(57)【要約】【課題】  心臓磁界計測による傷害心筋部位の心臓内の３次元的局在の評価を可能にした心臓磁界診断装置および傷害心筋の３次元局在評価方法を提供する。【解決手段】  磁界分布計測装置１は、被験者の胸部上の複数座標における非接触磁気計測により磁界分布データを形成する。演算装置２はこれに基づいて心筋内の３次元電流密度分布データを算出する。演算装置２はさらにこの３次元電流密度分布データに基づいて、磁界積分立体図を心臓の外郭立体図として描画する。また、演算装置２は、３次元電流密度データに基づいて、同一被験者のＱＲＳ差分、Ｔ波ベクトル、またはＲＴディスパーションの３次元分布を描画するデータを生成して心臓外郭上に再構築する。これにより傷害心筋の３次元局在の評価が可能になる。【選択図】        図２
2006075403.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
傷害心筋の３次元局在を評価するため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２次元心臓磁界分布データを生成する心臓磁界分布計測手段と、
前記生成された２次元心臓磁界分布データに基づいて前記被験者の心筋内の３次元電流密度分布データを生成する電流密度データ生成手段と、
前記３次元電流密度分布データに基づいて、心臓の外郭を示す心臓磁界積分立体図を構築する心臓立体図構築手段と、
前記３次元電流密度分布データに基づいて、心臓の傷害心筋の３次元局在を表わすデータを生成する傷害心筋データ生成手段と、
前記構築された心臓磁界積分立体図と同一空間内に、前記傷害心筋の３次元局在を再構成する画像再構成手段とを備えた、心臓磁界診断装置。
【請求項２】
前記傷害心筋データ生成手段は、
予め求められた複数の健常者のＱＲＳ波の３次元電流密度分布データの平均データと、被験者のＱＲＳ波の３次元電流密度分布データとのＱＲＳ差分を求める差分算出手段と、
前記求められたＱＲＳ差分に基づいて、前記傷害心筋の３次元局在を描画するデータを生成する描画データ生成手段とを含む、請求項１に記載の心臓磁界診断装置。
【請求項３】
前記ＱＲＳ差分を求める差分演算手段は、
前記被験者の胸部の３次元座標のそれぞれの座標における前記３次元電流密度分布データのＱＲＳ波の期間にわたる積分値を求める積分手段と、
前記積分手段によって求められた複数の健常者のＱＲＳ波の期間にわたる積分値の平均値を求めて保持するデータ保持手段と、
前記胸部の３次元座標のそれぞれの座標における前記健常者の前記３次元電流密度分布データの積分値の平均値と前記被験者の前記３次元電流密度分布データの積分値との間の差分を前記ＱＲＳ差分として求める演算手段とを含む、請求項２に記載の心臓磁界診断装置。
【請求項４】
前記描画データ生成手段は、
前記３次元座標のそれぞれの座標における前記ＱＲＳ差分の値に基づいて、前記それぞれの座標に対応する点を所定の色で色付けする手段と、
前記３次元座標のそれぞれの座標に対応する点の間を線形補間する手段と、
前記線形補間された３次元座標空間を透視法射影する手段とを含む、請求項３に記載の心臓磁界診断装置。
【請求項５】
前記描画データ生成手段は、
前記それぞれの座標の色の透明度をＱＲＳ差分の大きさに応じて設定する、請求項４に記載の心臓磁界診断装置。
【請求項６】
前記傷害心筋データ生成手段は、
被験者のＴ波の３次元電流密度分布データから電流ベクトルの角度を求めるベクトル角度算出手段と、
前記求められたＴ波の電流ベクトル角度に基づいて、前記傷害心筋の３次元局在を描画するデータを生成する描画データ生成手段とを含む、請求項１に記載の心臓磁界診断装置。
【請求項７】
前記ベクトル角度算出手段は、
前記被験者の胸部の３次元座標のそれぞれの座標における前記３次元電流密度分布データのＸ成分のＴ波の期間にわたる積分値を求める第１の積分手段と、
前記被験者の胸部の３次元座標のそれぞれの座標における前記３次元電流密度分布データのＹ成分のＴ波の期間にわたる積分値を求める第２の積分手段と、
前記胸部の３次元座標のそれぞれの座標における前記３次元電流密度分布データのＸ成分およびＹ成分の積分値の比から前記電流ベクトルの角度を求める演算手段とを含む、請求項６に記載の心臓磁界診断装置。
【請求項８】
前記描画データ生成手段は、
前記３次元座標のそれぞれの座標における前記電流ベクトルの角度に基づいて、前記それぞれの座標に対応する点を所定の色で色付けする手段と、
前記３次元座標のそれぞれの座標に対応する点の間を線形補間する手段と、
前記線形補間された３次元座標空間を透視法射影する手段とを含む、請求項７に記載の心臓磁界診断装置。
【請求項９】
前記描画データ生成手段は、
前記それぞれの座標の色の透明度を電流ベクトルの角度の大きさに応じて設定する、請求項８に記載の心臓磁界診断装置。
【請求項１０】
前記傷害心筋データ生成手段は、
被験者のＱＲＳ−Ｔ波の３次元電流密度分布データからＲＴ時間の分散であるＲＴディスパーション（RT-dispersion）を求める時間分散算出手段と、
前記求められたＲＴディスパーションに基づいて、前記傷害心筋の３次元局在を描画するデータを生成する描画データ生成手段とを含む、請求項１に記載の心臓磁界診断装置。
【請求項１１】
前記時間分布算出手段は、
前記被験者の胸部の３次元座標のそれぞれの座標における前記３次元電流密度分布データからＲＴ時間の最大値と最小値との差分の絶対値をＲＴディスパーションとして求める手段を含む、請求項１０に記載の心臓磁界診断装置。
【請求項１２】
前記描画データ生成手段は、
前記３次元座標のそれぞれの座標における前記ＲＴディスパーションに基づいて、前記それぞれの座標に対応する点を所定の色で色付けする手段と、
前記３次元座標のそれぞれの座標に対応する点の間を線形補間する手段と、
前記線形補間された３次元座標空間を透視法射影する手段とを含む、請求項１１に記載の心臓磁界診断装置。
【請求項１３】
前記描画データ生成手段は、
前記それぞれの座標の色の透明度をＲＴディスパーションの大きさに応じて設定する、請求項１２に記載の心臓磁界診断装置。
【請求項１４】
前記心臓立体図構築手段は、
前記被験者の胸部の３次元座標のそれぞれの座標における前記３次元電流密度分布データのまたは前記３次元電流密度分布データを二乗した３次元エネルギ密度データの所定期間にわたる積分値を求める積分手段と、
前記それぞれの座標における前記積分値のうちの最大値を求める最大値判定手段と、
前記胸部の３次元座標を複数の立方体の集合に区分する立方体設定手段と、
前記積分値の最大値に基づいてしきい値を設定するしきい値設定手段と、
前記設定されたしきい値に対する、前記立方体の各々の各頂点に対応する座標の前記積分値の大小を判定する大小判定手段と、
前記複数の立方体の集合における前記積分値の大小の判定結果を表示する画像を前記心臓磁界積分立体図として生成する画像生成手段とを含む、請求項１〜１３のいずれかに記載の心臓磁界診断装置。
【請求項１５】
前記画像生成手段は、
前記複数の立方体の各々ごとに、前記各立方体を構成する８個の頂点のうち対応する座標の前記積分値が前記しきい値より大きい頂点の数を算出する手段と、
前記積分値がしきい値より大きい頂点の数に応じて予め定められた態様で、前記しきい値よりも大きい頂点を結ぶポリゴンを描画する手段と、
前記胸部の３次元座標空間内に前記複数の立方体を配列して前記描画されたポリゴンを透視法射影する手段とを含み、
前記透視法射影により得られた各立方体のポリゴンの集合が前記心臓磁界積分立体図を構成する、請求項１４に記載の心臓磁界診断装置。
【請求項１６】
傷害心筋の３次元局在を評価するための方法であって、
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前記複数の座標に対応する２次元心臓磁界分布データを生成するステップと、
前記生成された２次元心臓磁界分布データに基づいて前記被験者の心筋内の３次元電流密度分布データを生成するステップと、
前記３次元電流密度分布データに基づいて、心臓の外郭を示す心臓磁界積分立体図を構築するステップと、
前記３次元電流密度分布データに基づいて、心臓の傷害心筋の３次元局在を表わすデータを生成するステップと、
前記構築された心臓磁界積分立体図と同一空間内に、前記傷害心筋の３次元局在を再構成するステップとを備えた、方法。
【請求項１７】
前記傷害心筋の３次元局在を表わすデータを生成するステップは、
予め求められた複数の健常者のＱＲＳ波の３次元電流密度分布データの平均データと、被験者のＱＲＳ波の３次元電流密度分布データとのＱＲＳ差分を求めるステップと、
前記求められたＱＲＳ差分に基づいて、前記傷害心筋の３次元局在を描画するデータを生成するステップとを含む、請求項１６に記載の方法。
【請求項１８】
前記ＱＲＳ差分を求めるステップは、
前記被験者の胸部の３次元座標のそれぞれの座標における前記３次元電流密度分布データのＱＲＳ波の期間にわたる積分値を求めるステップと、
前記積分値を求めるステップによって求められた複数の健常者のＱＲＳ波の期間にわたる積分値の平均値を求めて保持するステップと、
前記胸部の３次元座標のそれぞれの座標における前記健常者の前記３次元電流密度分布データの積分値の平均値と前記被験者の前記３次元電流密度分布データの積分値との間の差分を前記ＱＲＳ差分として求めるステップとを含む、請求項１７に記載の方法。
【請求項１９】
前記描画データを生成するステップは、
前記３次元座標のそれぞれの座標における前記ＱＲＳ差分の値に基づいて、前記それぞれの座標に対応する点を所定の色で色付けするステップと、
前記３次元座標のそれぞれの座標に対応する点の間を線形補間するステップと、
前記線形補間された３次元座標空間を透視法射影するステップとを含む、請求項１８に記載の方法。
【請求項２０】
前記描画データを生成するステップは、
前記それぞれの座標の色の透明度をＱＲＳ差分の大きさに応じて設定するステップを含む、請求項１９に記載の方法。
【請求項２１】
前記傷害心筋の３次元局在を表わすデータを生成するステップは、
被験者のＴ波の３次元電流密度分布データから電流ベクトルの角度を求めるステップと、
前記求められたＴ波の電流ベクトル角度に基づいて、前記傷害心筋の３次元局在を描画するデータを生成するステップとを含む、請求項１６に記載の方法。
【請求項２２】
前記ベクトル角度を求めるステップは、
前記被験者の胸部の３次元座標のそれぞれの座標における前記３次元電流密度分布データのＸ成分のＴ波の期間にわたる積分値を求めるステップと、
前記被験者の胸部の３次元座標のそれぞれの座標における前記３次元電流密度分布データのＹ成分のＴ波の期間にわたる積分値を求めるステップと、
前記胸部の３次元座標のそれぞれの座標における前記３次元電流密度分布データのＸ成分およびＹ成分の積分値の比から前記電流ベクトルの角度を求めるステップとを含む、請求項２１に記載の方法。
【請求項２３】
前記描画データを生成するステップは、
前記３次元座標のそれぞれの座標における前記電流ベクトルの角度に基づいて、前記それぞれの座標に対応する点を所定の色で色付けするステップと、
前記３次元座標のそれぞれの座標に対応する点の間を線形補間するステップと、
前記線形補間された３次元座標空間を透視法射影するステップとを含む、請求項２２に記載の方法。
【請求項２４】
前記描画データを生成するステップは、
前記それぞれの座標の色の透明度を電流ベクトルの角度の大きさに応じて設定するステップを含む、請求項２３に記載の方法。
【請求項２５】
前記傷害心筋の３次元局在を表わすデータを生成するステップは、
被験者のＱＲＳ−Ｔ波の３次元電流密度分布データからＲＴ時間の分散であるＲＴディスパーションを求めるステップと、
前記求められたＲＴディスパーションに基づいて、前記傷害心筋の３次元局在を描画するデータを生成するステップとを含む、請求項１６に記載の方法。
【請求項２６】
前記ＲＴディスパーションを求めるステップは、
前記被験者の胸部の３次元座標のそれぞれの座標における前記３次元電流密度分布データからＲＴ時間の最大値と最小値との差分の絶対値をＲＴディスパーションとして求めるステップを含む、請求項２５に記載の方法。
【請求項２７】
前記描画データを生成するステップは、
前記３次元座標のそれぞれの座標における前記ＲＴディスパーションに基づいて、前記それぞれの座標に対応する点を所定の色で色付けするステップと、
前記３次元座標のそれぞれの座標に対応する点の間を線形補間するステップと、
前記線形補間された３次元座標空間を透視法射影するステップとを含む、請求項２６に記載の方法。
【請求項２８】
前記描画データを生成するステップは、
前記それぞれの座標の色の透明度をＲＴディスパーションの大きさに応じて設定するステップを含む、請求項２７に記載の方法。
【請求項２９】
前記心臓磁界積分立体図を構築するステップは、
前記被験者の胸部の３次元座標のそれぞれの座標における前記３次元電流密度分布データのまたは前記３次元電流密度分布データを二乗した３次元エネルギ密度データの所定期間にわたる積分値を求めるステップと、
