(57)【要約】【課題】電気的興奮を平面球形図のマップで表示する生体磁場計測装置を提供する。【解決手段】（第１の処理７０）Ｒ波のピーク位置の時点でのデータを用い、正面、背面から計測された心磁波形からそれぞれ、ＣＡＭ(電流アローマップ)７１、ＣＡＭ７２を算出し、ＣＡＭ７２の座標のｘ及びｙ軸の方向を反転させてＣＡＭ７３を得る。（第２の処理７８）ＣＡＭ７１、ＣＡＭ７３の座標をそれぞれ、極座標に変換して、正面、背面でのＣＡＭ７４、ＣＡＭ７５を得る。ＣＡＭ７５をＣＡＭ７４のスケールに合わせて、ＣＡＭ７６を求める。（第３の処理７９）ＣＡＭ７４とＣＡＭ７６を合成する。欠損する動径上の計測点でのＣＡＭデータを、補間演算により挿入し、平面球形図７７の全計測点でのＣＡＭデータが滑らかに連続的になるようにする。正面、背面のＣＡＭが、１つの平面球形図に表示できる。【選択図】図９
2006094984.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
検査対象から発生する磁場を検出する２次元に配置される複数の磁場センサと、前記複数の磁場検出センサにより、前記検査対象の第１及び第２方向からそれぞれ計測される前記磁場を、第１及び第２の磁場データとして収集し、前記第１及び第２の磁場データの演算処理を行う演算処理装置と、前記演算処理の結果を表示する表示装置とを有し、前記演算処理は、前記第１及び第２方向から前記磁場を検出する時の前記複数の磁場検出センサの位置を、共通の極をもち動径ｒと傾角θにより表わされる極座標の、前記傾角θが０°＜θ＜１８０°の第１の範囲の前記極座標に、前記傾角θが、１８０°＜θ＜３６０°の第２の範囲の前記極座標に、それぞれ変換し、前記第１の磁場データを、前記第１の範囲の前記極座標に対応させ、前記第２の磁場データを、前記第２の範囲の前記極座標に対応させ、前記傾角θがθ＝０°及びθ＝１８０°の第３の範囲の前記極座標における第３の磁場データを、前記第１及び第２の磁場データから合成する演算を実行す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おいて、前記合成する演算は、前記傾角θがθ＝０°の前記第３の範囲の前記極座標における前記第３の磁場データを、前記傾角θがθ＝０°に最近接する前記傾角θにおける前記第１、第２の磁場データを用いる第１の補間演算と、前記傾角θがθ＝１８０°の前記第３の範囲の前記極座標における前記第３の磁場データを、前記傾角θがθ＝１８０°に最近接する前記傾角θにおける前記第１、第２の磁場データを用いる第２の補間演算とを含むことを特徴とする生体磁場計測装置。
【請求項３】
請求項２に記載の生体磁場計測装置において、前記第１及び第２の補間演算で、重み係数が使用されることを特徴とする生体磁場計測装置。
【請求項４】
検査対象から発生する磁場を検出する２次元に配置される複数の磁場センサと、前記複数の磁場検出センサにより、前記検査対象の第１及び第２方向からそれぞれ計測される前記磁場を、第１及び第２の磁場データとして収集し、前記第１及び第２の磁場データの演算処理を行う演算処理装置と、前記演算処理の結果を表示する表示装置とを有し、前記演算処理は、前記第１及び第２方向から前記磁場を検出する時の前記複数の磁場検出センサの位置を、共通の極をもち動径ｒと傾角θにより表わされる極座標の、前記傾角θが０°＜θ＜１８０°の第１の範囲の前記極座標に、前記傾角θが、１８０°＜θ＜３６０°の第２の範囲の前記極座標に、それぞれ変換し、前記第１の磁場データを、前記第１の範囲の前記極座標に対応させ、前記第２の磁場データを、前記第２の範囲の前記極座標に対応させ、前記傾角θがθ＝０°及びθ＝１８０°の第３の範囲の前記極座標における第３の磁場データを、前記第１及び第２の磁場データから合成し、前記第３の磁場データを、前記第３の範囲の前記極座標に対応させ、前記極座標により表される平面球形図の座標点に、前記第１、第２及び第３の磁場データを対応させて、前記平面球形図の座標点における前記磁場データから、スカラー値及び／又はベクトル値を求める演算を行い、前記スカラー値及び／又はベクトル値の分布を表わす前記平面球形図が、前記表示装置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５】
請求項４に記載の生体磁場計測装置において、前記合成する演算は、前記傾角θがθ＝０°の前記第３の範囲の前記極座標における前記第３の磁場データを、前記傾角θがθ＝０°に最近接する前記傾角θにおける前記第１、第２の磁場データを用いる第１の補間演算と、前記傾角θがθ＝１８０°の前記第３の範囲の前記極座標における前記第３の磁場データを、前記傾角θがθ＝１８０°に最近接する前記傾角θにおける前記第１、第２の磁場データを用いる第２の補間演算とを含むことを特徴とする生体磁場計測装置。
【請求項６】
請求項５に記載の生体磁場計測装置において、前記第１及び第２の補間演算で、重み係数が使用されることを特徴とする生体磁場計測装置。
【請求項７】
請求項４に記載の生体磁場計測装置において、前記平面球形図と共に、前記座標点に対応する前記第１及び第２の磁場データが、前記表示装置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８】
請求項４に記載の生体磁場計測装置において、前記複数の磁場センサにより計測された前記磁場が、前記検査対象の心臓から発する心磁場であり、前記第１方向が前記検査対象の胸面からの方向であり、前記第２方向が前記検査対象の背面からの方向であり、前記ベクトル値が、前記心磁場から導出される電流ベクトルであることを特徴とする生体磁場計測装置。
【請求項９】
請求項４に記載の生体磁場計測装置において、前記複数の磁場センサにより計測された前記磁場が、前記検査対象の心臓から発する心磁場であり、前記第１方向が前記検査対象の胸面からの方向であり、前記第２方向が前記検査対象の背面からの方向であり、前記ベクトル値が、前記心磁場から導出される電流ベクトルであり、前記電流ベクトルが前記座標点に表示される前記平面球形図の時間変化が、表示されることを特徴とする生体磁場計測装置。
【請求項１０】
請求項４に記載の生体磁場計測装置において、前記複数の磁場センサにより計測された前記磁場が、前記検査対象の心臓から発する心磁場であり、前記第１方向が前記検査対象の胸面からの方向であり、前記第２方向が前記検査対象の背面からの方向であり、前記スカラー値が、予め定められる所定の時相の時間帯における前記心磁場の波形の最大値、又は、前記時間帯における積分値であることを特徴とする生体磁場計測装置。
【請求項１１】
請求項４に記載の生体磁場計測装置において、前記第１、第２及び第３の磁場データの全体は、前記動径ｒと前記傾角θにおいて等間隔に配置されることを特徴とする生体磁場計測装置。
【請求項１２】
