信号が生成される。
【００６８】
特に好適な実施形態では、誘導コイルからのアナログ信号をデジタル化して、デジタル信号が適当なデジタル信号記憶媒体に記憶される（そして好適には、数多くの心拍にわたって平均化される）。
【００６９】
被検者からのＥＣＧまたはオキシメータのトリガを、信号収集プロセスのための検出トリガとして用いてもよいが、これは必ずしも必要なことではない。
【００７０】
本発明に係るシステムおよび方法は、たとえば被検者の心臓からの磁場を分析するために必要であるときに利用することができる。好適には、心臓に関する適当な磁界スキャン画像を形成できるように、適当な測定を行うことができ、たとえば、その画像を診断のための参照画像と比較することができる。心臓からの磁場を可視化する（画像形成する）ための既知で適当な処理を実施するために、本発明を利用することができる。
【００７１】
好適には、必要とされるスキャン画像を得るために、１６〜１９カ所のサンプリング位置（検出チャンネル）で磁場が検出される。
【００７２】
したがって本発明は、被検者の心臓（他の体の部位）で発生する磁場を分析し、好適には可視化する（画像形成する）ために、本発明に係る磁場計測システムの利用、および被検者の心臓（他の体の部位）で発生する磁場を分析し、好適には可視化する（画像形成する）本発明に係る磁場計測システムを利用するステップを有する方法に拡張することができる。この分析結果および好適には形成された画像は、好適にも、心臓疾患等の臨床的状態を診断するために用いられる。
【００７３】
すなわち本発明に係る別の態様によれば、臨床的状態を診断するための方法が提供され、この方法は、
最大外径が４〜７ｃｍであり、外径に対するコイルの長さの比が少なくとも０．５であり、外径に対するコイルの内径の比が０．５以下となるように構成された１つまたはそれ以上の誘導コイルを用いて、被検者の体の部位からの時間変動する磁場を検出するステップと、
誘導コイルに接続された１つまたはそれ以上の検出回路を用いて、被検者の体の部位からの時間変動する磁場により誘導コイルに生成される電流または電圧を、誘導コイルの出力信号に変換するステップと、
誘導コイルからの出力信号を用いて、被検者の体の部位からの磁場を分析するステップと、
被検者の体の部位からの磁場の分析結果を用いて、臨床的状態を診断するステップとを有する。
【００７４】
本発明に係るこの態様において、好適にも、１つまたはそれ以上のコイルからの出力信号を用いて、被検者の体の部位から発生する磁場を描写する画像を形成することができ、この方法は、得られた画像を参照画像に比較して、臨床的状態を診断するステップを有する。臨床的状態は、上述のように、心臓疾患、膀胱状態、早期陣痛、胎児異常、または頭もしくは脳の異常のうちの１つであることが好ましい。
【００７５】
当業者ならば理解されるように、本発明に係るこれらの態様および実施形態は、適当ならば、上記説明した本発明に係る１つもしくはそれ以上、またはすべての好適で、かつ任意的な特徴を含むものであってもよい。
【００７６】
上記説明から明らかなように、本発明に特有の利点は、磁場シールドの必要なく、本発明を通常の病院、手術室、または環境で利用することができる点にある。すなわち、特に好適な実施形態において、本発明の方法は、磁気シールドされない環境下において（磁気シールドを用いることなく）、磁界計測システムを用いて、被検者の心臓（または体のその他の部位）からの磁場を検出するステップを有する。
【００７７】
当業者には理解されるように、上記説明した本発明に係るすべての態様および実施形態は、適当ならば、本発明に係る１つもしくはそれ以上、またはすべての好適で、かつ任意的な特徴を含むものであってもよい。
【００７８】
本発明に係る方法は、コンピュータプログラム等のソフトウェアを少なくとも部分的に使用することにより実行される。すなわち明らかに、別の観点から見たとき、本発明は、データ処理手段にインストールされた場合に上記方法を実行するように特に構成されたコンピュータソフトウェアを提供するものであり、コンピュータプログラムの構成要素は、コンピュータプログラムをデータ処理システム上で走らせたときに上記説明した方法のすべてのステップを実行するように構成されたコード手段を含むものである。データ処理システムは、マイクロプロセッサやプログラム可能なＦＰＧＡ（フィールド・プログラマブル・ゲート・アレイ）等であってもよい。