前記それぞれの座標における前記積分値のうちの最大値を求めるステップと、
前記胸部の３次元座標を複数の立方体の集合に区分するステップと、
前記積分値の最大値に基づいてしきい値を設定するステップと、
前記設定されたしきい値に対する、前記立方体の各々の各頂点に対応する座標の前記積分値の大小を判定するステップと、
前記複数の立方体の集合における前記積分値の大小の判定結果を表示する画像を前記心臓磁界積分立体図として生成するステップとを含む、請求項１６〜２８のいずれかに記載の方法。
【請求項３０】
前記画像を生成するステップは、
前記複数の立方体の各々ごとに、前記各立方体を構成する８個の頂点のうち対応する座標の前記積分値が前記しきい値より大きい頂点の数を算出するステップと、
前記積分値がしきい値より大きい頂点の数に応じて予め定められた態様で、前記しきい値よりも大きい頂点を結ぶポリゴンを描画するステップと、
前記胸部の３次元座標空間内に前記複数の立方体を配列して前記描画されたポリゴンを透視法射影するステップとを含み、
前記透視法射影により得られた各立方体のポリゴンの集合が前記心臓磁界積分立体図を構成する、請求項２９に記載の方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
この発明は、心臓磁界診断装置および傷害心筋の３次元局在評価方法に関し、より特定的には、被験者の心臓磁界から心臓の３次元電流密度分布を算出して心臓磁界積分立体図（心臓外郭立体図）を構築して、当該被験者の同一空間内に心臓の傷害心筋部位の３次元局在を再構成する心臓磁界診断装置、およびそのような心臓の傷害心筋の３次元局在評価方法に関する。
【背景技術】
【０００２】
心筋梗塞のような冠動脈疾患の診断においては、心筋の傷害部位の診断が重要である。心筋の傷害部位の局在を判定することにより、冠動脈の病変部位を推定することができるからである。
【０００３】
従来の心筋傷害の診断方法としては、次のような方法が用いられている。たとえば、Thallium-201やTc-99m tetrofosminなどのsingle photonや、18F-FDGやNH3などの放射線同位元素（RI)を用いた核医学的手法がゴールデンスタンダードとされている。
【０００４】
一方、近年、造影剤を用いたコントラスト心エコー図法やガドリニウム（Gd）造影剤を用いたＭＲＩ法による心筋傷害の評価が提案されている。
【０００５】
いずれの方法も放射線同位元素、超音波、磁気共鳴法にさらに造影剤を用いた方法であり、生体には侵襲的方法である。
【０００６】
また、上記の従来の診断方法では、心筋の傷害部位の絶対位置を３次元空間で表示することはできなかった。
【０００７】
一方、地磁気の１０億分の１程度の磁束を高感度に検出することができる超電導量子干渉素子（Superconducting Quantum Interference Device：以下、ＳＱＵＩＤ）を用いた
ＳＱＵＩＤ磁束計がさまざまな分野で応用されている。特に、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、ＳＱＵＩＤ磁束計を用いた人体の非接触磁気計測が行なわれている。
【０００８】
特に、近年の薄膜素子製造技術の進歩によりＤＣ−ＳＱＵＩＤが開発されたことにより、ＳＱＵＩＤ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行なわれている。このような心臓磁界の計測は、肺やトルソー形状の臓器構成の影響を受けにくいため、心臓の電気現象により生じる心臓磁界を３次元的に解析することができるという特徴を有する。
【０００９】
さらにＳＱＵＩＤ磁束計で計測された心臓磁界の２次元磁界分布から心筋内の３次元電流密度分布を求める方法が提案されている（特許文献１〜３、非特許文献１〜５参照）。
【００１０】
これらの方法では、たとえば、開口合成磁界解析法（Synthetic Aperture Magnetometry：以下、ＳＡＭ）を用いた電流密度分布推定法により、計測された心臓磁界に基づいて
異常な興奮伝播の信号源を推定したり、生存心筋を評価する方法が提案されている。また、さらに進んでTikhonov正規化による最小二乗法による空間分解能に優れた新しい空間フィルタを用いて心臓磁界分布から電流密度分布を推定する方法も提案されている。
【特許文献１】特開２００２−２８１４３号公報
【特許文献２】特開２００２−２８１４４号公報
【特許文献３】特開２００２−２８１４５号公報
【非特許文献１】中居賢司他、「心磁図による梗塞心筋および虚血心筋の解析−開口合成磁界解析法の臨床応用」、日本心電学会誌、２００３年、第２３巻、第１号、第３５頁〜第４４頁
【非特許文献２】中居賢司他、「空間フィルタ法を用いた心磁図による信号源推定」、日本心電学会誌、２００４年、第２４巻、第１号、第５９頁〜第６９頁
【非特許文献３】吉澤正人他、「拡張されたＳＡＭによる心磁界の電流密度分布の表示」、日本生体磁気学会大会集、２００２；１５；１０９
【非特許文献４】M.Yoshizawa, K.Nakai, Y.Nakamura, K.Kobayashi, Y.Uchikawa:"Current density imaging of simulated MCG signal by Modified Synthetic Aperture Magnetometry" BIOMAG 2002, 2002.8(Germany)
【非特許文献５】中居賢司他、「心磁図の臨床応用と有用性」、心臓、第３６巻、第７号、第５４９頁〜第５５５頁、心臓編集委員会、２００４年７月１５日発行
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【００１１】
心筋傷害、特に梗塞心筋の判定には、上記の心磁図から得られる以下の情報が有効であると考えられる。
【００１２】
まず、心磁図でのＱＲＳ波は心臓の起電力を反映しており、心筋傷害の判定には、心磁図でのＱＲＳ波の解析が重要である。
【００１３】
また、心磁図でのＴ波は心筋の再分極過程を反映しており、心筋傷害の判定には、心磁図のＴ波ベクトル（再分極過程の方向）の解析が重要である。
【００１４】
さらに、心磁図でのＲＴ時間の分散すなわちＲＴディスパーション（RT-dispersion）は、心筋の再分極の時間のばらつき（最大と最小との時間差）を反映しており、心筋傷害の判定には、心磁図のＲＴディスパーションの解析が重要である。
【００１５】
従来、心磁図より、これらＱＲＳ波、Ｔ波ベクトル、ＲＴディスパーションの解析を行っているが、心磁図の信号は、逆問題解に関する数理的な理由により２次元情報に止まるため、心筋傷害部位に関する２次元の相対的な空間情報が得られるにすぎなかった。
【００１６】
また、前述のように、空間フィルタを用いて、心臓磁界分布から心筋内の３次元電流密度分布を求める方法が提案されているが（特許文献１〜３、非特許文献１〜５参照）、同一症例の心臓における３次元的な空間認識ができないため、傷害部位の絶対的な３次元空間における局在の判定は不可能であった。
【００１７】
この発明の目的は、心臓磁界計測により求められた心筋内の電流密度分布から心臓の外郭立体図の構築を可能にするとともに、構築された３次元空間内において傷害心筋の３次元局在の評価を可能にした心臓磁界診断装置を提供することである。
【００１８】
この発明の他の目的は、心臓磁界計測により求められた心筋内の電流密度分布から心臓の外郭立体図の構築を可能にするとともに、構築された３次元空間内において傷害心筋の３次元局在の評価を可能にした傷害心筋の３次元局在評価方法を提供することである。
【課題を解決するための手段】
【００１９】
この発明の１つの局面によれば、傷害心筋の３次元局在を評価するための心臓磁界診断装置は、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２次元心臓磁界分布データを生成する心臓磁界分布計測手段と、生成された２次元心臓磁界分布データに基づいて被験者の心筋内の３次元電流密度分布データを生成する電流密度データ生成手段と、３次元電流密度分布データに基づいて、心臓の外郭を示す心臓磁界積分立体図を構築する心臓立体図構築手段と、３次元電流密度分布データに基づいて、心臓の傷害心筋の３次元局在を表わすデータを生成する傷害心筋データ生成手段と、構築された心臓磁界積分立体図と同一空間内に、傷害心筋の３次元局在を再構成する画像再構成手段とを備える。
【００２０】
好ましくは、傷害心筋データ生成手段は、予め求められた複数の健常者のＱＲＳ波の３次元電流密度分布データの平均データと、被験者のＱＲＳ波の３次元電流密度分布データとのＱＲＳ差分を求める差分算出手段と、求められたＱＲＳ差分に基づいて、傷害心筋の３次元局在を描画するデータを生成する描画データ生成手段とを含む。
【００２１】
好ましくは、ＱＲＳ差分を求める差分演算手段は、被験者の胸部の３次元座標のそれぞれの座標における３次元電流密度分布データのＱＲＳ波の期間にわたる積分値を求める積分手段と、積分手段によって求められた複数の健常者のＱＲＳ波の期間にわたる積分値の平均値を求めて保持するデータ保持手段と、胸部の３次元座標のそれぞれの座標における健常者の３次元電流密度分布データの積分値の平均値と被験者の前記３次元電流密度分布データの積分値との間の差分をＱＲＳ差分として求める演算手段とを含む。
【００２２】
好ましくは、描画データ生成手段は、３次元座標のそれぞれの座標におけるＱＲＳ差分の値に基づいて、それぞれの座標に対応する点を所定の色で色付けする手段と、３次元座標のそれぞれの座標に対応する点の間を線形補間する手段と、線形補間された３次元座標空間を透視法射影する手段とを含む。
【００２３】
好ましくは、描画データ生成手段は、それぞれの座標の色の透明度をＱＲＳ差分の大きさに応じて設定する。
【００２４】
好ましくは、傷害心筋データ生成手段は、被験者のＴ波の３次元電流密度分布データから電流ベクトルの角度を求めるベクトル角度算出手段と、求められたＴ波の電流ベクトル角度に基づいて、傷害心筋の３次元局在を描画するデータを生成する描画データ生成手段とを含む。
【００２５】
好ましくは、ベクトル角度算出手段は、被験者の胸部の３次元座標のそれぞれの座標における３次元電流密度分布データのＸ成分のＴ波の期間にわたる積分値を求める第１の積分手段と、被験者の胸部の３次元座標のそれぞれの座標における３次元電流密度分布データのＹ成分のＴ波の期間にわたる積分値を求める第２の積分手段と、胸部の３次元座標のそれぞれの座標における３次元電流密度分布データのＸ成分およびＹ成分の積分値の比から電流ベクトルの角度を求める演算手段とを含む。
【００２６】
好ましくは、描画データ生成手段は、３次元座標のそれぞれの座標における電流ベクトルの角度に基づいて、それぞれの座標に対応する点を所定の色で色付けする手段と、３次元座標のそれぞれの座標に対応する点の間を線形補間する手段と、線形補間された３次元座標空間を透視法射影する手段とを含む。
【００２７】
好ましくは、描画データ生成手段は、それぞれの座標の色の透明度を電流ベクトルの角度の大きさに応じて設定する。
【００２８】
好ましくは、傷害心筋データ生成手段は、被験者のＱＲＳ−Ｔ波の３次元電流密度分布データからＲＴ時間の分散であるＲＴディスパーションを求める時間分散算出手段と、求められたＲＴディスパーションに基づいて、傷害心筋の３次元局在を描画するデータを生成する描画データ生成手段とを含む。
【００２９】
好ましくは、時間分布算出手段は、被験者の胸部の３次元座標のそれぞれの座標における３次元電流密度分布データからＲＴ時間の最大値と最小値との差分の絶対値をＲＴディスパーションとして求める手段を含む。
【００３０】
好ましくは、描画データ生成手段は、３次元座標のそれぞれの座標におけるＲＴディスパーションに基づいて、それぞれの座標に対応する点を所定の色で色付けする手段と、３次元座標のそれぞれの座標に対応する点の間を線形補間する手段と、線形補間された３次元座標空間を透視法射影する手段とを含む。
【００３１】
好ましくは、描画データ生成手段は、それぞれの座標の色の透明度をＲＴディスパーションの大きさに応じて設定する。
【００３２】
好ましくは、心臓立体図構築手段は、被験者の胸部の３次元座標のそれぞれの座標における３次元電流密度分布データのまたは３次元電流密度分布データを二乗した３次元エネルギ密度データの所定期間にわたる積分値を求める積分手段と、それぞれの座標における積分値のうちの最大値を求める最大値判定手段と、胸部の３次元座標を複数の立方体の集合に区分する立方体設定手段と、積分値の最大値に基づいてしきい値を設定するしきい値設定手段と、設定されたしきい値に対する、立方体の各々の各頂点に対応する座標の積分値の大小を判定する大小判定手段と、複数の立方体の集合における積分値の大小の判定結果を表示する画像を心臓磁界積分立体図として生成する画像生成手段とを含む。
【００３３】