検査対象の心臓から発生する心磁場を検出する２次元に配置される複数の磁場センサと、前記複数の磁場検出センサにより、前記検査対象の第１及び第２方向からそれぞれ計測される前記心磁場を、第１及び第２の心磁場データとして収集し、前記第１及び第２の磁場データの演算処理を行う演算処理装置と、前記演算処理の結果を表示する表示装置とを有し、前記第１方向が前記検査対象の胸面からの方向であり、前記第２方向が前記検査対象の背面からの方向であり、前記演算処理は、前記第１及び第２方向から前記心磁場を検出する時の前記複数の磁場検出センサの位置を、共通の極をもち動径ｒと傾角θにより表わされる極座標の、前記傾角θが０°＜θ＜１８０°の第１の範囲の前記極座標に、前記傾角θが、１８０°＜θ＜３６０°の第２の範囲の前記極座標に、それぞれ変換し、前記第１の心磁場データを、前記第１の範囲の前記極座標に対応させ、前記第２の心磁場データを、前記第２の範囲の前記極座標に対応させ、前記傾角θがθ＝０°及びθ＝１８０°の第３の範囲の前記極座標における第３の心磁場データを、前記第１及び第２の心磁場データから合成し、前記第３の心磁場データを、前記第３の範囲の前記極座標に対応させ、前記極座標により表される平面球形図の座標点(（ｒ,θ,ｔ）とし、ｔは前記磁場心波形の時間軸の時点を示す）に、前記第１、第２及び第３の心磁場データを対応させて、前記座標点（ｒ,θ,ｔ）に対応する前記心磁場データから、電流ベクトル（Ａ（ｒ,θ,ｔ）とする）を求める演算を行い、前記Ａ（ｒ,θ,ｔ）の分布を表わす前記平面球形図が、前記表示装置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１３】
請求項１２に記載の生体磁場計測装置において、前記Ａ（ｒ,θ,ｔ）の分布の変化が前記平面球形図により、前記表示装置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１４】
請求項１２に記載の生体磁場計測装置において、前記心磁波形の、Ｐ波、ＱＲＳ波、Ｔ波の発生する時間帯の何れかの時間帯における、前記Ａ（ｒ,θ,ｔ）の分布の変化が前記平面球形図により、前記表示装置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１５】
請求項１２に記載の生体磁場計測装置において、前記演算処理装置は、前記Ａ（ｒ,θ,ｔ）の前記時点ｔ、前記傾角θにおける、前記動径ｒの上の最大値ｍａｘ｛Ａ（ｒ,θ,ｔ）｝又は平均値〈｛Ａ（ｒ,θ,ｔ）｝〉を求め、Ｂ（θ,ｔ）＝ｍａｘ｛Ａ（ｒ,θ,ｔ）又はＢ（θ,ｔ）＝〈｛Ａ（ｒ,θ,ｔ）｝〉とする処理を行い、前記時点ｔ、前記傾角θを２軸として、前記Ｂ（θ,ｔ）が、前記表示装置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１６】
請求項１５に記載の生体磁場計測装置において、前記第１、第２の心磁場データが、前記表示装置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１７】
請求項１５に記載の生体磁場計測装置において、前記演算処理装置は、前記Ｂ（θ,ｔ）の極大値を求める処理を行い、前記極大値が、前記表示装置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１８】
請求項１２に記載の生体磁場計測装置において、前記心磁波形の、Ｐ波、ＱＲＳ波、Ｔ波の発生する時間帯の何れかの時間帯を［ｔ0,ｔ1］とし、［ｔ0,ｔ1］における前記Ａ（ｒ,θ,ｔ＝［ｔ0,ｔ1］）の絶対値を│Ａ（ｒ,θ,ｔ＝［ｔ0,ｔ1］）│とし、予め設定される閾値をＡthrとする時、│Ａ（ｒ,θ,ｔ＝［ｔ0,ｔ1］）│≧Ａthrである場合に、│Ａ（ｒ,θ,ｔ＝［ｔ0,ｔ1］）│の最大値を与える時点ｔがｔmaxとする時、Ｔd（ｒ,θ）＝ｔmaxとし、│Ａ（ｒ,θ,ｔ＝［ｔ0,ｔ1］）│＜Ａthrである場合に、Ｔd（ｒ,θ）＝０として、定義される前記Ｔd（ｒ,θ）の等しい点を結ぶ等高線が、前記平面球形図により、前記表示装置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１９】
請求項１８に記載の生体磁場計測装置において、前記Ｔd（ｒ,θ）が最大値を与える座標点が、前記最大値と共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２０】
請求項１２に記載の生体磁場計測装置において、前記心磁波形の、Ｐ波、ＱＲＳ波、Ｔ波の発生する時間帯の何れかの時間帯を［ｔ0,ｔ1］とし、［ｔ0,ｔ1］における前記Ａ（ｒ,θ,ｔ＝［ｔ0,ｔ1］）の絶対値を│Ａ（ｒ,θ,ｔ＝［ｔ0,ｔ1］）│とし、予め設定される閾値をＡthrとする時、│Ａ（ｒ,θ,ｔ＝［ｔ0,ｔ1］）│≧Ａthrである場合に、│Ａ（ｒ,θ,ｔ＝［ｔ0,ｔ1］）│の最大値を与える時点ｔがｔmaxとする時、Ｔd（ｒ,θ）＝ｔmaとしx、│Ａ（ｒ,θ,ｔ＝［ｔ0,ｔ1］）│＜Ａthrである場合に、Ｔd（ｒ,θ）＝０として、定義される前記Ｔd（ｒ,θ）の等しい点を結ぶ等高線が、前記心臓を模擬する３次元立体心臓モデルの表面に投影された状態で、前記等高線が、前記表示装置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２１】
請求項２０に記載の生体磁場計測装置において、前記Ｔd（ｒ,θ）が最大値を与える座標点が、前記最大値と共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２２】
請求項１２に記載の生体磁場計測装置において、前記第１、第２及び第３の磁場データの全体は、前記動径ｒと前記傾角θにおいて等間隔に配置されることを特徴とする生体磁場計測装置。
【請求項２３】
検査対象から発生する心磁場を検出する２次元に配置される複数の磁場センサと、前記複数の磁場検出センサにより、前記検査対象の第１及び第２方向からそれぞれ計測される前記心磁場を、第１及び第２の心磁場データとして収集し、前記第１及び第２の心磁場データの演算処理を行う演算処理装置とを有し、前記第１方向が前記検査対象の胸面からの方向であり、前記第２方向が前記検査対象の背面からの方向であり、前記演算処理は、前記第１及び第２方向から前記心磁場を検出する時の前記複数の磁場検出センサの位置を、共通の極をもち動径ｒと傾角θにより表わされる極座標の、前記傾角θが０°＜θ＜１８０°の第１の範囲の前記極座標に、前記傾角θが、１８０°＜θ＜３６０°の第２の範囲の前記極座標に、それぞれ変換し、前記第１の心磁場データを、前記第１の範囲の前記極座標に対応させ、前記第２の心磁場データを、前記第２の範囲の前記極座標に対応させ、前記傾角θがθ＝０°及びθ＝１８０°の第３の範囲の前記極座標における第３の心磁場データを、前記第１及び第２の心磁場データから合成する演算を実行することを特徴とする生体磁場計測装置。
【請求項２４】
２次元に配置される複数の磁場センサにより、検査対象の第１及び第２方向からそれぞれ第１及び第２の心磁場データとして計測されメモリーに収集された、検査対象の心臓から発生する心磁場の前記第１及び第２の心磁場データの解析を行うデータ解析方法であって、前記第１方向が前記検査対象の胸面からの方向であり、前記第２方向が前記検査対象の背面からの方向であり、前記第１及び第２方向から前記心磁場を検出する時の前記複数の磁場検出センサの位置を、共通の極をもち動径ｒと傾角θにより表わされる極座標の、前記傾角θが０°＜θ＜１８０°の第１の範囲の前記極座標に、前記傾角θが、１８０°＜θ＜３６０°の第２の範囲の前記極座標に、それぞれ変換し、前記第１の心磁場データを、前記第１の範囲の前記極座標に対応させ、前記第２の心磁場データを、前記第２の範囲の前記極座標に対応させ、前記傾角θがθ＝０°及びθ＝１８０°の第３の範囲の前記極座標における第３の心磁場データを、前記第１及び第２の心磁場データから合成し、前記第３の心磁場データを、前記第３の範囲の前記極座標に対応させ、前記極座標により表される平面球形図の座標点(（ｒ,θ,ｔ）とし、ｔは前記心磁波形の時間軸の時点を示す）に、前記第１、第２及び第３の心磁場データを対応させて、前記座標点（ｒ,θ,ｔ）に対応する前記心磁場データから、電流ベクトル（Ａ（ｒ,θ,ｔ）とする）を求めることを特徴とするデータ解析方法。