【００７９】
本発明は、こうしたソフトウェアを格納したコンピュータソフトウェアキャリアにも及び、こうしたソフトウェアは、データ処理手段を備えた磁界計測システムを作動させるように用いたとき、データ処理手段と協働して、このシステムに本発明に係る方法のステップを実行させるものである。こうしたコンピュータソフトウェアキャリアは、ＲＯＭチップ、ＣＤ  ＲＯＭもしくはＣＤディスク等の物理的な記憶媒体であってもよく、または
配線上の電気信号、光信号、または人工衛星に対する無線信号であってもよい。
【００８０】
また理解されるように、本発明に係る方法のすべてのステップをコンピュータソフトウェアで実行することは必ずしも必要なく、さらに広範な態様から、本発明は、コンピュータソフトウェア、および上記説明した方法の少なくとも１つのステップを実行するコンピュータソフトウェアキャリアにインストールされるコンピュータソフトウェアを提供するものである。
【００８１】
したがって本発明は、コンピュータシステムとともに用いられるコンピュータプログラム製品として適当に具現化されてもよい。こうした実施態様は、たとえばディスケット、ＣＤ  ＲＯＭ、ＲＯＭ、またはハードディスク等の持続性コンピュータ可読媒体に固定された一連のコンピュータ可読指令を有する。こうした実施態様は、同様に、モデムや他のインターフェイスデバイスを介して、これに限定するものではないが、光通信ラインもしくはアナログ通信ライン等の有形の媒体または赤外線通信や他の通信技術等の無形の無線技術を用いて、コンピュータに転送可能な一連のコンピュータ可読指令を有する。一連のコンピュータ可読指令は、上記説明したすべてのまたは一部の機能を実現するものである。
【００８２】
当業者ならば理解されるように、こうしたコンピュータ可読指令は、数多くのコンピュータ構成またはオペレーティングシステムで用いられるために、数多くのプログラム言語で記述することができる。さらに、こうしたコンピュータ可読指令は、これに限定するものではないが、光通信、赤外線通信、もしくはマイクロ波通信を含む現在のまたは未来の任意の通信技術で送信されて、これに限定するものではないが、半導体メモリ、磁気メモリ、もしくは光メモリを含む現在のまたは未来の任意のメモリ技術を用いて、記憶させることができる。こうしたコンピュータプログラム製品は、印刷された文書または電子的文書を添付したリムバーブル媒体、たとえばパッケージソフトウェアやコンピュータに予め組み込まれたソフトウェア、たとえばシステムＲＯＭや固定ディスク、サーバや電子掲示板からインターネットやワールド・ワイド・ウェブ等のネットワークを介して配信されたソフトウェアとして配布することができる
【図面の簡単な説明】
【００８３】
添付図面を参照しながら、本発明に係る数多くの実施形態について、単なる具体例として以下説明する。図中、適当ならば、同様の構成部品には、同様の参照符号を用いる。
【図１】ブルックスコイルのコイル構造を示す。
【図２】本発明に係る磁界計測器のためのコイル構造を示す。
【図３】本発明に係る好適な実施形態の磁界計測装置の基本的構成を概略的に示す。
【図４】図３の磁界計測装置を用いて得られた例示的な出力を示す。
【図５】被検者の心臓からの磁場を検出するための、本発明に係る実施形態を利用する様子を概略的に示す。
【図６】図５に示す装置で得られた例示的な出力である。
【図７】被検者の心臓からの磁場を検出するための、本発明に係る実施形態の利用に関する別の例示的な構成を示す。
【図８】図７に示す装置で得られた例示的な出力である。
【図９】被検者の心臓からの磁場を検出するための、本発明に係る実施形態の利用に関する別の例示的な構成を示す。
【図１０】被検者の心臓からの磁場を検出するための、本発明に係る実施形態の利用に関する別の例示的な構成を示す。
【図１１】被検者の心臓からの磁場を検出するための、本発明に係る実施形態の利用に関する別の例示的な構成を示す。
【図１２】被検者の心臓からの磁場を検出するための、本発明に係る実施形態の利用に関する別の例示的な構成を示す。