好ましくは、画像生成手段は、複数の立方体の各々ごとに、各立方体を構成する８個の頂点のうち対応する座標の積分値がしきい値より大きい頂点の数を算出する手段と、積分値がしきい値より大きい頂点の数に応じて予め定められた態様で、しきい値よりも大きい頂点を結ぶポリゴンを描画する手段と、胸部の３次元座標空間内に複数の立方体を配列して描画されたポリゴンを透視法射影する手段とを含み、透視法射影により得られた各立方体のポリゴンの集合が心臓磁界積分立体図を構成する。
【００３４】
この発明の他の局面によれば、傷害心筋の３次元局在を評価するための方法は、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複数の座標に対応する２次元心臓磁界分布データを生成するステップと、生成された２次元心臓磁界分布データに基づいて被験者の心筋内の３次元電流密度分布データを生成するステップと、３次元電流密度分布データに基づいて、心臓の外郭を示す心臓磁界積分立体図を構築するステップと、３次元電流密度分布データに基づいて、心臓の傷害心筋の３次元局在を表わすデータを生成するステップと、構築された心臓磁界積分立体図と同一空間内に、傷害心筋の３次元局在を再構成するステップとを備える。
【００３５】
好ましくは、傷害心筋の３次元局在を表わすデータを生成するステップは、予め求められた複数の健常者のＱＲＳ波の３次元電流密度分布データの平均データと、被験者のＱＲＳ波の３次元電流密度分布データとのＱＲＳ差分を求めるステップと、求められたＱＲＳ差分に基づいて、傷害心筋の３次元局在を描画するデータを生成するステップとを含む。
【００３６】
好ましくは、ＱＲＳ差分を求めるステップは、被験者の胸部の３次元座標のそれぞれの座標における３次元電流密度分布データのＱＲＳ波の期間にわたる積分値を求めるステップと、積分値を求めるステップによって求められた複数の健常者のＱＲＳ波の期間にわたる積分値の平均値を求めて保持するステップと、胸部の３次元座標のそれぞれの座標における健常者の３次元電流密度分布データの積分値の平均値と被験者の３次元電流密度分布データの積分値との間の差分を前記ＱＲＳ差分として求めるステップとを含む。
【００３７】
好ましくは、描画データを生成するステップは、３次元座標のそれぞれの座標におけるＱＲＳ差分の値に基づいて、それぞれの座標に対応する点を所定の色で色付けするステップと、３次元座標のそれぞれの座標に対応する点の間を線形補間するステップと、線形補間された３次元座標空間を透視法射影するステップとを含む。
【００３８】
好ましくは、描画データを生成するステップは、それぞれの座標の色の透明度をＱＲＳ差分の大きさに応じて設定するステップを含む。
【００３９】
好ましくは、傷害心筋の３次元局在を表わすデータを生成するステップは、被験者のＴ波の３次元電流密度分布データから電流ベクトルの角度を求めるステップと、求められたＴ波の電流ベクトル角度に基づいて、傷害心筋の３次元局在を描画するデータを生成するステップとを含む。
【００４０】
好ましくは、ベクトル角度を求めるステップは、被験者の胸部の３次元座標のそれぞれの座標における３次元電流密度分布データのＸ成分のＴ波の期間にわたる積分値を求めるステップと、被験者の胸部の３次元座標のそれぞれの座標における３次元電流密度分布データのＹ成分のＴ波の期間にわたる積分値を求めるステップと、胸部の３次元座標のそれぞれの座標における３次元電流密度分布データのＸ成分およびＹ成分の積分値の比から電流ベクトルの角度を求めるステップとを含む。
【００４１】
好ましくは、描画データを生成するステップは、３次元座標のそれぞれの座標における電流ベクトルの角度に基づいて、それぞれの座標に対応する点を所定の色で色付けするステップと、３次元座標のそれぞれの座標に対応する点の間を線形補間するステップと、線形補間された３次元座標空間を透視法射影するステップとを含む。
【００４２】
好ましくは、描画データを生成するステップは、それぞれの座標の色の透明度を電流ベクトルの角度の大きさに応じて設定するステップを含む。
【００４３】
好ましくは、傷害心筋の３次元局在を表わすデータを生成するステップは、被験者のＱＲＳ−Ｔ波の３次元電流密度分布データからＲＴ時間の分散であるＲＴディスパーションを求めるステップと、求められたＲＴディスパーションに基づいて、傷害心筋の３次元局在を描画するデータを生成するステップとを含む。
【００４４】
好ましくは、ＲＴディスパーションを求めるステップは、被験者の胸部の３次元座標のそれぞれの座標における３次元電流密度分布データからＲＴ時間の最大値と最小値との差分の絶対値をＲＴディスパーションとして求めるステップを含む。
【００４５】
好ましくは、描画データを生成するステップは、３次元座標のそれぞれの座標におけるＲＴディスパーションに基づいて、それぞれの座標に対応する点を所定の色で色付けするステップと、３次元座標のそれぞれの座標に対応する点の間を線形補間するステップと、線形補間された３次元座標空間を透視法射影するステップとを含む。
【００４６】
好ましくは、描画データを生成するステップは、それぞれの座標の色の透明度をＲＴディスパーションの大きさに応じて設定するステップを含む。
【００４７】
好ましくは、心臓磁界積分立体図を構築するステップは、被験者の胸部の３次元座標のそれぞれの座標における３次元電流密度分布データのまたは３次元電流密度分布データを二乗した３次元エネルギ密度データの所定期間にわたる積分値を求めるステップと、それぞれの座標における積分値のうちの最大値を求めるステップと、胸部の３次元座標を複数の立方体の集合に区分するステップと、積分値の最大値に基づいてしきい値を設定するステップと、設定されたしきい値に対する、立方体の各々の各頂点に対応する座標の積分値の大小を判定するステップと、複数の立方体の集合における積分値の大小の判定結果を表示する画像を心臓磁界積分立体図として生成するステップとを含む。
【００４８】
好ましくは、画像を生成するステップは、複数の立方体の各々ごとに、各立方体を構成する８個の頂点のうち対応する座標の積分値がしきい値より大きい頂点の数を算出するステップと、積分値がしきい値より大きい頂点の数に応じて予め定められた態様で、しきい値よりも大きい頂点を結ぶポリゴンを描画するステップと、胸部の３次元座標空間内に複数の立方体を配列して描画されたポリゴンを透視法射影するステップとを含み、透視法射影により得られた各立方体のポリゴンの集合が心臓磁界積分立体図を構成する。
【発明の効果】
【００４９】
以上のように、この発明によれば、被験者の胸部の３次元電流密度分布から、ＱＲＳ差分、Ｔ波ベクトル、またはＲＴディスパーションのような、傷害心筋部位を相対的に表示するデータの３次元立体表示を得るとともに、同一被験者の３次元電流密度分布から別途構築された心臓外郭立体図と再構成することにより、心臓における傷害心筋部位の絶対的な３次元空間表示を非侵襲的に可能にし、病院内や救急治療室における心疾患診断における心筋傷害の局在の判定が可能になる。
【００５０】
特に、この発明は、近年増加している急性冠症候群（冠動脈の粥腫の崩壊に伴う急性心筋傷害）の診断や、冠動脈バイパス手術やカテーテルによる冠動脈形成術の評価に有用な手法を提供するものである。
【発明を実施するための最良の形態】
【００５１】
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。
【００５２】
［実施の形態１］
この発明の実施の形態１は、心磁図のＱＲＳ差分の３次元表示を可能にすることにより、心筋傷害部位の３次元の空間的局在の判定を可能にしたものである。
【００５３】
図１は、心磁図の実波形を示す波形図である。図１を参照して、この発明の実施の形態１の原理について、説明する。
【００５４】
図１の心磁図の実波形において、（Ａ）の波形は、たとえばＳＱＵＩＤ磁束計で測定された心臓磁界の各チャネルの実波形図であり、（Ｂ）の波形は、以下に説明するＱＲＳ差分を示す波形図である。
【００５５】
前述したように、ＱＲＳ波は、心臓の起電力を反映しており、心筋梗塞のような心筋傷害の発生している部位では、心臓の起電力の低下が認められる。したがって、心磁図信号のＱＲＳ波相当部分から３次元電流密度分布を求め、心臓の起電力を推定することにより、傷害心筋の局在の判定が可能になる。
【００５６】
この発明の実施の形態１では、明らかな心疾患のない複数（たとえば３０名）の健常者（以下、対象群と称する）の心磁図信号のＱＲＳ波相当部分から空間フィルタを用いて３次元電流密度分布の平均データを予め求めて保存しておく。一方、特に心筋梗塞等の心疾患を有する被験者（患者）の心磁図信号のＱＲＳ波相当部分から空間フィルタを用いて３次元電流密度分布を求める。
【００５７】
そして、波形のＱＲＳ部における対照群の３次元電流密度分布の平均データと被験者の３次元電流密度分布データとの差（以下、ＱＲＳ差分と称する）を求める。これが、心筋梗塞等の心筋傷害部位の空間分布を表わすことになる。
【００５８】
しかしながら、３次元電流密度分布データの差分を求めただけでは、心臓内の傷害心筋部位の局在は相対的にしか判定できず、心臓における絶対的な３次元での空間的局在を判定することはできない。
【００５９】
そこで、この発明の実施の形態１では、心臓磁界計測により求められた被験者の心筋内の３次元電流密度分布から心臓の外郭の描写を可能にするとともに、ＱＲＳ波部における上記の対照群と上記の被験者との間の３次元電流密度分布の差分を、描写された心臓外郭立体図と同一被験者の同一空間内に再構成することにより、当該被験者の心臓における絶対的な３次元での傷害心筋の空間的局在を判定することができるようにしたものである。
【００６０】
以下に、このような発明の実施の形態１を実現するための具体的構成について説明する。
【００６１】
図２は、この発明の実施の形態１による心臓磁界診断装置の構成を示すブロック図である。
【００６２】
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（Magnetically Shielded Room：以下、ＭＳＲ）１１内において、被験者１２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、ＳＱＵＩＤ磁束計を内蔵するデュワー１３と、ＭＳＲ１１の外に設けられた磁界分布データの演算部１４とを備えている。なお、磁気分布データ演算部１４は、ＭＳＲ１１内に設けられてもよい。
【００６３】
デュワー１３内には液体ヘリウ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ＳＱＵＩＤ磁束計が収納されている。
【００６４】
図３は、図２に示したＭＳＲ１１内のデュワー１３内の低温系に設置されるＳＱＵＩＤ磁束計１５、および常温に設置される演算部１４をより詳細に示すブロック図である。なお、図３は、以下に説明するように、演算部１４として、変調方式の磁束ロック（ＦＬＬ）方式を例示しているが、非変調方式ＦＬＬも同様に適用可能である。
【００６５】
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３に示す１チャネル分の構成が、計測に必要な複数チャネル分設けられていることになる。なお、以下に説明する例では、被験者の胸部座標上の６４点で磁場計測が行なわれ、６４チャネル分の図３の構成が設けられているものとする。
【００６６】
以下に、図３を参照して、１チャネル分のＳＱＵＩＤ磁束計による磁界データの生成について説明する。
【００６７】
まず、ＳＱＵＩＤ磁束計１５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１６を備える。ピックアップコイル１６が磁場を捉えると電流が流れ、この電流はコイル１７に伝達されてＮｂシールド２０内に磁場を生じさせる。
【００６８】
この結果、この磁場に対して線形に変化する磁場がＳＱＵＩＤ素子１８内に形成される。適当なバイアス電流をＳＱＵＩＤ素子１８に流し、このＳＱＵＩＤ素子１８の両端の電圧を、演算部１４の増幅器によって検出し、演算部１４は、検出電圧に変化が生じないよう、Ｎｂシールド２０内に設置された、変調方式ＦＬＬにおいては磁界のモジュレーションにも用いられるフィードバックコイル１９に流れる電流を調整する。
【００６９】
すなわち、このＳＱＵＩＤ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、ＳＱＵＩＤ素子１８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、フィードバックコイル１９に流れる電流を調整してフィードバックコイル１９に発生する磁場を制御することにより、ＳＱＵＩＤ素子１８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１６で検出される磁場を、演算部１４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（flux locked loop：以下、ＦＬＬ）と呼ばれる周知の技術である。