【請求項２５】
２次元に配置される複数の磁場センサにより、検査対象の第１及び第２方向からそれぞれ第１及び第２の心磁場データとして計測されメモリーに収集された、検査対象の心臓から発生する心磁場の前記第１及び第２の心磁場データの表示方法であって、前記第１方向が前記検査対象の胸面からの方向であり、前記第２方向が前記検査対象の背面からの方向であり、前記第１及び第２方向から前記心磁場を検出する時の前記複数の磁場検出センサの位置を、共通の極をもち動径ｒと傾角θにより表わされる極座標の、前記傾角θが０°＜θ＜１８０°の第１の範囲の前記極座標に、前記傾角θが、１８０°＜θ＜３６０°の第２の範囲の前記極座標に、それぞれ変換し、前記第１の心磁場データを、前記第１の範囲の前記極座標に対応させ、前記第２の心磁場データを、前記第２の範囲の前記極座標に対応させ、前記極座標により表される平面球形図の座標点(（ｒ,θ,ｔ）とし、ｔは前記心磁波形の時間軸の時点を示す）に、前記第１、第２の心磁場データを対応させて、前記座標点（ｒ,θ,ｔ）に対応する前記心磁場データから求めれらた電流ベクトル（Ａ（ｒ,θ,ｔ）とする）の分布を表わす前記平面球形図が、表示されることを特徴とする心磁場データの表示方法。
【請求項２６】
請求項２５に記載の心磁場データの表示方法において、前記第２の心磁場データに代えて、前記第２の心磁場データに所定の数を掛算して得られる第３の心磁場データを、前記第２の範囲の前記極座標に対応させ、前記座標点（ｒ,θ,ｔ）に、前記第１、第３の心磁場データを対応させて、前記座標点（ｒ,θ,ｔ）に対応する前記心磁場データから求められた電流ベクトル（Ａ（ｒ,θ,ｔ）とする）の分布を表わす前記平面球形図が、表示されることを特徴とする心磁場データの表示方法。
【請求項２７】
請求項２５に記載の心磁場データの表示方法において、前記第１の心磁場データに代えて、前記第１の心磁場データを所定の数を除算して得られる第３の心磁場データを、前記第１の範囲の前記極座標に対応させ、前記座標点に、前記第３、第１の心磁場データを対応させて、前記座標点（ｒ,θ,ｔ）に対応する前記心磁場データから求めれらた電流ベクトル（Ａ（ｒ,θ,ｔ）とする）の分布を表わす前記平面球形図が、表示されることを特徴とする心磁場データの表示方法。
【請求項２８】
検査対象の心臓から発生する心磁場を検出する２次元に配置される複数の磁場センサと、前記複数の磁場検出センサにより、前記検査対象の第１及び第２方向からそれぞれ計測される前記心磁場を、第１及び第２の心磁場データとして収集し、前記第１及び第２の心磁場データの演算処理を行う演算処理装置と、前記演算処理の結果を表示する表示装置とを有し、前記第１方向が前記検査対象の胸面からの方向であり、前記第２方向が前記検査対象の背面からの方向であり、前記演算処理は、前記第１及び第２方向から前記心磁場を検出する時の前記複数の磁場検出センサの位置を、共通の極をもち動径ｒと傾角θにより表わされる極座標の、前記傾角θが０°＜θ＜１８０°の第１の範囲の前記極座標に、前記傾角θが、１８０°＜θ＜３６０°の第２の範囲の前記極座標に、それぞれ変換し、前記第１の心磁場データ又は前記第１の心磁場データから導出される値を、前記第１の範囲の前記極座標に対応させ、前記第２の心磁場データ又は前記第２の心磁場データから導出される値を、前記第２の範囲の前記極座標に対応させる演算を行ない、前記第１の心磁場データ又は前記第１の心磁場データから導出される値、及び、前記第２の心磁場データ又は前記第２の心磁場データから導出される値が前記極座標の座標点に表示される１つの平面球形図が、前記表示装置に表示され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】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、生体から発する生体磁場の計測を磁束計を用いて行う生体磁場計測装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
不整脈や虚血性心疾患等の心疾患の診断において、心筋内の電気生理学的現象を可視化することは非常に重要である。心筋内の電気生理学的現象を可視化する装置の一つに、生体磁場計測装置がある。生体磁場計測装置は、心臓から生じる微弱な磁場（以下、「心磁場」と略記し、計測される心磁場の波形を「心磁波形」、計測される心磁場から算出される値を、心磁場を計測した磁場センサの位置に対応させて図示したものを「心磁図」又は「心磁マップ」という。）を非侵襲かつ非接触で多点計測でき、計測された心臓磁場データを用いて心筋内部に流れる電流分布を可視化できる。
【０００３】
電流ベクトルの分布をアローの大きさと向きにより表わす電流アローマップ（Current―arrow map、以下、「ＣＡＭ」と略記）により、心筋内電流分布を可視化することが報告されている（例えば、非特許文献１、２を参照）。ＣＡＭは、各計測点で測定される心臓磁場データの法線成分の微分から得られる２次元平面上のベクトルにより、生体内電流分布を表示する。検査対象の正面及び背面から計測された心臓磁場データからＣＡＭを計算し、心臓全体の心筋の電気的興奮の伝播の様子を視覚化できる（例えば、非特許文献３を参照）。このＣＡＭに基づく心臓疾患の解析法には、ＣＡＭの時系列画像による異常な電気的興奮の伝播の視覚化、心室の脱分極過程のＣＡＭを用いた虚血部位の同定等があり、臨床上の有効性が報告されている（例えば、非特許文献４、５を参照）。
【０００４】
近年では、検査対象の核磁気共鳴イメージング画像から作成した３次元心臓モデル上に、ＣＡＭを投影する方法が開発されおり、視覚的に分かりやすい心筋内電流分布の表示方法が報告されている（例えば、非特許文献６を参照）。
周知のように、心臓磁場の計測は、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より行われている。最近では、LsOPM（lase pumped magnetometer）を用いた心臓磁場の計測の報告がある（例えば、非特許文献７）。
【０００５】
検査対象の計測部位及びＳＱＵＩＤ磁束計が配列されるクライオスタットの部分を、内部に配置する円筒型の磁場遮蔽装置は周知である（例えば、特許文献１、特許文献２を参照）。
３次元の形態情報を２次元情報に還元して平面球形図（planisherical map）（ブルズアイマップ(bull'a eye map)）として表示する技術が知られている（例えば、非特許文献８、９、特許文献３、４、５）。
【０００６】