【図１３】被検者の心臓からの磁場を検出するための、本発明に係る実施形態の利用に関する別の例示的な構成を示す。
【図１４】本発明に係る心臓磁界計測器を用いて得られた別の例示的な結果を示す。
【図１５】本発明に係る心臓磁界計測器を用いて得られた別の例示的な結果を示す。
【発明を実施するための形態】
【００８４】
図３は、本発明に係る磁界計測システム１０の好適な実施形態の基本的な構成を概略的に示す。磁界計測システム１０は、心臓磁界計測器として利用される（被検者の心臓からの磁場を検出するために利用される）ことを特に意図したものである。ただし、上記説明したように、同一の磁界計測器の設計を用いて、たとえば膀胱状態、胎児異常、早期陣痛、および心臓の検出および診断、ならびに脳磁図技術のために、体の他の部位から生じる磁場を検出することができる。とりわけ心臓磁界計測器を参照して、この実施形態を説明するが、本実施形態（および本発明）は、他の医療用途にも同様に拡大適用されることに留意されたい。
【００８５】
磁界計測器１０はコイル２を有し、コイルは数多くの構成部品からなる検出回路に接続されている。
【００８６】
コイル２は、本発明に係る構成を有する、６０００巻された誘導コイル（インダクションコイル）である。コイル２は、まずマイクロフォンプリアンプ等のローインピーダンス・プリアンプ３を有する検出回路に接続される。
【００８７】
プリアンプ３は、配線１１を介して、検出回路の他の部品に接続され、他の部品には、たとえば２５０Ｈｚの周波数を遮断するローパス・フィルタ５、たとえば５０Ｈｚのラインノイズを除去するノッチフィルタ６、およびパルスオキシメータまたは心電計等の心拍に関する生物学的信号により起動される平均化部品（これは任意である。）が含まれる。検出回路は、出力信号Ｖｏｕｔ９を分析し、信号処理するための適当な信号分析ユニットに接続されている。
【００８８】
図３に示すように、コイル２および検出回路のプリアンプ３が一体にセンサヘッドまたはセンサプローブ１内に配置されるように、コイルおよび検出回路が構成され、センサヘッドまたはセンサプローブ１は、配線１１を介して、検出回路のその他の構成部品を有する処理回路４に接続される。センサヘッド（プローブ）１および処理回路４を配線で接続することより、使用時、処理回路４をセンサヘッド（プローブ）１から離間させることができる。
【００８９】
この磁界計測器を用いると、関心のある磁場付近にセンサヘッド（プローブ）１を配置することにより、これを磁場プローブとして用いることができる。
【００９０】
図３に示す検出回路は、微弱な磁気信号に頑健で、高い増幅率を有し、コイルの出力電圧に対して敏感であることが確認された。シールドされない通常の研究室条件下では、信号に干渉する唯一のノイズ源はラインノイズであり、（たとえば５０Ｈｚの）ライン周波数に調整された高Ｑファクタ（狭小バンド）のノッチフィルタ６で、ほとんどのノイズを除去できると出願人は判断した。その他の高周波数ノイズは、必要ならば、適当な遮断周波数を有するローパスフィルタで除去することができる。
【００９１】
本発明に係る好適な実施形態で用いられる誘導コイル２の仕様について以下説明する。上述のように、このコイルは、被検者の心臓からの時間変動する磁場を検出できるように十分な感度を有するが、一方で磁場心電計として適当な空間解像度を実現するような全体的な寸法を有する。
【００９２】
本実施形態におけるコイル２は、空芯コイル（コイル巻線が磁性的にアクティブでないコアの周りに巻回されたもの）である。しかし必要ならば、フェライトまたはその他の磁性材料等の別の構造を用いることができる（ただし出願人は、こうしたコアはノイズを増大させ、適当な診断信号を得るために必要な時間がかかることを確認している。）。
【００９３】
心臓に関連する磁界信号の周波数は、１Ｈｚ〜６０Ｈｚの範囲である。すなわち本実施形態のコイルは、これらの周波数の磁界に高い感度を有するように設計されている。
【００９４】
出願人は、本発明に係るコイルは、これらの周波数において、次式で表される出力電圧を有するように設計されるべきことを認識した。
【００９５】
【数２】