【００７０】
このようなＳＱＵＩＤ磁束計１５およびその演算部１４は周知の技術であるため、これ以上の説明を省略する。
【００７１】
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。
【００７２】
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（ＳＱＵＩＤ磁束計）を配列し、胸部前面上の磁場を多点測定しよ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。
【００７３】
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ＳＱＵＩＤ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。
【００７４】
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。
【００７５】
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の演算装置２に与えられる。この演算装置２は、ソフトウェアにより、ある時刻の磁界分布データに基づいてその瞬間における胸部内の電気的活動、たとえばその瞬間に流れる胸部内の電流密度を求めるように機能する。
【００７６】
また、演算装置２は、必要に応じて、演算した結果のデータを記憶装置２２に保存する。
【００７７】
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、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、たとえば当該部位を流れる電流密度分布を演算装置２で求める手法について説明する。
【００７８】
図６は、このような電流密度を求める方法を模式的に説明する図である。以下に説明する方法では、解析しようとする人体内の特定の１つの部位に仮に電流センサ（仮想センサ）が設けられていたとすれば、あたかもそこに流れるはずの電流を間接的に算出しようとするものである。このため、人体胸部前面に設置されたすべてのセンサ（ＳＱＵＩＤ磁束計）から得られる磁界時系列データにある係数をかけてその総和を取ることによって、当該仮想センサの電流出力を得ることができる。そして、この係数をどのように求めるかがこの演算における中心的な課題となる。
【００７９】
以下に、図６を参照して、電流密度を求める手法についてより詳細に説明する。まず、人体表面（胸部前面）上に、総数がＮ個の磁界センサが配列されているものとする。一方、解析対象である人体（胸部、特に心臓）を、各々が小さなブロックであるボクセルの集合体とみなす。ここで、ボクセルの総数をＭ個とする。
【００８０】
各センサｊから得られる磁界時系列データをＢｊ（ｔ）とし、各センサ出力（Ｂj（ｔ
）に対応するボクセルｉの空間フィルタ係数をβijとする。
【００８１】
ここで、ボクセルｉに仮想電流センサがあるものと考えた場合、当該仮想電流センサから得られる電流密度に対応する仮想センサ出力をＳi（ｔ）とすると、Ｓi（ｔ）は次式で定義される。
【００８２】
【数１】
2006075403.tif 000003
【００８３】
したがって、空間フィルタ係数βijが決まれば、各ボクセルｉにおける電流密度を得ることができ、解析対象全体における３次元的電流密度分布を得ることができる。
【００８４】
上述の空間フィルタ係数βijを、対応するボクセルｉの分布電流に対してのみ鋭敏な感度を有するように設定する手法としては、前述のＳＡＭ、ＭＵＳＩＣ（Multiple Signal Classification）などの種々の手法を用いることができる。ＳＡＭやＭＵＳＩＣは、これまで、レーダやソナー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。
【００８５】
ＳＡＭやＭＵＳＩＣの手法によって空間フィルタ係数を用いて求められた各ボクセルのリアルタイムに算出された仮想センサ出力は、非常に高いリアルタイム性を有するという利点を有している。
【００８６】
ＳＡＭやＭＵＳＩＣ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空間フィルタ係数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、ＳＡＭについては、１９９９年発行のProceedings of the 11th International Conference on Biomagnetismの“Reent Advances in Biomagnetism”（Tohoku University Press発行）の第３０２頁から第３０５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。ＭＵＳＩＣについては、平成９年１月２５日発行の原宏および栗城真也による「脳磁気科学−ＳＱＵＩＤ計測と医学応用−」（オーム社）の第１１７頁から第１１９頁に詳細に説明されている。
【００８７】
このようにして、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臓内の３次元的電流密度分布を示す時系列データを生成し、さらに以下に説明する心臓磁界積分立体図を構築する演算をソフトウェアで実行する。
【００８８】
この発明の心臓磁界積分立体図構築方法は、基本的に心筋部分にしか電流密度が存在しないことに注目し、心臓磁界積分立体図を構築してこれを心臓の外郭とみなすものである。
【００８９】
図７および図８は、図２の演算装置２でソフトウェアで実行される心臓磁界積分立体図構築方法のフロー図であり、特に図７は、そのうちの心房の立方体描画の処理を示すフロー図である。
【００９０】
図７を参照して、ステップＳ１において、図６に関して先に説明した空間フィルタを用いた手法により、図２のＳＱＵＩＤ磁束計によって検出した心臓磁界分布から３次元電流密度を算出する。ここで被験者胸部の３次元座標ｘ，ｙ，ｚに対する時間ｔにおいて算出された３次元電流密度をＦｔ（ｘ，ｙ，ｚ）とする。なお、３次元電流密度の各頂点間のデータは線形補間を行なっている。
【００９１】
次に、ステップＳ２において、３次元座標ｘ，ｙ，ｚのすべての組合せの座標点の各々について、図２の心電計２１によって測定されるＰ波心房部の時間ｔ１〜ｔ２にわたって、電流密度Ｆｔ（ｘ，ｙ，ｚ）の積分値であるＳ（ｘ，ｙ，ｚ）を求める。そして、Ｓ（ｘ，ｙ，ｚ）の最大値であるＳｍａｘを求める。
【００９２】
次に、ステップＳ３，Ｓ４，Ｓ５は、心臓の心房部の磁界積分立体図を描画するためのループ処理を表わしており、ステップＳ３で示す３次元座標ｘ０〜ｘｍａｘ，ｙ０〜ｙｍａｘ，ｚ０〜ｚｍａｘのすべての組合せについて、ステップＳ５でｘ，ｙ，ｚに関するループが閉じるまで、ステップＳ４の心房の立体図描画処理が実行繰り返し実行される。
【００９３】
次に、図８は、図７の処理に引続いて実行される、心臓磁界積分立体図構築方法のうちの心室の立方体描画の処理を示すフロー図である。図８のステップＳ６〜Ｓ９は、ステップＳ６における積分時間が心電計２１で測定されるＱＲＳ波心室部の時間ｔ３〜ｔ４である点を除いて、図７のステップＳ２〜Ｓ５の処理と同じなので説明は繰返さない。
【００９４】
図９は、図７のステップＳ４の心房の立方体描画処理および図８のステップＳ８の心室の立方体描画処理に共通の処理を示すフロー図である。また、図１０〜図１４は、心房または心室の立方体描画処理を概念的に示す模式図である。
【００９５】
以下に、図９〜図１４を参照して、ステップＳ４の心房の立体描画処理またはステップＳ８の心室の立方体描画処理について説明する。
【００９６】
まず、被験者の胸部の３次元空間を複数の立方体の集合と考え、その１つとして、３次元座標Ｓ（ｘ，ｙ，ｚ），Ｓ（ｘ＋１，ｙ，ｚ），Ｓ（ｘ，ｙ＋１，ｚ），Ｓ（ｘ，ｙ，ｚ＋１），Ｓ（ｘ＋１，ｙ＋１，ｚ），Ｓ（ｘ＋１，ｙ，ｚ＋１），Ｓ（ｘ，ｙ＋１，ｚ＋１），Ｓ（ｘ＋１，ｙ＋１，ｚ＋１）の８点を頂点とする立方体を想定する。
【００９７】
一方、図７のステップＳ２で求めた電流密度の最大値Ｓｍａｘに基づいてあるしきい値を設定する。このようなしきい値は、心筋部分の内部に電流密度の強弱が存在することに鑑み、正確な心臓外郭図を描写するために設けたものである。
【００９８】
このしきい値はＳｍａｘに０．０〜１．０の係数を掛けたものであり、たとえば係数の初期値としては、０．６６６６６６６６を用いる。そして、装置のオペレータは、後述するようにして完成した心臓外郭の立体図を目視しながらこの係数を最適値に微調整する。
【００９９】
まず、図９のステップＳ４１において、上記の特定の立方体の頂点８点のなかで、上記Ｓｍａｘに基づくしきい値よりも大きな電流密度の積分値を有する点の個数を計数する。そして、そのような頂点の個数が２個以下か否かを判定する（ステップＳ４２）。２個以下であれば、何も処理は行なわない。
【０１００】
一方、２個よりも多ければ、次に３個か否かが判定される（ステップＳ４３）。３個の場合、ステップＳ４４で三角形のポリゴン（多角形）が描画される。すなわち、たとえば図１０に示すように３個の頂点を結ぶ三角形のポリゴンを描画する。
【０１０１】
一方、３個でなければ、次に４個か否かが判定される（ステップＳ４５）。４個の場合、ステップＳ４６で三角形または四角形のポリゴンが描画される。
【０１０２】
すなわち、たとえば図１１（ａ）に示すように、４点のうち１点（大きい黒丸）を中心に残りの３点が隣接する場合、３点を結ぶ三角形のポリゴンを描画する。
【０１０３】
また、たとえば図１１（ｂ）に示すように、４点が同一平面上にある場合、４点を結ぶ四角形のポリゴンを描画する。
【０１０４】
また、たとえば図１１（ｃ）に示すように、上記以外の場合には、４個の三角形のポリゴンを描画する。
【０１０５】
一方、４個でなければ、次に５個か否かが判定される（ステップＳ４７）。５個の場合、ステップＳ４８で三角形のポリゴンが描画される。
【０１０６】
すなわち、たとえば図１２（ａ）に示すように、５点を結ぶ三角形のポリゴンを描画する。
【０１０７】
また、たとえば図１２（ｂ）に示すように、５点が離れている場合、三角形のポリゴンを描画する。
【０１０８】
一方、５個でなければ、次に６個か否かが判定される（ステップＳ４９）。６個の場合、ステップＳ５０で三角形または四角形のポリゴンが描画される。
【０１０９】
すなわち、たとえば図１３（ａ）に示すように、しきい値以下の２点が同じ辺上にある場合、四角形のポリゴンを描画する。
【０１１０】
また、たとえば図１３（ｂ）に示すように、しきい値以下の２点が同じ辺上にない場合、２個の三角形のポリゴンを描画する。
【０１１１】
一方、６個でなければ、次に７個か否かが判定される（ステップＳ５１）。７個の場合、ステップＳ５２で三角形のポリゴンが描画される。
【０１１２】
すなわち、たとえば図１４に示すように、しきい値以下の１点に隣接する三角形のポリゴンを描画する。
【０１１３】
一方、ステップＳ５１で７個でないと判断された場合、すなわち８個の場合には何も処理を行なわない。これにより、ある特定の立方体についてのポリゴンの描画を終了することになる。
【０１１４】
そして、図７のステップＳ３〜Ｓ５で繰り返し行なわれた心房に関する立方体のポリゴン描写の結果および図８のステップＳ７〜Ｓ９で繰り返し行なわれた心室に関する立方体のポリゴン描写の結果をすべて併せて、図８のステップＳ１０で透視法射影を行なう。
【０１１５】
図１５は、このステップＳ１０の透視法射影を模式的に表わす図である。図１０〜図１４のようにして得られた各立方体の電流密度分布の強弱を示すポリゴンの集合を透視法射影することにより、心筋の磁界積分立体図の画像データを得ることができ、この画像データは、図２の表示装置４の一方入力に与えられ、ディスプレイ上に描写される。前述のように、基本的に電流密度は心筋内にのみ存在するため、このように得られた磁界積分立体図は、心臓全体の外郭立体図を表わすものである。
【０１１６】
たとえば図１９の被験者胸部の６４測定点の座標上に示すような心房部の外郭を示す心臓磁界積分立体図（線ａで示す図中左側の実線の枠）および心室部の外郭を示す心臓磁界積分立体図（線ｂで示す図中右側の実線の枠）が、表示装置４のディスプレイ上に描画されることになる。
【０１１７】
なお、最終的な画像は、前述のように、オペレータが画像を目視してしきい値の係数を微調整することにより、最適な状態に調整される。
【０１１８】
次に上記のようにして求められた心臓磁界積分立体図によって表わされる心臓外郭の空間認識の方法について説明する。
【０１１９】
すなわち、図２を参照して、磁界発生装置５に接続された４個の磁界コイル６を被験者の胸部上の所定の位置に設置する。この例では、たとえば第４肋間胸骨右縁、第４肋間胸骨左縁、第５肋間鎖骨中線、剣状突起の４点にコイル６をそれぞれ設置するものとする。
【０１２０】