なお、心磁場を検出するための複数の磁束計が配置される各計測点で計測された心磁場から導出されるデータ値を表示する各種の方法が報告されている。例えば、心磁場の強度を等高線で表わす等磁場線図、等積分図（例えば、特許文献６、７を参照）、電流量比分布図（Current Ratio Map（カレントレシオマップ）、以下ではＣＲＭと略記）（特許文献８を参照）等がある。ＣＲＭは、次の（ａ）、（ｂ）、（ｃ）の処理手順で算出される。（ａ）運動負荷の前及び後の心磁場データから各計測点における電流ベクトルを求め、各計測点における電流ベクトルの絶対値を所定の時間区画で積分した、運動負荷の前及び後における積分電流量を算出し、算出された運動負荷の前及び後における積分電流量の比を、各計測点について算出する。（ｂ）運動負荷の前及び後での、計測点における積分電流量の総和値を求め、運動負荷の前後における積分電流量の総和の比を規格化因子と算出する。（ｃ）（ａ）において各計測点について算出された運動負荷の前及び後における積分電流量の比を、規格化因子で規格化する。
【０００７】
また、多数の等磁場線図を使用せず、心磁場を計測した各測定点における磁場ベクトルの大きさ、位相、強度の時間変化を１つの図として表示し、心筋の興奮の時間変化を把握可能とする表示方法が知られている（特許文献９、１０を参照）。
【０００８】
【特許文献１】米国特許第６５２８９９４号明細書
【０００９】
【特許文献２】特開２００２−１３６４９２号公報
【特許文献３】特開２００４−１８１０４１号公報
【特許文献４】特開平１１−１５５８６２号公報
【特許文献５】特開２０００−１３９９１７号公報
【特許文献６】特開平１０−３０５０１９号公報
【特許文献７】米国特許第６２３００３７号明細書
【特許文献８】特開２００１−２５２２５３号公報
【特許文献９】米国特許第６７４５０６３号明細書
【特許文献１０】特開２００２−２３８８６９号公報
【非特許文献１】H.Hosaka,et.al.,“ Visual determination of generators of the magnetocardiogram ",J.Electrocardiol.,vol.9,pp.426-432,1976
【非特許文献２】T.Miyashita,et.al.,“ Construction of tangential vectors from normal cardiac magnetic field components ",Proc.20th Int.Conf.IEEE/EMBS(Hong Kong),pp.520-523,1998
【非特許文献３】K.Tsukada,et.al.,“ Noninvasive visualization of multiple simultaneously activated regions on torso magnetocardiographic maps during ventricular depolarization ",J.Electrocardiol.,vol.32,no.4,pp.305-313,1999
【非特許文献４】Y.Yamada,et.al.,“ Noninvasive diagnosis of arrhythmic foci by using magnetocardiogram-method and accuracy of magneto-anatomical mapping system- ",J.Arrhythmia,vol.16,no.5,pp.580-586,2000
【非特許文献５】A.Kandori,et.al.,“ A method for detecting myocardial abnormality by using a current-ratio map calculated from an exercise-induced magnetocardiogram ",Med.Biol.Eng.Comput.,vol.39,pp.29-34,2001
【非特許文献６】K.Ogata,et.al.,“ Visualization method of current distribution in cardiac muscle using a heart model",Transactions of the japanese society for medical and biological engineering,vol.41,no.1,pp.25-33(2003)
【非特許文献７】A.Weis,et.al.,“ Dynamical MCG mapping with an atomic vapor magnetometer ",BIOMAG 2004,Proceedings of the 14th International Conference on Biomagnetism,Boston,USA,pp.646-647,2004
【非特許文献８】A.Ella, et.al.,“ Three-Dimensional automatic imaging wrapping in cardiac SPECT ",Nuclear medicine communicayions,2000,Vol.21,1135-1146
【非特許文献９】“ Three-Dimensional Echocardiography for Qunatitative Left Ventricular Wall Motion ",ECHOCARDIOGRAPHY:A Jrnl. of CV Ultrasound & Allied Tech.Vo.11,No.4,397-408(1994)
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【００１０】
従来技術では、心臓正面（前面）、心臓背面から計測された心臓磁場データから得られる心臓正面（前面）、心臓背面における電流分布をＣＡＭとしてそれぞれ単独にしか観察することができなかった。即ち、磁場センサが計測時に配置される各測定面（正面又は背面）毎に得られるＣＡＭの観察しかできなかった。そのため、各測定面から得られるＣＡＭを同時に一括して観察することができず、心臓全体における心筋電気活動を視覚化して把握することが困難であるという課題があった。
【００１１】
本発明の目的は、心臓全体の電気的興奮を２方向からの磁場計測から得られる電流分布図等を平面球形図上のマップとして表示できる生体磁場計測装置を提供することにある。
【課題を解決するための手段】
【００１２】
本発明の生体磁場計測装置では、心臓の胸面及び背面から検出された心磁場データ、及び／又は、心磁場データから導出されるスカラー値及び／又はベクトル値を平面球形図（極座標表示）を用いて表示する。また、表示装置に、平面球形図の時間変化が、表示される。
本発明の生体磁場計測装置の代表的な構成を、以下に説明する。
【００１３】
（１）第１の構成。
本発明の生体磁場計測装置は、検査対象から発生する磁場を検出する２次元に配置される複数の磁場センサと、複数の磁場検出センサにより、検査対象の第１及び第２方向からそれぞれ計測される磁場を、第１及び第２の磁場データとして収集し、第１及び第２の磁場データの演算処理を行う演算処理装置と、演算処理の結果を表示する表示装置とを有する。
第１方向は検査対象の胸面からの方向であり、第２方向は検査対象の背面からの方向である。
【００１４】