0005937757.tif 000003
【００９６】
ここでＮは巻数であり、Ａはコイルの有効断面積であり、Ｂ(ｔ)は磁場Ｂの時間変動値であり、ｆは磁場変動振動周波数である。
【００９７】
上記［数２］において、心電図を正確に測定可能にするのに必要かつ望ましい最小の磁場Ｂとして１ｐＴに設定し（すなわちＢ＝１ｐＴ）、心臓測定に関心のある主たる周波数ｆを３０Ｈｚに設定すると、コイル設計に最も関心のある信号周波数のための変換率（出力電圧）を特定することができると出願人は理解した。
【００９８】
さらに巻線抵抗に起因する所与の熱ノイズについて検出可能な最小磁場は次式で得られる。
【００９９】
【数３】
0005937757.tif 000004
【０１００】
ここでｋＢはボルツマン係数であり、Ｔは温度であり、Ｒａアンテナ線の抵抗値であり、Ｒａは次式で求められる。
【０１０１】
【数４】
0005937757.tif 000005
【０１０２】
ここでａは半径であり、ρは平均巻線半径ｒｃｏｉｌの円形コイルの巻線として用いられているワイヤの抵抗率である。
【０１０３】
図２で説明するように、コイルのパラメータとしての長さがｌ（小文字エル）であり、コイル外径がＤで、コイル内径がＤｉと定義すると、上記［数２］〜［数４］を用いて、適当で（最適な）コイル構造を実現することができる（図２において、ボックス２０は巻線領域を表す。）。
【０１０４】
この手法に従い、関心のある周波数におけるノイズを極力抑えたコイル構造は、外径に対する内径の比（Ｄｉ：Ｄ）が０．３〜０．５の範囲に入り、好適には０．３から０．５未満の範囲に入り、好適には０．４２５（Ｄｉ：Ｄ≒０．４２５）となることを出願人は確認した。
【０１０５】
さらに関心のある成分である、（コイルの軸に沿った）磁場の軸方向成分を測定するために最適なコイル構造は、ｌ／Ｄが０．５以上、好適には０．５〜１の範囲に入り、より好適には０．５〜０．８の範囲に入り、最も好適には０．６９程度である（ｌ／Ｄ≒０．６９、Ｄｉ：Ｄ≒０．４２５のとき）。
【０１０６】
コイルの好適な最大外径Ｄは７ｃｍである。これは、医学的に有用な画像を得るために必要なサンプリング位置（検出チャンネル）の最小の数が１６〜１９であると仮定して、医学的診断用途に適したコイルの最大寸法に基づいて求めたものである（この数は、画像形成システムの装置に依存するが、通常、有効な診断のために必要なサンプリング位置（チャンネル）の最小の数である。）。
【０１０７】
すなわち本発明に係る好適な本実施形態は、次式で表される構造を有する誘導コイル２を用いる。
【０１０８】
【数５】
0005937757.tif 000006
【０１０９】
ここで、Ｄはコイルの外径であり、ｌはコイルの長さであり、Ｄｉはコイルの内径である。
【０１１０】
コイルの巻数は、ワイヤ半径ａおよびコイル長さｌにより決定される。ワイヤ半径ａは、出力電圧を決定するために必要なものとして選択することができ、ワイヤが細いほど、コイル抵抗が増大するものの、出力電圧が増大する。
【０１１１】
以下の表は、３０Ｈｚのターゲット周波数において（図３の検出回路を用いて）、上記構造を有するコイルの性能と、同一の外形寸法を有するブルックスコイルの性能とを比較するものである（ブルックスコイルの設計は、通常モードでコイルインダクタンスを最適化することを考慮して設計された比較例として選択された。ワイヤの所与の長さに対して、最大インダクタンスを有するコイルはブルックス構造により得られる。）。
【０１１２】
【表１】
0005937757.tif 000007
【０１１３】
［表１］は、本実施形態に係るコイル設計が、同一の外形寸法を有するブルックスコイルに比して実質的な改善が見られることを示すものである。本実施形態に係るコイルは、３０Ｈｚのターゲット周波数において、より高い出力電圧と、より低いノイズ特性を有する。
【０１１４】
図４は、図３に示す磁界計測システムを用いて得られる例示的な出力電圧を示すものである。
【０１１５】
図５〜図１３は、人間の心臓の磁場を検出し、画像形成するための好適な実施形態に係るコイルおよび検出回路を用いた例示的な構成を示すものである。
【０１１６】