なお、これらの４点のうち、剣状突起を除く３点は、標準１２誘導心電図の国際標準誘導点であり、本願発明のような心磁図の誘導法を標準化する上で基準点になりうる点である。
【０１２１】
そして、磁界発生回路５から供給される所定の信号に応じて、４個のコイル６はそれぞれ磁界を発生する。そして４個のコイル６によって発生した磁界は、デュワー１３に内蔵されたＳＱＵＩＤ磁束計によって検出される。
【０１２２】
図１６は、被験者の胸部体表面上の４個のコイル６の位置をＣＴ撮像画像上で示す図であり、図中４個の丸印がコイル位置を表わしている。すなわち、Ｖ１は、第４肋間胸骨右縁からの胸部誘導を表わし、Ｖ２は、第４肋間胸骨左縁からの胸部誘導を表わし、Ｖ４は、第５肋間鎖骨中線からの胸部誘導を表わし、Ｎは、剣状突起を表わしている。
【０１２３】
次に、図１７は、６４チャネルのＳＱＵＩＤ磁束計で計測された、上記体表上の４個のコイルからの信号を示す波形図である。図１７において、１は、第４肋間胸骨右縁からの胸部誘導を表わし、２は、第４肋間胸骨左縁からの胸部誘導を表わし、４は、第５肋間鎖骨中線からの胸部誘導を表わし、Ｎは、剣状突起を表わしている。このようなコイルの位置は、オペレータの波形図の目視によって同定される。
【０１２４】
図１８は、このような４個のコイル位置を、６４チャネルのＳＱＵＩＤ磁束計の心磁図上に再構成した状態を示す図である。
【０１２５】
さらに、オペレータは心磁図からコイルの空間位置を目視で認識しながら図示しない入力装置を操作し、図１９に示すように、表示装置４上の心臓の外郭立体図を示す画像と同一空間上に、４個のコイルの各々について、位置１，２，４およびＮを丸印で描画する。
【０１２６】
ここで、被験者の体表上の既知の４点（図１６〜図１８参照）のうち、Ｖ１，Ｖ２，Ｎはほぼ同一平面上にあるが、Ｖ４については、被験者により異なるがおよそ１〜２ｃｍ程度奥まっている。表示装置４に表示された心臓外郭立体図を演算装置２の処理により深さ方向の表示に切替えることにより、このような奥行きのことなるコイル位置についても外郭立体図中に３次元的に描画することができる。
【０１２７】
このように、この発明によれば、心臓磁界からＳＱＵＩＤ磁束計で検出した心臓磁界分布から求めた電流密度分布に基づいて描画された心臓磁界積分立体図すなわち心臓の外郭と、既知のコイル位置４点との空間位置的関連付けを行ない、描画された心臓空間位置の認識が可能となるものである。
【０１２８】
特に、この発明の実施の形態１によれば、同一被験者について、同一の時刻に同一の測定方法を用いて計測した心臓外郭立体図と既知のコイル位置とを同一空間上に再構成しているので、従来の別の時刻に別の方法で得たデータを再構成する場合に比べて、空間的なずれが起こることはなく、極めて正確な心臓の空間認識が可能となる。
【０１２９】
なお、このように心臓の正確な空間認識が可能になると、必要に応じて、ＭＲＩ，ＣＴ等の解剖学的画像データとの合成が容易になる。図２において、必要な場合には、破線で示す解剖学的画像データ生成装置３には、図示しない他の断層診断装置、たとえばＭＲＩ、Ｘ線ＣＴなどを用いて撮影された同一被験者の胸部のスライス画像データが入力される。
【０１３０】
解剖学的画像データ生成装置３は、入力されたスライス画像データを加工して所定視点から３次元透視変換を施し、解剖学的画像データを生成する。このようにスライス画像データから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１１−１２８２２４号公報、国際公開ＷＯ９８／１５２２６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。
【０１３１】
このようにして、解剖学的画像データ生成装置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データを生成し、表示装置４の他方入力に与える。
【０１３２】
図２の表示装置４は、解剖学定画像データ生成装置３から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、演算装置２からの心臓磁界積分立体図のデータに基づいて形成した心臓の外郭を示す画像を重ね合わせて表示する。
【０１３３】
図２０は、図１９に示した心臓外郭の立体図とＭＲＩ画像とを合成した図である。ＭＲＩの計測時に、同一被験者の体表上の、上記４個のコイルと同じ４点にマーカーで目印を付けておくことにより、心臓外郭立体図との合成を、空間的なずれなく正確に行なうことができる。
【０１３４】
なお、上述の心臓の空間認識方法では、オペレータが、ＳＱＵＩＤ磁束計で取得した６４チャネルの磁界波形の大きさから目視により体表上に装着された４個のコイルの位置を推定し、入力手段を操作することにより、心臓外郭立体図と同一空間上に磁界コイル位置を描画するように構成したが、オペレータによる目視に代わって、演算装置２においてソフトウェアの信号処理により、６４チャネル磁束計の出力波形に基づくコイル位置の判定、および心臓外郭立体図上への描画を行なうことも可能であることは言うまでもない。
【０１３５】
上述のように、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臓内の３次元電流密度分布を示す時系列データを生成し、図７〜図９の処理により心臓磁界積分立体図すなわち心臓外郭立体図の画像データを生成する。その後、演算装置２は、このようにして得られた心臓外郭立体図における３次元電流密度のＱＲＳ差分を再構成する処理を行なう。
【０１３６】
すなわち、この発明の実施の形態１では、３次元電流密度解析によりＱＲＳ差分を描画して、上記のようにして得られた心臓外郭立体図と合成することにより、傷害心筋部位の推定を可能にするものである。
【０１３７】
図２１および図２２は、図２の演算装置２でソフトウェアで実行されるＱＲＳ差分の３次元分布表示方法のフロー図である。
【０１３８】
図２１を参照して、ステップＳ１１において、被験者の心臓磁界を図２のＳＱＵＩＤ磁束計を用いて検出して心臓磁界波形を発生する。
【０１３９】
次に、ステップＳ１２において、図２の心電計２１による心電図Ｒトリガにより、被験者の６４チャネル分の心磁図信号（図４、図５）の加算平均波形を求め、これに空間フィルタを適用して、３次元電流密度分布を検出する。ここで、被験者の時間ｔにおける３次元電流密度をＦｔ（ｘ，ｙ，ｚ）とする。
【０１４０】
特に、被験者が対照群（たとえば３０名の健常者）を構成する健常者の場合、各被験者（健常者）の６４チャネルの心磁図信号加算平均波形にも空間フィルタを適用して、３次元電流密度分布を検出する。そして、対照群を構成するすべての被験者（健常者）の時間ｔにおける３次元電流密度の平均をＣｔ（ｘ，ｙ，ｚ）として、図２の記憶装置２２に保存する。
【０１４１】
次に、ステップＳ１３，Ｓ１４，Ｓ１５は、３次元電流密度分布の積分値を求めるためのループ処理を表わしており、ステップＳ１３で示す３次元座標ｘ０〜ｘｍａｘ，ｙ０〜ｙｍａｘ，ｚ０〜ｚｍａｘのすべてに組合せについて、ステップＳ１５でｘ，ｙ，ｚに関するループが閉じるまで、ステップ１４の処理が繰り返し実行される。
【０１４２】
すなわち、ステップＳ１４においては、対照群（健常者）と被験者との間で３次元電流密度分布の比較をすべき心臓の部位に相当する間隔に渡って、被験者の時間ｔにおける３次元電流密度Ｆｔ（ｘ，ｙ，ｚ）、および記憶装置２２に保存されている対照群の時間ｔにおける３次元平均電流密度Ｃｔ（ｘ，ｙ，ｚ）のそれぞれの積分値を求め、Ｓ（ｘ，ｙ，ｚ）、ＳＣ（ｘ，ｙ，ｚ）とする。
【０１４３】
なお、比較すべき間隔の初期値をＱＲＳ間に設定するものとする。ＱＲＳ間は、心臓外郭のうち心室に対応する。したがって、初期値ＱＲＳ間は、被験者と健常者平均との心室での３次元電流密度分布の比較を意味する。このような比較する間隔を変えることにより、心室以外の部位での３次元電流密度分布の比較も可能となる。
【０１４４】
次に、ステップＳ１６において、３次元座標の各点におけるＳ（ｘ，ｙ，ｚ）の最大値をＳｍａｘとし、３次元座標の各点におけるＳＣ（ｘ，ｙ，ｚ）の最大値をＳＣｍａｘとする。
【０１４５】
次に、図２２のステップＳ１７において、３次元座標のすべての点において、次式のように積分値Ｓと積分値ＳＣとの減算を行い、その結果をＤ（ｘ，ｙ，ｚ）とする。
【０１４６】
Ｄ（x,y,z）＝ＳＣ（x-cx，y-cy，z-cz）×Ｓｍａｘ／ＳＣｍａｘ−Ｓ(x,y,z)
ここで、ｃｘ，ｃｙ，ｃｚは、それぞれ、空間情報を補正する任意の値である。すなわち、基本的に、被験者の計測時と健常者の計測時とにおいて、計測する空間は同じであるが、ベッドでの姿勢等により、心臓の位置がずれることがある。それをこれらの値ｃｘ，ｃｙ，ｃｚで補正している。
【０１４７】
次に、ステップＳ１８において、３次元座標の各点でのＤ（ｘ，ｙ，ｚ）の最大値をＤｍａｘとする。
【０１４８】
次に、ステップＳ１９，Ｓ２０，Ｓ２１は、ＱＲＳ差分を描画するためのループ処理を表わしており、ステップＳ１９で示す３次元座標ｘ０〜ｘｍａｘ，ｙ０〜ｙｍａｘ，ｚ０〜ｚｍａｘのすべてに組合せについて、ステップＳ２１でｘ，ｙ，ｚに関するループが閉じるまで、ステップ２０のＱＲＳ差分描画処理が繰り返し実行される。
【０１４９】
図２３は、図２２のステップＳ２０のＱＲＳ差分描画処理を概念的に示す模式図である。図２３（Ａ）を参照して、３次元座標の各点ごとに、Ｄ（ｘ，ｙ，ｚ）が正のときは青で、負のときは赤で、各点に対し、線形的に色付けを行って描画する。図２３（Ａ）では、上段の２点が赤で色付けされ、下段の２点が青で色付けされているものとする。なお、図２３では便宜上白黒の濃淡で表わされている。
【０１５０】
次に、図２３（Ｂ）を参照して、各点には、下記の式による透明度（０．０〜１．０）を付け、点の間は、色の線形補間を行う。すなわち、透明度は次式で表わされる。
【０１５１】
透明度＝（｜Ｄ（ｘ，ｙ，ｚ）｜−しきい値）÷（Ｄｍａｘ−しきい値）
上述のように、ＱＲＳ差分Ｄ（ｘ，ｙ，ｚ）が負の座標点は青で表示される。心筋傷害のある症例の場合、心筋の起電力低下のため、対照群（健常者）の平均データに比較して電流密度分布は低下し、心筋の傷害部位は青色で表示されることになる。すなわち、上記の透明度の式により、ＱＲＳ差分の最大値Ｄｍａｘに対するＱＲＳ差分Ｄ（ｘ，ｙ，ｚ）の値で青色の濃さが決まる。
【０１５２】
図２３（Ｂ）の例では、中央の４点で囲まれれた正方形の上方に行くほど赤、下方に行くほど青に色付けされており、その間は線形に補間されている。
【０１５３】
次に、図２２のステップＳ１９〜２１で繰り返し行われたＱＲＳ差分描画処理の結果をすべて併せて、図２２のステップＳ２２で透視法射影を行う。図２３のように得られたＱＲＳ差分の大きさを示す色の表示の集合を透視法射影することにより、心筋のＱＲＳ差分の画像データを得ることができ、この画像データは、図７〜図１５の処理で得られた心臓の外郭立体図と同一空間内に、演算装置２において再構成され、表示装置４のディスプレイ上に表示される。
【０１５４】
図２４は、健常者におけるＱＲＳ差分の実例を、図２５は、患者におけるＱＲＳ差分の実例を示す図である。図２４および図２５において、（Ａ）は、被験者（図２４は健常者、図２５は心疾患患者）の心磁図信号波形を示し、（Ｂ）は、心臓外郭立体図における対応するＱＲＳ差分の３次元表示である。
【０１５５】
図２４においては、心臓内に、健常者間にＱＲＳ差分は認められない。
【０１５６】
一方、図２５においては、心筋梗塞部位など心筋傷害部位（後側壁）においてはＱＲＳ差分は青で表示され、電流密度分布の低下、すなわち起電力の低下（傷害心筋）を示すものとする。図２４および図２５の再構成画像においては、青の濃さが白黒の階調の濃さで置き換えて表示されている。
【０１５７】
以上のように、この発明の実施の形態１では、傷害心筋部位を相対的に表示するＱＲＳ差分の３次元立体表示を得るとともに、別途構築された心臓外郭立体図と再構成することにより、心臓における傷害心筋部位の絶対的な３次元空間表示を可能にし、病院内や救急治療室における心疾患診断における心筋傷害の局在の判定が可能になる。
【０１５８】
［実施の形態２］
この発明の実施の形態２は、心磁図のＴ波ベクトルの３次元表示を可能にすることにより、心筋傷害部位の３次元の空間的局在の判定を可能にしたものである。以下に、この発明の実施の形態２の原理について説明する。
【０１５９】
再度図１を参照すると、（Ａ）の心臓磁界の実波形はＴ波を含んでおり、前述のように、Ｔ波は、心筋の再分極過程（特に再分極の方向）を反映している。そして健常者では、ＱＲＳ波の電流ベクトルとＴ波の電流ベクトルとは同じ方向を向いている（健常者の平均では凡そ４５度前後）。
【０１６０】
これに対し、心筋が傷害を受けると、Ｔ波の電流ベクトルは種々に変化し、特に梗塞心筋では、正反対を向くことになる（通常、マイナス１８０度）。したがって、心磁図信号のＴ波相当部分から３次元電流密度分布を求め、Ｔ波の電流ベクトル角度を推定することにより、傷害心筋の判定が可能になる。