演算処理は、第１及び第２方向から磁場を検出する時の複数の磁場検出センサの位置を、共通の極をもち動径ｒと傾角θにより表わされる極座標の、傾角θが０°＜θ＜１８０°の第１の範囲の極座標に、傾角θが、１８０°＜θ＜３６０°の第２の範囲の極座標に、それぞれ変換し、第１の磁場データを、第１の範囲の極座標に対応させ、第２の磁場データを、第２の範囲の極座標に対応させ、傾角θがθ＝０°及びθ＝１８０°の第３の範囲の極座標における第３の磁場データを、第１及び第２の磁場データから合成する演算を実行する。
【００１５】
（２）第２の構成。
本発明の生体磁場計測装置は、検査対象から発生する磁場を検出する２次元に配置される複数の磁場センサと、複数の磁場検出センサにより、検査対象の第１及び第２方向からそれぞれ計測される磁場を、第１及び第２の磁場データとして収集し、第１及び第２の磁場データの演算処理を行う演算処理装置と、演算処理の結果を表示する表示装置とを有する。
第１方向は検査対象の胸面からの方向であり、第２方向は検査対象の背面からの方向である。
【００１６】
演算処理は、第１及び第２方向から磁場を検出する時の複数の磁場検出センサの位置を、共通の極をもち動径ｒと傾角θにより表わされる極座標の、傾角θが０°＜θ＜１８０°の第１の範囲の極座標に、傾角θが、１８０°＜θ＜３６０°の第２の範囲の極座標に、それぞれ変換し、第１の磁場データを、第１の範囲の極座標に対応させ、第２の磁場データを、第２の範囲の極座標に対応させ、傾角θがθ＝０°及びθ＝１８０°の第３の範囲の極座標における第３の磁場データを、第１及び第２の磁場データから合成し、第３の磁場データを、第３の範囲の極座標に対応させ、極座標により表される平面球形図の各座標点に、第１、第２及び第３の磁場データを対応させて、平面球形図の座標点における磁場データから、スカラー値及び／又はベクトル値を求める演算を行う。
スカラー値及び／又はベクトル値の分布を表わす平面球形図が、表示装置に表示される。
【００１７】
（３）第３の構成。
本発明の生体磁場計測装置は、検査対象の心臓から発生する心磁場を検出する２次元に配置される複数の磁場センサと、複数の磁場検出センサにより、検査対象の第１及び第２方向からそれぞれ計測される心磁場を、第１及び第２の心磁場データとして収集し、第１及び第２の磁場データの演算処理を行う演算処理装置と、演算処理の結果を表示する表示装置とを有する。
第１方向は検査対象の胸面からの方向であり、第２方向は検査対象の背面からの方向である。
【００１８】
演算処理は、第１及び第２方向から心磁場を検出する時の複数の磁場検出センサの位置を、共通の極をもち動径ｒと傾角θにより表わされる極座標の、傾角θが０°＜θ＜１８０°の第１の範囲の極座標に、傾角θが、１８０°＜θ＜３６０°の第２の範囲の極座標に、それぞれ変換し、第１の心磁場データを、第１の範囲の極座標に対応させ、第２の心磁場データを、第２の範囲の極座標に対応させ、傾角θがθ＝０°及びθ＝１８０°の第３の範囲の極座標における第３の心磁場データを、第１及び第２の心磁場データから合成し、第３の心磁場データを、第３の範囲の極座標に対応させ、極座標により表される平面球形図の座標点(（ｒ,θ,ｔ）とし、ｔは心波形の時間軸の時点を示す）に、第１、第２及び第３の心磁場データを対応させて、座標点（ｒ,θ,ｔ）に対応する心磁場データから、電流ベクトル（Ａ（ｒ,θ,ｔ）とする）を求める演算を行う。
Ａ（ｒ,θ,ｔ）の分布を表わす平面球形図が、表示装置に表示される。
【００１９】
（４）第４の構成。
本発明の生体磁場計測装置は、検査対象から発生する心磁場を検出する２次元に配置される複数の磁場センサと、複数の磁場検出センサにより、検査対象の第１及び第２方向からそれぞれ計測される心磁場を、第１及び第２の心磁場データとして収集し、第１及び第２の心磁場データの演算処理を行う演算処理装置とを有する。
第１方向は検査対象の胸面からの方向であり、第２方向は検査対象の背面からの方向である。
【００２０】
演算処理は、第１及び第２方向から心磁場を検出する時の複数の磁場検出センサの位置を、共通の極をもち動径ｒと傾角θにより表わされる極座標の、傾角θが０°＜θ＜１８０°の第１の範囲の極座標に、傾角θが、１８０°＜θ＜３６０°の第２の範囲の極座標に、それぞれ変換し、第１の心磁場データを、第１の範囲の極座標に対応させ、第２の心磁場データを、第２の範囲の極座標に対応させ、傾角θがθ＝０°及びθ＝１８０°の第３の範囲の極座標における第３の心磁場データを、第１及び第２の心磁場データから合成する演算を実行する。
【００２１】
（５）第５の構成。
本発明の生体磁場計測装置は、検査対象の心臓から発生する心磁場を検出する２次元に配置される複数の磁場センサと、複数の磁場検出センサにより、検査対象の第１及び第２方向からそれぞれ計測される心磁場を、第１及び第２の心磁場データとして収集し、第１及び第２の心磁場データの演算処理を行う演算処理装置と、演算処理の結果を表示する表示装置とを有する。
第１方向が検査対象の胸面からの方向であり、第２方向が検査対象の背面からの方向である。
【００２２】
演算処理は、第１及び第２方向から心磁場を検出する時の複数の磁場検出センサの位置を、共通の極をもち動径ｒと傾角θにより表わされる極座標の、傾角θが０°＜θ＜１８０°の第１の範囲の極座標に、傾角θが、１８０°＜θ＜３６０°の第２の範囲の極座標に、それぞれ変換し、第１の心磁場データ又は第１の心磁場データから導出される値を、第１の範囲の極座標に対応させ、第２の心磁場データ又は第２の心磁場データから導出される値を、第２の範囲の極座標に対応させる演算を行なう。
【００２３】
第１の心磁場データ又は第１の心磁場データから導出される値、及び、第２の心磁場データ又は第２の心磁場データから導出される値が極座標の各座標点に表示される１つの平面球形図が、表示装置に表示される。
本発明の生体磁場計測装置のための代表的なデータ解析方法の構成を、以下に説明する。
【００２４】
本発明のデータ解析方法は、２次元に配置される複数の磁場センサにより、検査対象の第１及び第２方向からそれぞれ第１及び第２の心磁場データとして計測されメモリーに収集された、検査対象の心臓から発生する心磁場の第１及び第２の心磁場データの解析を行うデータ解析方法である。
第１方向は検査対象の胸面からの方向であり、第２方向は検査対象の背面からの方向である。
【００２５】
第１及び第２方向から心磁場を検出する時の複数の磁場検出センサの位置を、共通の極をもち動径ｒと傾角θにより表わされる極座標の、傾角θが０°＜θ＜１８０°の第１の範囲の極座標に、傾角θが、１８０°＜θ＜３６０°の第２の範囲の極座標に、それぞれ変換し、第１の心磁場データを、第１の範囲の極座標に対応させ、第２の心磁場データを、第２の範囲の極座標に対応させ、傾角θがθ＝０°及びθ＝１８０°の第３の範囲の極座標における第３の心磁場データを、第１及び第２の心磁場データから合成し、第３の心磁場データを、第３の範囲の極座標に対応させ、極座標により表される平面球形図の座標点(（ｒ,θ,ｔ）とし、ｔは心磁波形の時間軸の時点を示す）に、第１、第２及び第３の心磁場データを対応させて、座標点（ｒ,θ,ｔ）に対応する心磁場データから、電流ベクトル（Ａ（ｒ,θ,ｔ）とする）を求める。
【００２６】