図５は、最も基本的な動作モードを示す。ここで、信号コイル４０から出力される電流は、検出回路４１で処理され、信号電圧に変換され、Ａ／Ｄコンバータ４２に出力される。このＡ／Ｄコンバータは、コイル４０からのアナログ信号をデジタル化し、データ収集システム４３に出力する。被検者から心電計トリガまたはパルスオキシメータトリガが、デジタル信号収集のための検出トリガ信号として用いられ（ただし、これは必ずしも必要ではなく、必要ならば省略してもよい。）、数多くのトリガパルス信号に対するデジタル化信号が、適当な信号記録媒体に記憶され、記憶された信号が、データ収集ユニット４３を用いて、平滑化または平均化される。
【０１１７】
図６は、この構成に対する一連の例示的な結果を示す。心臓からの信号ＭＣＧは明瞭であるが、検出信号はノイズを含むため、ＭＣＧ信号を得るためには、検出信号のフィルタリング処理および平均化処理を行う必要がある。ただし、この装置は４ｃｍの直径を有するコイルで機能することを出願人は確認した。
【０１１８】
図７は、特に勾配差分法を用いて、背景ノイズを補償しようとする、図５の装置を改良した装置を示す。この場合、インバースコイル（逆コイル）４４を用いて、プローブコイル４０で検出された信号から、背景ノイズ磁場の効果を差し引こうとするものである。インバースコイル４４は、当業者に知られており、背景磁場に対して同等の感度を有するが、被検者からの磁場に対して低い感度を有するものである。たとえば可動式ラミネートコア（層状コア）を用いて、インバースコイル４４の性能をピックアップコイル４０の性能に調整することにより、インバースコイル４４は、ピックアップコイル４０に正確に適合（マッチング）させることができる。
【０１１９】
この技術によれば、同様に、４ｃｍコイルペアを用いて、心臓からの磁場に対する利用可能な描写を提供できることを、出願人は確認した。図８は、この装置の例示的な結果を示す。図８ａは、インバースコイル４４で検出された背景ノイズ信号を示し、図８ｂは、プローブコイル４０で検出された「求められた」信号を示し、図８ｃは、「求められた」信号から「ノイズ」信号を差し引いた結果を示す。この場合、受動的な信号フィルタリング処理を用いて、磁場ＭＣＧ信号を後処理するが、図５および図６に示す装置に比して、あまり多くの後処理を必要としない。
【０１２０】
図９は、択一的な勾配差分装置を示す。この場合、両方のコイル４０，４４は、同一の向きを有するが、差動アンプ４５を用いて一方の信号から他方の信号を差し引く。同様に、両者のコイルおよび検出回路４１の性能を正確に適合させることにより、最も良好な処理が実現される。同様に、可動式ラミネートコアを用いて、一方のコイルの性能を他方のコイルの性能に調整することができる。
【０１２１】
図１０は、さらに好適な実施形態を示す。この回路は、図９に示す装置と同様の原理で動作するが、より洗練された磁場相殺方法および受動的コイル適合方法を用いる。特に、背景磁場の干渉を取り除くために、既知のグローバル（広範囲な）磁場４６が両方のコイル４０，４４に導入される。
【０１２２】
この回路において、検出回路４１からの出力信号は、それぞれのアンプ４７，４８を経由した後、差動アンプ４５に出力される。アンプ４７，４８の少なくとも一方は、調整可能である。使用時、たとえば５０Ｈｚのラインノイズ等の既知のグローバル磁場４６、または信号生成器４９からの１ｋＨｚ信号等の信号が、両方のコイル４０，４４に導入される。たとえばオシロスコープを用いて、差動アンプ４５の出力信号に上記周波数の信号が含まれていることを検出したとき、２つのコイル４０，４４は適合していないことを示唆することになる。この場合、差動アンプ４５の出力信号からグローバル磁場ノイズを排除して、２つのコイルからの出力信号が適正に適合するように、アンプ制御部５１を用いて、調整可能な電圧制御アンプを調整することができる。
【０１２３】
最も好適には、この装置において、勾配差分法のための適当なコイル適合を実現するために、１ｋＨｚ程度の既知のグローバル磁場が両方のコイルに加えられるが、同様に、出力信号に対して５０Ｈｚノイズを取り除くためのフィルタリング処理が行われる。
【０１２４】