【０１６１】
図２６は、心磁図信号と電流ベクトルとの関係を示す図である。図２６（Ａ）は、６４チャネルの心磁図波形であり、各チャネルのＴ波部分が山となる波形と谷となる波形とが存在している。このような心臓磁界波形に対応して、右ねじの法則により、図２６（Ｂ）の矢印に示すような電流ベクトルが発生する。
【０１６２】
この発明の実施の形態２では、被験者の心磁図信号のＴ波相当部分から空間フィルタを用いて３次元電流ベクトルを求める。そしてｘｙ平面における電流ベクトルのｘ成分とｙ成分との比から求められる当該電流ベクトル角度に応じた表示（電流ベクトルの方向を色で表示）を行うことにより、心筋傷害部位の空間分布を表わすことができる。
【０１６３】
しかしながら、３次元電流ベクトルの角度を求めただけでは、心臓内の傷害心筋部位の局在は相対的にしか判定できず、心臓における絶対的な３次元での空間的局在を判定することはできない。
【０１６４】
そこで、この発明の実施の形態２では、心臓磁界計測により求められた被験者の心筋内の３次元電流密度分布から心臓の外郭の描写を可能にするとともに、Ｔ波における上記の被験者の電流ベクトルの角度を、描写された心臓外郭立体図と同一被験者の同一空間内に再構成することにより、当該被験者の心臓における絶対的な３次元での傷害心筋の空間的局在を判定することができるようにしたものである。
【０１６５】
以下に、このような発明の実施の形態２を実現するための具体的構成および動作について説明する。
【０１６６】
この発明の実施の形態２のハードウェア構成は、図２に示した実施の形態１の構成と同じなので説明を省略する。
【０１６７】
まず、図２の演算装置２において、図７〜図１５に関連して説明した心臓外郭立体図の構築方法が実行され、図１９に示される心臓外郭立体図が得られる。その過程についてはすでに詳細に説明したのでここでは繰返さない。
【０１６８】
次に、演算装置２は、このようにして得られた心臓外郭立体図における３次元電流密度を再構成する処理を行なう。
【０１６９】
すなわち、この発明の実施の形態２では、３次元電流密度解析によりＴ波ベクトル（特に電流ベクトルの角度）を色により描画して、上記のようにして得られた心臓外郭立体図と合成することにより、傷害心筋部位の推定を可能にするものである。
【０１７０】
図２７および図２８は、図２の演算装置２でソフトウェアで実行されるＴ波ベクトルの３次元分布表示方法（以下、Ｔ−ＣＡＤ法と称する）のフロー図である。
【０１７１】
図２７を参照して、ステップＳ６１において、被験者の心臓磁界を図２のＳＱＵＩＤ磁束計を用いて検出して心臓磁界波形を発生する。
【０１７２】
次に、ステップＳ６２において、図２の心電計２１による心電図Ｒ波トリガにより、被験者の６４チャネル分の心磁図信号（図４、図５）を加算平均して、図２９に示すような加算平均波形を求める。そして、図２９に示す加算平均波形のうち、後半部の加算値が最大になる時間、すなわち緩やかな山（Ｔ波）の頂点の時間をＴpeakとする。
【０１７３】
次に、ステップＳ６３において、ステップＳ６２で求めた６４チャネル分の心磁図信号の加算平均波形に空間フィルタを適用して、３次元電流密度分布を検出する。ここで、被験者の時間ｔにおける３次元電流密度をＦｔ（ｘ，ｙ，ｚ）とする。また、そのｘ成分をＦＸｔ（ｘ，ｙ，ｚ）、ｙ成分をＦＹｔ（ｘ，ｙ，ｚ）とすると、下記の関係が成り立つ。
【０１７４】
すなわち、Ｆｔ（ｘ，ｙ，ｚ）の二乗は、ＦＸｔ（ｘ，ｙ，ｚ）の二乗＋ＦＹｔ（ｘ，ｙ，ｚ）の二乗である。
【０１７５】
次に、ステップＳ６４，Ｓ６５，Ｓ６６は、３次元電流密度分布の積分値を求めるためのループ処理を表わしており、ステップＳ６４で示す３次元座標ｘ０〜ｘｍａｘ，ｙ０〜ｙｍａｘ，ｚ０〜ｚｍａｘのすべてに組合せについて、ステップＳ６６でｘ，ｙ，ｚに関するループが閉じるまで、ステップ６５の処理が繰り返し実行される。
【０１７６】
すなわち、ステップＳ６５においては、Ｔ波に相当する間隔に渡って、すなわち、Ｔpeakを中心に、Ｔpeak−５０ｍｓ〜Ｔpeak＋５０ｍｓの期間に渡って、被験者の時間ｔにおける３次元電流密度Ｆｔ（ｘ，ｙ，ｚ）、そのｘ成分ＦＸｔ（ｘ，ｙ，ｚ）、そのｙ成分ＦＹｔ（ｘ，ｙ，ｚ）のそれぞれの積分値を求め、Ｓ（ｘ，ｙ，ｚ）、ＳＸ（ｘ，ｙ，ｚ）、ＳＹ（ｘ，ｙ，ｚ）とする。なお、５０ｍｓは、初期値であり、調整可能な値である。
【０１７７】
次に、ステップＳ６７において、３次元座標の各点におけるＳ（ｘ，ｙ，ｚ）の最大値をＳｍａｘとする。
【０１７８】
次に、ステップＳ６８，Ｓ６９，Ｓ７０は、Ｔ波ベクトルの３次元分布表示（Ｔ−ＣＡＤ）を描画するためのループ処理を表わしており、ステップＳ６８で示す３次元座標ｘ０〜ｘｍａｘ，ｙ０〜ｙｍａｘ，ｚ０〜ｚｍａｘのすべてに組合せについて、ステップＳ７０でｘ，ｙ，ｚに関するループが閉じるまで、ステップ６９のＴ波ベクトル分布描画処理が繰り返し実行される。
【０１７９】
図３０は、図２８のステップＳ６９のＴ波ベクトル分布描画処理を概念的に示す模式図である。図３０（Ａ）を参照して、３次元座標の各点ごとに、電流ベクトルのｘ成分とｙ成分との比により、次式でＴ波電流ベクトルの角度を算出する。
【０１８０】
arctan（ＳＹ（ｘ，ｙ，ｚ）÷ＳＸ（ｘ，ｙ，ｚ））
ここで、赤＝−１３５度、緑＝−４５度、青＝４５度として、各点に対し、Ｔ波電流ベクトルの角度に応じて、線形的に色付けを行い、描画する。図３０（Ａ）では、上段の２点がうすい青で色付けされ、下段の２点が濃い青で色付けされているものとする。なお、図３０では便宜上白黒の濃淡で表わされている。
【０１８１】
次に、図３０（Ｂ）を参照して、各点には、Ｔ波電流ベクトルの大きさに応じて、下記の式による透明度（０．０〜１．０）を付け、点の間は、色の線形補間を行う。すなわち、透明度は次式で表わされる。
【０１８２】
透明度＝（Ｓ（ｘ，ｙ，ｚ）−しきい値）÷（Ｓｍａｘ−しきい値）
図３０（Ｂ）の例では、中央の４点で囲まれれた正方形の上方に行くほど青がうすく、下方に行くほど青が濃くなるよう色付けされており、その間は線形に補間されている。
【０１８３】
次に、ステップＳ７１において、図３１に示すように、電流ベクトルの角度（０〜３６０度）に対して電流ベクトルの大きさであるＳ（ｘ，ｙ，ｚ）を積み上げたヒストグラムを表示する。図３１のヒストグラムは、Ｔ波ベクトルの分布を示し、健常者では、４５度を中心に１峰性のピークを示す。
【０１８４】
この発明の実施の形態２では、健常者のＴ波ベクトルは青（４５度）で示し、疾患部位では、Ｔ波ベクトルは、たとえば赤（−１８０度）で示されることになる。
【０１８５】
次に、図２８のステップＳ６８〜Ｓ７０で繰り返し行われたＴ波ベクトル分布描画処理の結果をすべて併せて、図２８のステップＳ７２で透視法射影を行う。図３０のように得られたＴ波ベクトルの方向を示す色の表示の集合を透視法射影することにより、心筋のＴ波ベクトル３次元分布の画像データを得ることができ、この画像データは、図７〜図１５の処理で得られた心臓の外郭立体図と同一空間内に、演算装置２において再構成され、表示装置４のディスプレイ上に表示される。
【０１８６】
図３２は、健常者におけるＴ波ベクトルの実例を、図３３は、心疾患患者におけるＴ波ベクトルの実例を示す図である。図３２および図３３において、（Ａ）は、被験者（図３２は健常者、図３３は心疾患患者）の心磁図信号波形を示し、（Ｂ）は、心臓外郭立体図における対応するＴ波ベクトルの３次元表示である。
【０１８７】
図３４は、図３２（Ｂ）および図３３（Ｂ）の円形グラフの意味を説明するための図である。図３４の円形グラフでは、健常者では実線の矢印で示すように４５度付近に分布する（画像上は本来青で表示される）のに対し、図３３（Ｂ）の症例では、破線矢印で示すように２００度〜２２０度付近に分布する（画像上は本来赤で表示される）。
【０１８８】
図３２（Ｂ）の健常者においては、Ｔ波ベクトルはすべて青（ベクトル角４５度に対応）で表示されるものとする。
【０１８９】
一方、図３３（Ｂ）においては、心筋梗塞部位など心筋傷害部位（後側壁）においては赤と緑で表示され、Ｔ波ベクトルの角度が異常領域（ベクトル角２００度〜２２０度に対応）にある（傷害心筋を示す）ことを示すものとする。なお図３２（Ｂ）および図３３（Ｂ）の再構成画像においては、白黒の階調の濃さで置き換えて表示されている。
【０１９０】
以上のように、この発明の実施の形態２では、傷害心筋部位を相対的に表示するＴ波ベクトルの３次元立体表示を得るとともに、別途構築された心臓外郭立体図と再構成することにより、心臓における傷害心筋部位の絶対的な３次元空間表示を可能にし、病院内や救急治療室における心疾患診断における心筋傷害の局在の判定が可能になる。
【０１９１】
［実施の形態３］
この発明の実施の形態２は、心磁図のＲＴディスパーションの３次元表示を可能にすることにより、心筋傷害部位の３次元の空間的局在の判定を可能にしたものである。以下に、この発明の実施の形態３の原理について説明する。
【０１９２】
再度図１を参照すると、（Ａ）の心臓磁界の実波形はＲ波とＴ波とを含んでおり、前述のように、Ｒ波とＴ波との間隔であるＲＴ時間は、心筋の再分極の時間を反映している。そして健常者では、再分極の時間はほぼ均一で、再分極の最大時間と最小時間との時間的変動、すなわちＲＴディスパーションは、２０ｍｓ〜４０ｍｓ程度である。
【０１９３】
これに対し、心筋が傷害を受けると、再分極の最大時間と最小時間との時間差であるＲＴディスパーションは４０ｍｓ以上の大きな値となる。
【０１９４】
この発明の実施の形態３では、被験者の心磁図信号のＲＴ波相当部分から空間フィルタを用いて３次元電流密度分布を求める。そして３次元でのＲＴディスパーションを算出してその時間分布を立体的に表示することにより、心筋傷害部位の空間分布を表わすことができる。
【０１９５】
しかしながら、ＲＴディスパーションの時間分布を求めただけでは、心臓内の傷害心筋部位の局在は相対的にしか判定できず、心臓における絶対的な３次元での空間的局在を判定することはできない。
【０１９６】
そこで、この発明の実施の形態３では、心臓磁界計測により求められた被験者の心筋内の３次元電流密度分布から心臓の外郭の描写を可能にするとともに、ＲＴ波における上記の被験者のＲＴディスパーションの時間分布を、描写された心臓外郭立体図と同一被験者の同一空間内に再構成することにより、当該被験者の心臓における絶対的な３次元での傷害心筋の空間的局在を判定することができるようにしたものである。
【０１９７】
以下に、このような発明の実施の形態３を実現するための具体的構成および動作について説明する。
【０１９８】
この発明の実施の形態３のハードウェア構成は、図２に示した実施の形態１の構成と同じなので説明を省略する。
【０１９９】
まず、図２の演算装置２において、図７〜図１５に関連して説明した心臓外郭立体図の構築方法が実行され、図１９に示される心臓外郭立体図が得られる。その過程についてはすでに詳細に説明したのでここでは繰返さない。
【０２００】
次に、演算装置２は、このようにして得られた心臓外郭立体図における３次元電流密度を再構成する処理を行なう。
【０２０１】
すなわち、この発明の実施の形態３では、３次元電流密度解析によりＲＴディスパーションの時間分布を色により描画して、上記のようにして得られた心臓外郭立体図と合成することにより、傷害心筋部位の推定を可能にするものである。
【０２０２】
図３５および図３６は、図２の演算装置２でソフトウェアで実行されるＲＴディスパーションの３次元分布表示方法のフロー図である。
【０２０３】
図３５を参照して、ステップＳ８１において、被験者の心臓磁界を図２のＳＱＵＩＤ磁束計を用いて検出して心臓磁界波形を発生する。
【０２０４】
次に、ステップＳ８２において、図２の心電計２１による心電図Ｒ波トリガにより、被験者の６４チャネル分の心磁図信号（図４、図５）を加算平均して、図２９に示すような加算平均波形を求める。そして、心電図Ｒ波トリガにより、ＲＲ間隔の平均値を求めてＲＲ時間とする。
【０２０５】
さらに、図２９に示す加算平均波形のうち、後半部の加算値が最大になる時間、すなわちＴ波の頂点の時間を、たとえばオペレータによる波形の目視から求めてＴpeakとする。
【０２０６】
次に、ステップＳ８３において、ステップＳ８２で求めた６４チャネル分の心磁図信号の加算平均波形に空間フィルタを適用して、３次元電流密度分布を検出する。ここで、被験者の時間ｔにおける３次元電流密度をＦｔ（ｘ，ｙ，ｚ）とする。
【０２０７】
次に、ステップＳ８４〜Ｓ８７は、ＲＴディスパーションを求めるためのループ処理を表わしており、ステップＳ８４で示す３次元座標ｘ０〜ｘｍａｘ，ｙ０〜ｙｍａｘ，ｚ０〜ｚｍａｘのすべてに組合せについて、ステップＳ８５で心臓外郭内にある（電流密度が存在する）と判定された３次元座標についてのみ、ステップＳ８７でｘ，ｙ，ｚに関するループが閉じるまで、ステップ８６の処理が繰り返し実行される。
【０２０８】