本発明の生体磁場計測装置のための代表的な心磁場データの表示方法の構成を、以下に説明する。
本発明の心磁場データの表示方法は、２次元に配置される複数の磁場センサにより、検査対象の第１及び第２方向からそれぞれ第１及び第２の心磁場データとして計測されメモリーに収集された、検査対象の心臓から発生する心磁場の第１及び第２の心磁場データの表示方法である。
第１方向は検査対象の胸面からの方向であり、第２方向は検査対象の背面からの方向である。
【００２７】
第１及び第２方向から心磁場を検出する時の複数の磁場検出センサの位置を、共通の極をもち動径ｒと傾角θにより表わされる極座標の、傾角θが０°＜θ＜１８０°の第１の範囲の極座標に、傾角θが、１８０°＜θ＜３６０°の第２の範囲の極座標に、それぞれ変換し、第１の心磁場データを、第１の範囲の極座標に対応させ、第２の心磁場データを、第２の範囲の極座標に対応させ、極座標により表される平面球形図の座標点(（ｒ,θ,ｔ）とし、ｔは心磁波形の時間軸の時点を示す）に、第１、第２の心磁場データを対応させて、（ｒ,θ,ｔ）に対応する心磁場データから求めれらた電流ベクトル（Ａ（ｒ,θ,ｔ）とする）の分布を表わす平面球形図が、表示される。
【発明の効果】
【００２８】
本発明の生体磁場計測装置によれば、平面球形図（極座標表示）を用いて、心臓全体の電気的興奮を電流分布図等で表示することにより、簡単に心臓全体で生じる電気活動を一括して観察、把握でき、心臓の電気的興奮を簡易に見い出すことが可能となる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００２９】
図１は、本発明の実施例の生体磁場計測装置の構成例を示す図である。
環境雑音を遮蔽する磁気シールドルーム１の内部には、生体が搭載されるベッド７と、検出コイルとＳＱＵＩＤから構成されるＳＱＵＩＤ磁束計を超伝導状態に保持するための冷媒（液体ヘリウム又は液体窒素）を貯蔵するクライオスタット２と、クライオスタット２の位置を固定するためのガントリー３とが配置されている。ＳＱＵＩＤ磁束計は、磁気シールドルーム１外部に配置される駆動回路４によって磁束計として動作し、磁束計の出力はアンプフィルター・ユニット５を通り、コンピュータ（演算処理装置）６に内蔵されるアナログデジタル変換回路によってデジタルの磁場データに変換されコンピュータ６に格納される。コンピュータ６は、磁場データに対して、以下に説明される演算処理を行い、演算処理の結果は、コンピュータ６の表示装置、又は、コンピュータ６とは別に設けられる表示装置に表示される。
【００３０】
図１に示す構成では、磁場センサとして、ＳＱＵＩＤ磁束計を使用し、磁気シールドルーム１を使用する例を示しているが、環境雑音が生体磁場の計測に問題にならない場合には、磁気シールドルームは必要としない。また、環境雑音の遮蔽は、図１に示すような、ベッド７、クライオスタット２、ガントリー３等の全体を内部に配置する磁気シールドルーム１を使用せず、検査対象の計測部位及びＳＱＵＩＤ磁束計が配列されるクライオスタット２の部分を、少なくとも内部に配置する円筒型の磁場遮蔽装置を使用することもできる。更に、磁場センサとして、公知のLsOPMを使用することもできる。
【００３１】
図２は、本発明の実施例の生体磁場計測装置における検出コイル配置例を示す図である。図２に示す例では、検出コイル８とＳＱＵＩＤは一体で構成されているので、検出コイル８とＳＱＵＩＤ磁束計の配置は同じである。ＳＱＵＩＤ磁束計の検出コイル８−１〜８−６４は、８×８の正方マトリックス状に６４個配置されている。即ち、６４個のＳＱＵＩＤ磁束計の各検出コイルは、生体磁場の計測点、即ち、ｘｙ面（磁場の計測面）に正方格子の各格子点に配置される。
【００３２】
なお、磁場検出センサは、検出コイル８とＳＱＵＩＤは一体で構成し、集積化して基板上に形成することもでき、配列する磁場検出センサの数は、８×８の正方マトリックス状に限定されるものではなく、任意のＮ×Ｎ（Ｎ＝６、９、１０、…）でも良い。また、磁場検出センサは任意の配列の形状に配列することもでき、磁場検出センサの配列間隔も目的に応じて、任意に設定できる。更に、磁場検出センサが配列される領域の面積は、心磁場等の生体磁場を検出しようとする心臓等の検査対象部位をカバーする面積であれば良い。この面積に配列される磁場検出センサの配列の間隔は、目的とする空間分解能を考慮に入れて決定される。
【００３３】
本発明の実施例では、複数の検出コイルをマトリックス状の配置をすることにより、電流ベクトルの計算を容易にしている（詳細は後述）。しかし、電流ベクトルの計算法は、最小ノルム法やリードフィールドの逆行列を計算する方法等があるので、必ずしも図２に示すような配置にする必要はない。例えば、複数のＳＱＵＩＤ磁束計を、矩形格子状、斜方格子状、同心円状、亀甲状等の平面上に２次元配置することが可能である。また、複数のＳＱＵＩＤ磁束計を、矩形格子状、斜方格子状、同心円状、亀甲状等に配置し、複数のＳＱＵＩＤ磁束計を、所定の曲率をもつ凹面の内面上に２次元配置することも可能である。このように、ＳＱＵＩＤ磁束計を配置する場合にも、本発明の実施例は適用可能である。
【００３４】
以下、本発明の実施例である、胸面及び背面における心臓の電気的興奮の状況を１つのマップに表示し、心臓の下方の先端部（心尖部）の方向から観察可能な平面球形図Ａ（ｒ,θ,ｔ）について説明する。なお、Ａ（ｒ,θ,ｔ）は、電流ベクトルのみを表わすものではなく、任意のベクトル値又はスカラー値を表わすものとする。
【００３５】
本発明の実施例では、複数の磁場検出センサによる計測面を胸面に平行な面として、胸面の方向からの第１の心磁場データを、背面の方向からの第２の心磁場データをそれぞれ計測する。第１、第２の心磁場を検出する時の複数の磁場検出センサの位置を、共通の極をもち動径ｒと傾角θにより表わされる極座標の、傾角θが０°＜θ＜１８０°の第１の範囲の極座標に、傾角θが１８０°＜θ＜３６０°の第２の範囲の極座標に、それぞれ変換する。第１の心磁場データ又は第１の心磁場データから導出される値を、第１の範囲の極座標に対応させ、第２の心磁場データ又は第２の心磁場データから導出される値を、第２の範囲の極座標に対応させる。第１の心磁場データ又は第１の心磁場データから導出される値、及び、第２の心磁場データ又は第２の心磁場データから導出される値が極座標の座標転点（ｒ,θ）に表示される、各時点ｔにおける１つの平面球形図Ａ（ｒ,θ,ｔ）が算出される（図３〜図１３で説明する）。
【００３６】
以下の例では、ＣＡＭを具体的な例にとり、平面球形図による、又は、平面球形図のデータから導出される、各種の表示方法について説明する。
平面球形図Ａ（ｒ,θ,ｔ）のデータから導出されるマップとして、Ａ（ｒ,θ,ｔ）の時間変化を表わすＢ（θ,ｔ）（図１３〜図１６で説明する）、時間遅れマップＴd（θ,ｔ）（図１７〜図１９で説明する）、３次元立体心臓モデルへのＴd（θ,ｔ）の投影表示（図２０〜図２１で説明する）を例にとって、説明する。
【００３７】
なお、以下の説明では、図３（Ａ）の上段及び（Ｂ）の上段図に示す、正面計測位置２１、背面計測位置２２における２つの計測面の中心位置にある平面上に視線を置き、参照番号２１−ａと２１−ｄの位置とを結ぶ線に垂直な方向から、即ち、心臓の下方の先端部（心尖部）の方向から、観察可能な平面球形図Ａ（ｒ,θ,ｔ）を例にとり説明するが、観察可能な方向を、胸面側に配置される計測面と背面側に配置される計測面との中心位置にある平面上に視線を置いた状態で、任意の方向から、観察可能な平面球形図Ａ（ｒ,θ,ｔ）を導出することもできる。