図１１は、図１０の装置のさらなる変形例であるが、この場合、能動的（アクティブ）なコイル適合が用いられる。すなわちこの装置において、コイル４０，４４の出力信号は、同様に適当な検出回路４１に供給された後、少なくとも一方が調整可能なアンプ４７，４８に供給される。ただし、この装置において、調整可能なアンプ４８は、差動アンプ４５および信号生成器４９の出力信号に適当に接続されるアンプ５２または同様の電圧制御部のロックを用いて、共通モードのノイズを取り除くように調整される。
【０１２５】
本発明に係る上記実施形態は、被検者の心臓からの磁場を検出するために用いられる単一のピックアップコイルを設けた装置を示す。こうした装置において、被検者の心臓により生成された磁場を診断のためにスキャン（走査）する際、被検者の胸部の上方の適当な空間位置で読み取るために、単一のピックアップコイルを被検者の胸部の上方において適当に移動させることができる。その後、読み取り信号は収集され、これを用いて、被検者の心臓に関する適当な磁場スキャンを蓄積することができる。
【０１２６】
同様に、複数のコイルおよび図３に示す態様を有する検出回路装置をアレイ状に配置し、こうしたアレイを用いて、被検者の心臓から生じる磁場を測定することができる。この場合、コイルのアレイを用いて、被検者の胸部の上方において複数の位置から同時に読み取ることができ、たとえば同一のコイルを用いて、被検者の胸部の上方の異なる位置を複数回読み取る必要性を回避または低減することができる。
【０１２７】
図１３は、１６個の検出コイル６１を含むアレイ６０を有する適当なコイルアレイ装置を示す。コイルアレイ装置は、被検者の心臓からの磁場を測定するために、被検者の胸部の上方のサンプリング位置に設置することができる。この場合、アレイ６０の各コイル６１は、上述のように構成して、各検出回路に接続することが必要である（すなわち個々のコイル６１は、図３に示すように構成され、これに接続された検出回路を有する。）。各コイル６１からの出力信号は、組み合わされ、適当に用いられて、被検者の心臓の磁場スキャンを形成する。
【０１２８】
必要ならば、円形アレイ、不規則的アレイ等、その他のアレイ装置も同様に用いることができる。
【０１２９】
この装置において、被検者の心臓からの求められる磁場を検出するためではなく、背景ノイズを差し引くために、背景磁場を検出するための複数のコイル６１を用いることもできる。たとえば、アレイ装置の外側コイル６２を背景磁場検出器として用いることができ、こうしたコイルで検出された信号を、アレイ装置の他のコイルで検出された信号から適当に差し引くことができる。背景ノイズを差し引くための他の装置も当然に利用することができる。
【０１３０】
必要ならば、図１３に示す態様を有するアレイからなる層を複数設けることも可能である。この場合、たとえばこうした２層のアレイを互いに積層して、被検者の胸部により近いアレイを用いて、被検者の心臓から生じる磁場を検出し、被検者の胸部により遠いアレイを用いて背景ノイズを検出するために用いてもよい。
【０１３１】
心臓から生じる磁場を測定するために、上記装置を用い、被検者の胸部の上方において、定期的に測定した磁場を収集することにより、被検者の心臓に関する磁場スキャンを蓄積することができる。心臓の拍動に関する任意の部位について、たとえば擬似色画像を蓄積し、スキャンを用いて、たとえば既知の参照画像と比較することにより、さまざまな心臓疾患を診断することができる。さらにこれは、新規導入およびランニングコストの両方の観点から、既存の心臓磁界計測装置に比して実質的により安価に実現することができる。
【０１３２】
図１２は、たとえば病院で利用されるものと思われる磁界計測器の例示的な装置を示す。磁界計測器３０は、患者のベッドサイド３１まで移動できる運搬可能な装置であり、ベッドサイドにて、たとえば患者の心臓をスキャンするために用いられるものである。磁気シールド装置および超低温冷却装置等の必要性はまったくない。磁界計測器３０は、通常の病室環境内で用いることができる。
【０１３３】
本実施形態（および本発明）に係るピックアップコイルにより生成される信号は、有用な信号の導関数であり、出力信号を時間積分して、必要とされる有用な信号を生成することができる。このように積分することにより、（ノイズの振幅があまりも大きくなければ）信号からのノイズの影響を除去しやすくなるという効果が得られる。さらに、ノイズは、積分された信号の中にも残存し、所望または必要ならば、積分信号の導関数を求めることにより補償（回収）することができる。