ステップＳ８６においては、ＱＲＳ−Ｔ波にほぼ相当する間隔に渡って、すなわち、Ｒ時間＋７０ｍｓ〜Ｔpeakの期間において、Ｔ波の傾きが最大となる（Ｔ波がピークとなる）ｄｖ／ｄｔの値（電流密度を時間で微分した値）を求め、Ｒ波の頂点からＴ波のピークまでの正確な間隔であるＲＴ時間をＰ（ｘ，ｙ，ｚ）として求める。
【０２０９】
そして、算出されたＲＴ時間Ｐ（ｘ，ｙ，ｚ）の最大値と最小値との差分時間をＣｏｌｏｒ（ｘ，ｙ，ｚ）とする。なお、７０ｍｓは、初期値であり、調整可能な値である。
【０２１０】
次に、ステップＳ８８において、３次元座標の各点におけるＰ（ｘ，ｙ，ｚ）の最大値をＰｍａｘとする。
【０２１１】
次に、ステップＳ８９，Ｓ９０，Ｓ９１は、ＲＴディスパーションを描画するためのループ処理を表わしており、ステップＳ８９で示す３次元座標ｘ０〜ｘｍａｘ，ｙ０〜ｙｍａｘ，ｚ０〜ｚｍａｘのすべてに組合せについて、ステップＳ９１でｘ，ｙ，ｚに関するループが閉じるまで、ステップ９０のＲＴディスパーション描画処理が繰り返し実行される。
【０２１２】
図３７は、図３６のステップＳ９０のＲＴディスパーション描画処理を概念的に示す模式図である。図３７（Ａ）を参照して、３次元座標の各点ごとに、次式でＲＴディスパーションを算出する。
【０２１３】
すなわち、ＲＴ時間は、心拍数により変動するので、そのときの心拍数（ＲＲ間隔時間の平方根）で、次式のように補正する。
【０２１４】
（Ｃｏｌｏｒ（ｘ，ｙ，ｚ）−ＲＴ時間）÷（ＲＲ間隔時間の平方根）
ここで、青＝０、紫＝５０、赤＝１００として、各点に対し、ＲＴディスパーションに応じて、線形的に色付けを行い、描画する。図３７（Ａ）では、上段の２点が赤で色付けされ、下段の２点が青で色付けされているものとする。なお、図３７では便宜上白黒の濃淡で表わされている。
【０２１５】
次に、図３７（Ｂ）を参照して、各点には、ＲＴディスパーションの大きさに応じて、下記の式による透明度（０．０〜１．０）を付け、点の間は、色の線形補間を行う。すなわち、透明度は次式で表わされる。
【０２１６】
透明度＝（Ｐ（ｘ，ｙ，ｚ）−しきい値）÷（Ｐｍａｘ−しきい値）
図３７（Ｂ）の例では、中央の４点で囲まれれた正方形の上方に行くほど赤くなり、下方に行くほど青くなるよう色付けされており、その間は線形に補間されている。
【０２１７】
次に、図３６のステップＳ８９〜Ｓ９１で繰り返し行われたＲＴディスパーション描画処理の結果をすべて併せて、図３６のステップＳ９２で透視法射影を行う。図３７のように得られたＲＴディスパーションを示す色の表示の集合を透視法射影することにより、心筋のＲＴディスパーションの３次元分布の画像データを得ることができ、この画像データは、図７〜図１５の処理で得られた心臓の外郭立体図と同一空間内に、演算装置２において再構成され、表示装置４のディスプレイ上に表示される。
【０２１８】
図３８は、健常者におけるＲＴディスパーションの実例を、図３９は、心疾患患者におけるＲＴディスパーションの実例を示す図である。図３８および図３９において、（Ａ）は、被験者（図３８は健常者、図３９は心疾患患者）の心磁図信号波形を示し、（Ｂ）は、心臓外郭立体図における対応するＲＴディスパーションの３次元表示である。
【０２１９】
図３８（Ｂ）および図３９（Ｂ）の縦のグラフは、ＲＴディスパーションの時間分布（最小３４１ｍｓ〜最大４０８ｍｓ）を表わしたものであり、健常者では３８ｍｓ以内に分布する（画像上は本来青で表示される）のに対し、図３９（Ｂ）の症例では、６７ｍｓと大きく（画像上は本来ピンク色で表示される）。
【０２２０】
図３８（Ｂ）の健常者においては、ＲＴディスパーションはすべて青で表示されるものとする。
【０２２１】
一方、図３９（Ｂ）においては、心筋梗塞部位など心筋傷害部位（左室側壁）においてはピンク色で表示され、ＲＴディスパーションが異常領域にある（傷害心筋を示す）ことを示すものとする。なお図３８（Ｂ）および図３９（Ｂ）の再構成画像においては、白黒の階調の濃さで置き換えて表示されている。
【０２２２】
以上のように、この発明の実施の形態３では、傷害心筋部位を相対的に表示するＲＴディスパーションの３次元立体表示を得るとともに、別途構築された心臓外郭立体図と再構成することにより、心臓における傷害心筋部位の絶対的な３次元空間表示を可能にし、病院内や救急治療室における心疾患診断における心筋傷害の局在の判定が可能になる。
【０２２３】
なお、上記の実施の形態１〜３では、ＳＱＵＩＤ磁束計のチャネル数は６４チャネルであったが、これに限られるものではなく、また被験者の体表に装着されるコイル数も４個に限られるものではない。
【０２２４】
また、上記の実施の形態１〜３では、３次元電流密度データの積分値を用いて心臓外郭立体図を得るように構成していたが、これに代えて３次元エネルギ密度データの積分値を用いて心臓外郭立体図を得るように構成してもよい。すなわち、生体のインピーダンスが一定であると仮定すると、電流密度データを二乗するとエネルギ密度データが求まる。上述の図７から図９のフロー図の処理において、３次元電流密度データの積分値に代えて、３次元電流密度データをさらに二乗して得られる３次元エネルギ密度データの積分値を用いても全く同様に心臓外郭立体図を得ることができ、上述の実施の形態の形態１〜３と全く同じ効果を得ることができる。
【０２２５】
今回開示された実施の形態はすべての点で例示であって制限的なものではないと考えられるべきである。本発明の範囲は上記した説明ではなくて特許請求の範囲によって示され、特許請求の範囲と均等の意味および範囲内でのすべての変更が含まれることが意図される。
【産業上の利用可能性】
【０２２６】
この発明は、患者に負担のない非侵襲の心臓磁界計測により、傷害心筋の３次元的局在の判定が可能となるものであり、心臓磁界計測を利用した画像診断装置の分野において好適なものである。
【図面の簡単な説明】
【０２２７】
【図１】この発明の原理を説明するための心磁図の波形を示す図である。
【図２】この発明の実施の形態１〜３による心臓磁界診断装置の構成を示す概略ブロック図である。
【図３】図２に示した磁界分布計測装置の詳細な構成を示すブロック図である。
【図４】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】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】磁界時系列データから電流密度データを算出する方法を模式的に説明する図である。
【図７】この発明の実施の形態１〜３による心臓外郭立体図作成処理を説明するフロー図である。
【図８】この発明の実施の形態１〜３による心臓外郭立体図作成処理を説明するフロー図である。
【図９】この発明の実施の形態１〜３による心臓外郭立体図作成処理を説明するフロー図である。
【図１０】この発明による心臓外郭の描写方法を概念的に示す模式図である。
【図１１】この発明による心臓外郭の描写方法を概念的に示す模式図である。
【図１２】この発明による心臓外郭の描写方法を概念的に示す模式図である。
【図１３】この発明による心臓外郭の描写方法を概念的に示す模式図である。
【図１４】この発明による心臓外郭の描写方法を概念的に示す模式図である。
【図１５】この発明による心臓外郭の描写方法を概念的に示す模式図である。
【図１６】被験者の体表上のコイル位置を示すＣＴ撮像画像である。
【図１７】ＳＱＵＩＤ磁束計で計測されたコイルからの信号波形図である。
【図１８】ＳＱＵＩＤ磁束計の心磁図上にコイル位置を再構成した図である。
【図１９】この発明によって得られる心臓外郭立体図である。
【図２０】図１９の心臓外郭立体図をＭＲＩ画像と再構成した画像を示す図である。
【図２１】この発明の実施の形態１によるＱＲＳ差分の表示処理を説明するフロー図である。
【図２２】この発明の実施の形態１によるＱＲＳ差分の表示処理を説明するフロー図である。
【図２３】図２２のＱＲＳ差分描画処理を概念的に示す模式図である。
【図２４】健常者におけるＱＲＳ差分の３次元表示の実例を示す図である。
【図２５】心疾患患者におけるＱＲＳ差分の３次元表示の実例を示す図である。
【図２６】この発明の実施の形態２によって測定される電流ベクトルを示す図である。
【図２７】この発明の実施の形態２によるＴ波ベクトルの表示処理を説明するフロー図である。
【図２８】この発明の実施の形態２によるＴ波ベクトルの表示処理を説明するフロー図である。
【図２９】心磁図波形の加算平均波形を示す波形図である。
【図３０】図２８のＴ波ベクトル描画処理を概念的に示す模式図である。
【図３１】Ｔ波ベクトルの角度分布のヒストグラムを示す図である。
【図３２】健常者におけるＴ波ベクトルの３次元表示の実例を示す図である。
【図３３】心疾患患者におけるＴ波ベクトルの３次元表示の実例を示す図である。
【図３４】Ｔ波ベクトルの角度分布の円形グラフを示す図である。
【図３５】この発明の実施の形態３によるＲＴディスパーションの表示処理を説明するフロー図である。
【図３６】この発明の実施の形態３によるＲＴディスパーションの表示処理を説明するフロー図である。
【図３７】図３６のＲＴディスパーション描画処理を概念的に示す模式図である。
【図３８】健常者におけるＲＴディスパーションの３次元表示の実例を示す図である。
【図３９】心疾患患者におけるＲＴディスパーションの３次元表示の実例を示す図である。
【符号の説明】
【０２２８】
１  磁界分布計測装置、２  演算装置、３  解剖学的画像データ生成装置、４  表示装置、５  磁界発生装置、６  コイル、１２  被験者、１３  デュワ−、１４  演算部、１５  ＳＱＵＩＤ磁束計、１６  検出コイル、１７  コイル、１８  ＳＱＵＩＤ素子、１９  フィードバックコイル、２０  Ｎｂシールド、２１  心電計、２２  記憶装置。
【図１】
2006075403.tif 000004
【図２】
2006075403.tif 000005
【図３】
2006075403.tif 000006
【図４】
2006075403.tif 000007
【図５】
2006075403.tif 000008
【図６】
2006075403.tif 000009
【図７】
2006075403.tif 000010
【図８】
2006075403.tif 000011
【図９】
2006075403.tif 000012
【図１０】
2006075403.tif 000013
【図１１】
2006075403.tif 000014
【図１２】
2006075403.tif 000015
【図１３】
2006075403.tif 000016
【図１４】
2006075403.tif 000017
【図１５】
2006075403.tif 000018
【図１７】
2006075403.tif 000019
【図１８】
2006075403.tif 000020
【図２１】
2006075403.tif 000021
【図２２】
2006075403.tif 000022
【図２７】
2006075403.tif 000023
【図２８】
2006075403.tif 000024
【図２９】
2006075403.tif 000025
【図３４】
2006075403.tif 000026
【図３５】
2006075403.tif 000027
【図３６】
2006075403.tif 000028
【図１６】
2006075403.tif 000029
【図１９】
2006075403.tif 000030
【図２０】
2006075403.tif 000031
【図２３】
2006075403.tif 000032
【図２４】
2006075403.tif 000033
【図２５】
2006075403.tif 000034
【図２６】
2006075403.tif 000035
【図３０】
2006075403.tif 000036
【図３１】
2006075403.tif 000037
【図３２】
2006075403.tif 000038
【図３３】
2006075403.tif 000039
【図３７】
2006075403.tif 000040
【図３８】
2006075403.tif 000041
【図３９】
2006075403.tif 000042
【手続補正書】
【提出日】平成17年9月8日(2005.9.8)
【手続補正１】
【補正対象書類名】特許請求の範囲
【補正対象項目名】全文
【補正方法】変更
【補正の内容】
【特許請求の範囲】
【請求項１】
傷害心筋の３次元局在を評価するため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２次元心臓磁界分布データを生成する心臓磁界分布計測手段と、
前記生成された２次元心臓磁界分布データに基づいて前記被験者の心筋内の３次元電流密度分布データを生成する電流密度データ生成手段と、
前記３次元電流密度分布データに基づいて、心臓の外郭を示す心臓磁界積分立体図を構築する心臓立体図構築手段と、
前記３次元電流密度分布データに基づいて、心臓の傷害心筋の３次元局在を表わすデータを生成する傷害心筋データ生成手段と、