【００３８】
例えば、（ａ）任意の方向として、図３（Ａ）の上段及び（Ｂ）の上段図に示す、参照番号２１−ｂと２１−ｃの位置とを結ぶ線、又は、参照番号２１−ａと２１−ｂの位置とを結ぶ線、又は、参照番号２１−ｃと２１−ｄの位置とを結ぶ線に垂直な方向を選択できる。これらの場合には、図３（Ａ）の上段及び（Ｂ）の上段図に示す座標（ｘ,ｙ）の原点及び方向を、単に、設定し直した後に、以下に説明するように、各図に基づいて詳細に説明する手順を実行すれば良い。説明は重複するので省略する。
【００３９】
また、（ｂ）図３（Ａ）の上段及び（Ｂ）の上段図に示す例のおける方向、及び、（ａ）に示す方向以外の方向、即ち、胸面に垂直な軸を見るように視線を置いた状態で任意の方向から、心臓を観察可能な平面球形図Ａ（ｒ,θ,ｔ）を導出する場合には、この任意の方向を新たなｙ軸方向とし、新たなｙ軸に垂直な新たなｘ軸方向を設定して、新たな座標（ｘ,ｙ）において、各辺が新たなｘ及びｙ軸に平行である、新たな正方格子状の計測点の位置を、例えば、新たに８×８（一般には、Ｎ×Ｎ個でよい）個設定する。この時、新たな正方格子状の計測点の配列は、各辺が新たなｘ及びｙ軸に平行な正方形に、もとの正方格子状の計測点の配列（図３（Ａ）の上段図及び（Ｂ）の上段図に示す。）する領域が、内接又は外接するような正方形の領域に設定される。
【００４０】
なお、新たな８×８個の各計測点での心磁波形は、もとの８×８個の計測点で計測される心磁波形から、内挿又は外挿により導出する。新たな座標（ｘ,ｙ）の原点Ｏ（０,０）は、後述するように、胸面から見て、最も左上の計測点に一致させる。この（ｂ）の場合にも、新たな座標（ｘ,ｙ）に基づいて、以下に各図に基づいて詳細に説明する手順を実行すれば良い。説明は重複するので省略する。
【００４１】
図３は、本発明の実施例における心磁場の計測位置（計測面におけるＳＱＵＩＤ磁束計の位置）とその座標変換を説明する図である。図３（Ａ）は、正面計測位置２１におけるＳＱＵＩＤ磁束計の配置と、座標変換を示し、図３（Ｂ）は、背面計測位置２２におけるＳＱＵＩＤ磁束計の配置と、座標変換を示す図である。
図３（Ａ）の配置では、ＳＱＵＩＤ磁束計は胸面に対向して配置され、心臓の正面（前壁）から、心磁場を計測する。図３（Ｂ）の配置では、ＳＱＵＩＤ磁束計は背面に対向して配置され、心臓の背面（後壁）から、心磁場を計測する。
【００４２】
以下の説明では、座標面ｘｙは計測面に平行胸面側に置かれ、座標（ｘ,ｙ）の原点Ｏ（０,０）は、左上の参照番号２１−ｂの位置（即ち、胸面から見て、最も左上の計測点に一致する位置）にあり、ｘ、ｙ軸の正方向は図３（Ａ）の上段図に示す方向とする。従って、図３（Ｂ）の上段図では、ｘ軸の正方向は図３（Ａ）の上段図とは逆方向となる。
【００４３】
また、以下の説明では、図３に示すように、図２に示す正方格子状に配置される６４個の検出コイル８を用いて、検出コイル８−１〜８−６４が配置される位置に関する６４チャネルについての心磁場の計測を行う場合を例にとって、説明を行う。使用するＳＱＵＩＤ磁束計の数（即ち、チャネル数）は６４個に限定されるものではない。
【００４４】
図３（Ａ）に示すように、検査対象が仰向けの状態でベッド７に搭載された状態で、クライオスタット２の底面が検査対象の胸面に対向して配置され、６４個のＳＱＵＩＤ磁束計がｘｙ面に配置される。この時、６４個のＳＱＵＩＤ磁束計のうちの複数個の胸面への投影が、胸面から見た心臓１０の少なくとも一部に重なるように配置される。
【００４５】
図３（Ｂ）に示すように、検査対象がうつ伏せの状態でベッド７に搭載された状態で、クライオスタット２の底面が検査対象の背面に対向して配置され、６４個のＳＱＵＩＤ磁束計がｘｙ面に配置される。この時、６４個のＳＱＵＩＤ磁束計のうちの複数個の背面への投影が、背面から見た心臓１０’の少なくとも一部に重なるように配置される。
【００４６】
先ず、正面計測位置２１における計測点の直交座標（ｘ,ｙ）の座標変換について説明する。図３（Ａ）に示すように、ＳＱＵＩＤ磁束計は、等間隔ｄでｘ、ｙ軸方向にそれぞれ配置される。参照番号２１−ａ、２１−ｂ、２１−ｃ、２１−ｄは４つの角に配置されるＳＱＵＩＤ磁束計の位置を示す。図３（Ａ）の上段図において、ｉ行（ｘ軸方向）第ｊ列（ｙ軸方向）におけるＳＱＵＩＤ磁束計の直交座標（ｘi,ｙj）は、図３（Ａ）の下段図に示すように、極をＯ、動径をｒi、図３（Ａ）の上段図のｘ軸の正方向を基線とする偏角をθjとする極座標（ｒi,θj）に変換される。ＳＱＵＩＤ磁束計の配列がＮ×Ｎ（Ｎ：正の整数）の配列（ここで説明する例では、Ｎ＝８、８×８の配列）の場合、（数１）、（数２）により、直交座標（ｘi,ｙj）は極座標（ｒi,θj）に座標変換される。（数１）、（数２）で、ｉ＝１、２、…、Ｎ、ｊ＝１、２、…、Ｎ、Δθ＝１８０°／（Ｎ＋１）である。図３（Ａ）の上段図の直交座標（ｘ,ｙ）における正面計測位置２１は、図３（Ａ）の下段図の極座標（ｒ,θ）における正面計測位置２４に変換される。極座標（ｒ,θ）における正面計測位置２４は、０°＜θ＜１８０°における扇状をなす。
【００４７】
ｒi＝ｉ×ｄ                                        …（数１）
θj＝（Ｎ−ｊ＋１）×Δθ                          …（数２）
即ち、図３（Ａ）の上段図において、参照番号２１−ａの位置を第１行第１列、参照番号２１−ｃの位置を第８行第８列として、図３（Ａ）の上段図の第ｉ行のＳＱＵＩＤ磁束計の位置は、半径ｒi＝ｉ×ｄの半円上にあり、基線から等しい角度間隔Δθにある偏角θj＝（Ｎ−ｊ＋１）×Δθ（ｊ＝１、２、…、Ｎ）の位置に配置され、第ｊ列のＳＱＵＩＤ磁束計の位置は、偏角θj＝（Ｎ−ｊ＋１）×Δθにある動径ｒi＝ｉ×ｄ（ｊ＝１、２、…、Ｎ）の位置に配置される。
【００４８】
図３（Ａ）の上段図の参照番号２１−ａと２１−ｄとの間の第１行に配置されるＳＱＵＩＤ磁束計は、図３（Ａ）の下段図の極座標では最も内側の半円上に配置され、図３（Ａ）の上段図の参照番号２１−ｂと２１−ｃとの間の第８行に配置されるＳＱＵＩＤ磁束計は、図３（Ａ）の下段図の極座標では最も外側の半円上に配置される。より具体的に説明すると、図３（Ａ）の上段図、下段図において、参照番号２１−ｂの位置は参照番号２４−ｂの位置、参照番号２１−ｃの位置は参照番号２４−ｃの位置、参照番号２１−ａの位置は参照番号２４−ａの位置、参照番号２１−ｄの位置は参照番号２４−ｄの位置に、それぞれ対応する。
【００４９】
次に、背面計測位置２２における計測点の直交座標（ｘ,ｙ）の座標変換について説明する。背面計測位置２２における複数のＳＱＵＩＤ磁束計の配置の原点の位置は正面計測位置２１における複数のＳＱＵＩＤ磁束計の配置の原点Ｏの位置に一致させるのが好ましい。例えば、正面計測位置２１における複数のＳＱＵＩＤ磁束計の配置の原点Ｏの位置（例えば、剣状突起）を背面に投影した位置に、背面計測位置２２における複数のＳＱＵＩＤ磁束計の配置の原点を設定する。あるいは、背面から計測された各ＳＱＵＩＤ磁束計による各心磁波形のＲ波形のピークの信号強度が等しい点を結ぶ等磁場曲線を求め、この等磁場曲線を、ｘ軸方向を反転させた等磁場曲線を求める。