【０１３４】
図１４および図１５は、本発明に係る心臓磁界計測器を用いて得られたさらなる例示的な結果を示す。
【０１３５】
図１４は、通常の研究室環境下で、背景ノイズを差し引くピックアップコイルを用いて、磁界心電計を２０分間スキャンさせて得られた例示的な結果を示す。図１１に示す２重コイル構造および２重コイルシステムを用いて、信号検出コイルを剣状突起の上方に配置し、第２のコイルの中心を体から同一距離で胸部から８ｃｍだけ上方に配置する。
【０１３６】
図１４は、未処理の軌跡、微分ＥＣＧ信号７１と対比した、単一の心臓拍動における（２０分間スキャンして）平均化した磁界信号７０、およびＥＣＧ軌跡７３と対比した積分磁界信号７２を示す。
【０１３７】
図１５は、同一のコイル装置を用いるが、背景ノイズ差分法を用いることなく、磁界シールドされた環境下で得られた対応する結果を示す。この場合、単一のコイルが剣状突起の上方に配置された。未処理の磁界心電計の測定スキャン結果であって、１分間において平均化された結果が図示されている。
【０１３８】
この磁界計測システムを同様の手法で用いて、膀胱、頭、脳、胎児等の体の他の部位により生成される別の医学的に有用な磁場を検出し、分析することができる。
【０１３９】
上記説明から分かるように、本発明は、少なくともその好適な実施形態において、心臓により生成される磁場を検出するための利用等、広範な臨床的環境において、医学的および経済的観点の両方から有用に実施できる磁界画像形成デバイスを提供することができる。磁界計測システムは、特に、コストの点、臨床的環境下で実施できる点、および患者の診断に即して広範な用途に迅速に活用できる点において利点を有する。この磁界計測システムは、非接触式であり、衣服を介して作業され、迅速で、小型で、運搬可能で、かつ安価である。信号を短時間記録した後の高い解像度で、絶対的な「単一心拍」感度で、画像を形成することができる。患者が１〜２ｃｍ程度移動しても、画像は実質的な悪影響を受けない。
【０１４０】
これは、本発明の好適な実施形態において、少なくとも（たとえば）心臓の時間変動する磁界を検出するように構成された検出コイルの改良された設計を用い、電流または電圧の検出モードにある検出回路を用いた後、共通モードノイズを取り除くように信号を処理し、デジタル信号を記録し、平均化して、分析することにより実現される。
【符号の説明】
【０１４１】
１…センサヘッドまたはセンサプローブ、２…コイル、３…プリアンプ、５…ローパス・フィルタ、６…ノッチフィルタ、９…出力信号、１０…磁界計測システム、１１…配線、３０…磁界計測器、３１…ベッドサイド、４０…ピックアップコイル、４１…検出回路、４２…Ａ／Ｄコンバータ、４３…データ収集システム、４４…インバースコイル（逆コイル）、４５…差動アンプ、４６…磁場、４７，４８…アンプ、４９…信号生成器、５１…アンプ制御部、５２…アンプ、６０…コイルアレイ、６１…検出コイル、６２…外側コイル、７０…平均化した磁界信号、７１…微分ＥＣＧ信号、７２…積分磁界信号、７３…ＥＣＧ軌跡。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【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】
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【図１２】
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【図１３】
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【図１４】
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【図１５】
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