前記構築された心臓磁界積分立体図と同一空間内に、前記傷害心筋の３次元局在を再構成する画像再構成手段とを備えた、心臓磁界診断装置。
【請求項２】
前記傷害心筋データ生成手段は、
予め求められた複数の健常者のＱＲＳ波の３次元電流密度分布データの平均データと、被験者のＱＲＳ波の３次元電流密度分布データとのＱＲＳ差分を求める差分算出手段と、
前記求められたＱＲＳ差分に基づいて、前記傷害心筋の３次元局在を描画するデータを生成する描画データ生成手段とを含む、請求項１に記載の心臓磁界診断装置。
【請求項３】
前記ＱＲＳ差分を求める差分演算手段は、
前記被験者の胸部の３次元座標のそれぞれの座標における前記３次元電流密度分布データのＱＲＳ波の期間にわたる積分値を求める積分手段と、
前記積分手段によって求められた複数の健常者のＱＲＳ波の期間にわたる積分値の平均値を求めて保持するデータ保持手段と、
前記胸部の３次元座標のそれぞれの座標における前記健常者の前記３次元電流密度分布データの積分値の平均値と前記被験者の前記３次元電流密度分布データの積分値との間の差分を前記ＱＲＳ差分として求める演算手段とを含む、請求項２に記載の心臓磁界診断装置。
【請求項４】
前記描画データ生成手段は、
前記３次元座標のそれぞれの座標における前記ＱＲＳ差分の値に基づいて、前記それぞれの座標に対応する点を所定の色で色付けする手段と、
前記３次元座標のそれぞれの座標に対応する点の間を線形補間する手段と、
前記線形補間された３次元座標空間を透視法射影する手段とを含む、請求項３に記載の心臓磁界診断装置。
【請求項５】
前記描画データ生成手段は、
前記それぞれの座標の色の透明度をＱＲＳ差分の大きさに応じて設定する、請求項４に記載の心臓磁界診断装置。
【請求項６】
前記傷害心筋データ生成手段は、
被験者のＴ波の３次元電流密度分布データから電流ベクトルの角度を求めるベクトル角度算出手段と、
前記求められたＴ波の電流ベクトル角度に基づいて、前記傷害心筋の３次元局在を描画するデータを生成する描画データ生成手段とを含む、請求項１に記載の心臓磁界診断装置。
【請求項７】
前記ベクトル角度算出手段は、
前記被験者の胸部の３次元座標のそれぞれの座標における前記３次元電流密度分布データのＸ成分のＴ波の期間にわたる積分値を求める第１の積分手段と、
前記被験者の胸部の３次元座標のそれぞれの座標における前記３次元電流密度分布データのＹ成分のＴ波の期間にわたる積分値を求める第２の積分手段と、
前記胸部の３次元座標のそれぞれの座標における前記３次元電流密度分布データのＸ成分およびＹ成分の積分値の比から前記電流ベクトルの角度を求める演算手段とを含む、請求項６に記載の心臓磁界診断装置。
【請求項８】
前記描画データ生成手段は、
前記３次元座標のそれぞれの座標における前記電流ベクトルの角度に基づいて、前記それぞれの座標に対応する点を所定の色で色付けする手段と、
前記３次元座標のそれぞれの座標に対応する点の間を線形補間する手段と、
前記線形補間された３次元座標空間を透視法射影する手段とを含む、請求項７に記載の心臓磁界診断装置。
【請求項９】
前記描画データ生成手段は、
前記それぞれの座標の色の透明度を電流ベクトルの角度の大きさに応じて設定する、請求項８に記載の心臓磁界診断装置。
【請求項１０】
前記傷害心筋データ生成手段は、
被験者のＱＲＳ−Ｔ波の３次元電流密度分布データからＲＴ時間の分散であるＲＴディスパーション（RT-dispersion）を求める時間分散算出手段と、
前記求められたＲＴディスパーションに基づいて、前記傷害心筋の３次元局在を描画するデータを生成する描画データ生成手段とを含む、請求項１に記載の心臓磁界診断装置。
【請求項１１】
前記時間分布算出手段は、
前記被験者の胸部の３次元座標のそれぞれの座標における前記３次元電流密度分布データからＲＴ時間の最大値と最小値との差分の絶対値をＲＴディスパーションとして求める手段を含む、請求項１０に記載の心臓磁界診断装置。
【請求項１２】
前記描画データ生成手段は、
前記３次元座標のそれぞれの座標における前記ＲＴディスパーションに基づいて、前記それぞれの座標に対応する点を所定の色で色付けする手段と、
前記３次元座標のそれぞれの座標に対応する点の間を線形補間する手段と、
前記線形補間された３次元座標空間を透視法射影する手段とを含む、請求項１１に記載の心臓磁界診断装置。
【請求項１３】
前記描画データ生成手段は、
前記それぞれの座標の色の透明度をＲＴディスパーションの大きさに応じて設定する、請求項１２に記載の心臓磁界診断装置。
【請求項１４】
前記心臓立体図構築手段は、
前記被験者の胸部の３次元座標のそれぞれの座標における前記３次元電流密度分布データのまたは前記３次元電流密度分布データを二乗した３次元エネルギ密度データの所定期間にわたる積分値を求める積分手段と、
前記それぞれの座標における前記積分値のうちの最大値を求める最大値判定手段と、
前記胸部の３次元座標を複数の立方体の集合に区分する立方体設定手段と、
前記積分値の最大値に基づいてしきい値を設定するしきい値設定手段と、
前記設定されたしきい値に対する、前記立方体の各々の各頂点に対応する座標の前記積分値の大小を判定する大小判定手段と、
前記複数の立方体の集合における前記積分値の大小の判定結果を表示する画像を前記心臓磁界積分立体図として生成する画像生成手段とを含む、請求項１〜１３のいずれかに記載の心臓磁界診断装置。
【請求項１５】
前記画像生成手段は、
前記複数の立方体の各々ごとに、前記各立方体を構成する８個の頂点のうち対応する座標の前記積分値が前記しきい値より大きい頂点の数を算出する手段と、
前記積分値がしきい値より大きい頂点の数に応じて予め定められた態様で、前記しきい値よりも大きい頂点を結ぶポリゴンを描画する手段と、
前記胸部の３次元座標空間内に前記複数の立方体を配列して前記描画されたポリゴンを透視法射影する手段とを含み、
前記透視法射影により得られた各立方体のポリゴンの集合が前記心臓磁界積分立体図を構成する、請求項１４に記載の心臓磁界診断装置。
【請求項１６】
傷害心筋の３次元局在を評価するための心臓磁界診断装置の作動方法であって、
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前記複数の座標に対応する２次元心臓磁界分布データを生成するステップと、
前記生成された２次元心臓磁界分布データに基づいて前記被験者の心筋内の３次元電流密度分布データを生成するステップと、
前記３次元電流密度分布データに基づいて、心臓の外郭を示す心臓磁界積分立体図を構築するステップと、
前記３次元電流密度分布データに基づいて、心臓の傷害心筋の３次元局在を表わすデータを生成するステップと、
前記構築された心臓磁界積分立体図と同一空間内に、前記傷害心筋の３次元局在を再構成するステップとを備えた、心臓磁界診断装置の作動方法。
【請求項１７】
前記傷害心筋の３次元局在を表わすデータを生成するステップは、
予め求められた複数の健常者のＱＲＳ波の３次元電流密度分布データの平均データと、被験者のＱＲＳ波の３次元電流密度分布データとのＱＲＳ差分を求めるステップと、
前記求められたＱＲＳ差分に基づいて、前記傷害心筋の３次元局在を描画するデータを生成するステップとを含む、請求項１６に記載の心臓磁界診断装置の作動方法。
【請求項１８】
前記ＱＲＳ差分を求めるステップは、
前記被験者の胸部の３次元座標のそれぞれの座標における前記３次元電流密度分布データのＱＲＳ波の期間にわたる積分値を求めるステップと、
前記積分値を求めるステップによって求められた複数の健常者のＱＲＳ波の期間にわたる積分値の平均値を求めて保持するステップと、
前記胸部の３次元座標のそれぞれの座標における前記健常者の前記３次元電流密度分布データの積分値の平均値と前記被験者の前記３次元電流密度分布データの積分値との間の差分を前記ＱＲＳ差分として求めるステップとを含む、請求項１７に記載の心臓磁界診断装置の作動方法。
【請求項１９】
前記描画データを生成するステップは、
前記３次元座標のそれぞれの座標における前記ＱＲＳ差分の値に基づいて、前記それぞれの座標に対応する点を所定の色で色付けするステップと、
前記３次元座標のそれぞれの座標に対応する点の間を線形補間するステップと、
前記線形補間された３次元座標空間を透視法射影するステップとを含む、請求項１８に記載の心臓磁界診断装置の作動方法。
【請求項２０】
前記描画データを生成するステップは、
前記それぞれの座標の色の透明度をＱＲＳ差分の大きさに応じて設定するステップを含む、請求項１９に記載の心臓磁界診断装置の作動方法。
【請求項２１】
前記傷害心筋の３次元局在を表わすデータを生成するステップは、
被験者のＴ波の３次元電流密度分布データから電流ベクトルの角度を求めるステップと、
前記求められたＴ波の電流ベクトル角度に基づいて、前記傷害心筋の３次元局在を描画するデータを生成するステップとを含む、請求項１６に記載の心臓磁界診断装置の作動方法。
【請求項２２】
前記ベクトル角度を求めるステップは、
前記被験者の胸部の３次元座標のそれぞれの座標における前記３次元電流密度分布データのＸ成分のＴ波の期間にわたる積分値を求めるステップと、
前記被験者の胸部の３次元座標のそれぞれの座標における前記３次元電流密度分布データのＹ成分のＴ波の期間にわたる積分値を求めるステップと、
前記胸部の３次元座標のそれぞれの座標における前記３次元電流密度分布データのＸ成分およびＹ成分の積分値の比から前記電流ベクトルの角度を求めるステップとを含む、請求項２１に記載の心臓磁界診断装置の作動方法。
【請求項２３】
前記描画データを生成するステップは、
前記３次元座標のそれぞれの座標における前記電流ベクトルの角度に基づいて、前記それぞれの座標に対応する点を所定の色で色付けするステップと、
前記３次元座標のそれぞれの座標に対応する点の間を線形補間するステップと、
前記線形補間された３次元座標空間を透視法射影するステップとを含む、請求項２２に記載の心臓磁界診断装置の作動方法。
【請求項２４】
前記描画データを生成するステップは、
前記それぞれの座標の色の透明度を電流ベクトルの角度の大きさに応じて設定するステップを含む、請求項２３に記載の心臓磁界診断装置の作動方法。
【請求項２５】
前記傷害心筋の３次元局在を表わすデータを生成するステップは、
被験者のＱＲＳ−Ｔ波の３次元電流密度分布データからＲＴ時間の分散であるＲＴディスパーションを求めるステップと、
前記求められたＲＴディスパーションに基づいて、前記傷害心筋の３次元局在を描画するデータを生成するステップとを含む、請求項１６に記載の心臓磁界診断装置の作動方法。
【請求項２６】
前記ＲＴディスパーションを求めるステップは、
前記被験者の胸部の３次元座標のそれぞれの座標における前記３次元電流密度分布データからＲＴ時間の最大値と最小値との差分の絶対値をＲＴディスパーションとして求めるステップを含む、請求項２５に記載の心臓磁界診断装置の作動方法。
【請求項２７】
前記描画データを生成するステップは、
前記３次元座標のそれぞれの座標における前記ＲＴディスパーションに基づいて、前記それぞれの座標に対応する点を所定の色で色付けするステップと、
前記３次元座標のそれぞれの座標に対応する点の間を線形補間するステップと、
前記線形補間された３次元座標空間を透視法射影するステップとを含む、請求項２６に記載の心臓磁界診断装置の作動方法。
【請求項２８】
前記描画データを生成するステップは、
前記それぞれの座標の色の透明度をＲＴディスパーションの大きさに応じて設定するステップを含む、請求項２７に記載の心臓磁界診断装置の作動方法。
【請求項２９】
前記心臓磁界積分立体図を構築するステップは、
前記被験者の胸部の３次元座標のそれぞれの座標における前記３次元電流密度分布データのまたは前記３次元電流密度分布データを二乗した３次元エネルギ密度データの所定期間にわたる積分値を求めるステップと、
前記それぞれの座標における前記積分値のうちの最大値を求めるステップと、
前記胸部の３次元座標を複数の立方体の集合に区分するステップと、
前記積分値の最大値に基づいてしきい値を設定するステップと、
前記設定されたしきい値に対する、前記立方体の各々の各頂点に対応する座標の前記積分値の大小を判定するステップと、
前記複数の立方体の集合における前記積分値の大小の判定結果を表示する画像を前記心臓磁界積分立体図として生成するステップとを含む、請求項１６〜２８のいずれかに記載の心臓磁界診断装置の作動方法。
【請求項３０】
前記画像を生成するステップは、
前記複数の立方体の各々ごとに、前記各立方体を構成する８個の頂点のうち対応する座標の前記積分値が前記しきい値より大きい頂点の数を算出するステップと、
前記積分値がしきい値より大きい頂点の数に応じて予め定められた態様で、前記しきい値よりも大きい頂点を結ぶポリゴンを描画するステップと、
前記胸部の３次元座標空間内に前記複数の立方体を配列して前記描画されたポリゴンを透視法射影するステップとを含み、
前記透視法射影により得られた各立方体のポリゴンの集合が前記心臓磁界積分立体図を構成する、請求項２９に記載の心臓磁界診断装置の作動方法。