【００５０】
この得られた等磁場曲線と、正面から計測された各ＳＱＵＩＤ磁束計による各心磁波形のＲ波形のピークの信号強度が等しい点を結ぶ等磁場曲線とを比較する。即ち、基準とする正面の計測データから得られる等磁場曲線に対して、背面の計測データから得られる等磁場曲線が最も一致するように、背面の計測データから得られる等磁場曲線を、ｘ、ｙ軸方向に平行移動させる。この最も一致する位置に背面の計測データから得られる等磁場曲線を平行移動させる。このようにして、正面計測位置２１、背面計測位置２２の原点Ｏを一致させることができる。
【００５１】
図３（Ａ）の上段図に示す正面計測位置２１における計測点の直交座標（ｘ,ｙ）での配置と同様に、図３（Ｂ）の上段図に示すように、ＳＱＵＩＤ磁束計は、等間隔ｄでｘ、ｙ軸方向にそれぞれ配置される。参照番号２１−ａ、２１−ｂ、２１−ｃ、２１−ｄは４つの角に配置されるＳＱＵＩＤ磁束計の位置を示す。最初に、図３（Ｂ）の上段図に示す計測点の直交座標（ｘ,ｙ）のｘ、ｙ軸の方向をそれぞれ反転させて、直交座標（ｘ',ｙ'）での背面計測位置２３を求める（図３（Ｂ）の中段図）。より詳細に説明すると、図３（Ｂ）の上段図、中段図において、参照番号２１−ｂの位置は参照番号２３−ｄの位置、参照番号２１−ｃの位置は参照番号２３−ａの位置、参照番号２１−ａの位置は参照番号２３−ｃの位置、参照番号２１−ｄの位置は参照番号２３−ｂの位置に、それぞれ対応する。
【００５２】
図３（Ｂ）の中段図において、参照番号２３−ｂの位置を第１行第１列、参照番号２３−ｄの位置を第８行第８列として、第ｉ行（ｘ’軸方向）第ｊ列（ｙ’軸方向）におけるＳＱＵＩＤ磁束計の直交座標（ｘ'i,ｙ'j）は、図３（Ｂ）の下段図に示すように、極をＯ、動径をｒi、図３（Ｂ）の中段図のｘ’軸を基線とする偏角をθjとする極座標（ｒi,θj）に変換される。ＳＱＵＩＤ磁束計の配列がＮ×Ｎの配列（ここで説明する例では、Ｎ＝８、８×８の配列）の場合、（数１）、（数２）により、直交座標（ｘ'i,ｙ'j）は極座標（ｒi,θj）に座標変換される。（数１）、（数２）で、ｉ＝１、２、…、Ｎ、ｊ＝１、２、…、Ｎ、Δθ＝１８０°／（Ｎ＋１）である。図３（Ｂ）の中段図の直交座標（ｘ',ｙ'）における背面計測位置２３は、図３（Ｂ）の下段図の極座標（ｒ,θ）における背面計測位置２５に変換される。極座標（ｒ,θ）における背面計測位置２５は、１８０°＜θ＜３６０°における扇状をなす。図３（Ａ）の下段図の極座標（ｒ,θ）と、図３（Ｂ）の下段図の極座標（ｒ,θ）は、共通の極をもつ。
【００５３】
即ち、図３（Ｂ）の中段図の第ｉ行のＳＱＵＩＤ磁束計の位置は、半径ｒi＝ｉ×ｄの半円上にあり、基線から等しい角度間隔Δθにある偏角θj＝１８０°＋ｊ×Δθ（ｊ＝１、２、…、Ｎ）の位置に配置され、第ｊ列のＳＱＵＩＤ磁束計の位置は、偏角θj＝１８０°＋ｊ×Δθにある動径ｒi＝ｉ×ｄ（ｊ＝１、２、…、Ｎ）の位置に配置される。
【００５４】
図３（Ｂ）の中段図の参照番号２３−ｂと２３−ｃとの間の第１行に配置されるＳＱＵＩＤ磁束計は、図３（Ｂ）の下段図の極座標では最も内側の半円上に配置され、図３（Ｂ）の中段図の参照番号２３−ａと２３−ｄとの間の第８行に配置されるＳＱＵＩＤ磁束計は、図３（Ｂ）の下段図の極座標では最も外側の半円上に配置される。より詳細に説明すると、図３（Ｂ）の中段図、下段図において、参照番号２３−ｂの位置は参照番号２５−ｂの位置、参照番号２３−ｃの位置は参照番号２５−ｃの位置、参照番号２３−ａの位置は参照番号２５−ａの位置、参照番号２３−ｄの位置は参照番号２５−ｄの位置に、それぞれ対応する。
【００５５】
なお、複数のＳＱＵＩＤ磁束計が、矩形格子状、斜方格子状、同心円状、亀甲状等の２次元配置を平面上にもつ場合にも、本発明の実施例を適用できる。複数のＳＱＵＩＤ磁束計が、図３（Ａ）の上段図に示すｘ方向にＫ（Ｋ：正の整数）個、ｙ方向にＭ（Ｍ：正の整数）個配列されるＫ×Ｍ個の矩形格子状の２次元配置を平面上にもつ場合について説明する。図３に関する上記の説明において、図３（Ａ）の上段図に示す、ｘ軸方向でのＳＱＵＩＤ磁束計の配置間隔をｄx、ｙ軸方向でのＳＱＵＩＤ磁束計の配置間隔をｄyとすると、（数１）、（数２）の代りに（数３）、（数４）をそれぞれ使用すれば良い。（数３）、（数４）で、ｋ＝１、２、…、Ｋ、ｍ＝１、２、…、Ｍ、Δθ＝１８０°／（Ｍ＋１）である。
【００５６】
ｒk＝ｋ×ｄx                                        …（数３）
θm＝（Ｍ−ｍ＋１）×Δθ                            …（数４）
図３の場合と同様にして、第ｋ行のＳＱＵＩＤ磁束計の位置は、半径ｒk＝ｋ×ｄxの半円上にあり、基線から等しい角度間隔Δθにある偏角θm＝（Ｍ−ｍ＋１）×Δθ（ｍ＝１、２、…、Ｍ）の位置に配置され、第ｍ列のＳＱＵＩＤ磁束計の位置は、偏角θm＝（Ｍ−ｍ＋１）×Δθにある動径ｒk＝ｋ×ｄ（ｋ＝１、２、…、Ｋ）の位置に配置される。
【００５７】
このようにして、複数のＳＱＵＩＤ磁束計が正方格子状に平面上に２次元配置される図３の場合と同様に、直交座標（ｘ,ｙ）での正面計測位置、背面計測位置におけるＳＱＵＩＤ磁束計の位置は、極座標（ｒ,θ）での正面計測位置、背面計測位置におけるＳＱＵＩＤ磁束計の位置に座標変換される。
【００５８】
また、複数（Ｌ（Ｌ：正の整数））個のＳＱＵＩＤ磁束計が、矩形格子状、斜方格子状、同心円状、亀甲状等の２次元配置を平面上にもつ場合には、以下の方法を採用するのが簡便である。先ず、複数のＳＱＵＩＤ磁束計が配列される領域の中心位置を極として、複数の偏角位置の各位値で極から最も遠い動径の位置にあるＳＱＵＩＤ磁束計の位置を結ぶ閉曲線図形を求める。この閉曲線図形に内接又は外接する正方形を求める。この正方形の内部（外辺を含む）にＮ×Ｎ（Ｎ：正の整数）個の等間隔に配置されるＳＱＵＩＤ磁束計の位置を仮想的に設定する。Ｎ×Ｎ個の位置における各時点における心磁波形を、Ｌ個のＳＱＵＩＤ磁束計により実際に計測される各時点における心磁波形をもちいる内挿又は外挿による補間演算により求める。なお、より正確な補間演算を行うためには、Ｌ≧Ｎ×Ｎとするのが好ましい。Ｎ×Ｎ個の位置における心磁波形が得られた後における処理は、図３に関して先に説明した手順をとれば良い。
【００５９】
更に、複数（Ｌ（Ｌ：正の整数））のＳＱＵＩＤ磁束計が、矩形格子状、斜方格子状、同心円状、亀甲状等の２次元配置を、所定の曲率をもつ凹面の内面上にもつ場合にも、本発明の実施例を適用できる。この場合には、以下の方法を採用するのが簡便である。先ず、凹面の内面上に配列されたＬ個のＳＱＵＩＤ磁束計の位置を、凹面の中心軸に垂直な平面上に投影するか、又は、Ｌ個のＳＱＵＩＤ磁束計の位置と凹面の中心軸との間の距離に比例するように、各ＳＱＵＩＤ磁束計の位置を、凹面の中心軸に垂直な平面上に展開する。次に、上記の説明と同様にして、正方形の内部（外辺を含む）にＮ×Ｎ（Ｎ：正の整数）個の等間隔に配置されるＳＱＵＩＤ磁束計の位置を仮想的に設定する。以下の処理は先に説明した手順をとれば良い。凹面が中心軸をもたない場合には、近似的な中心軸を求めて、これを使用すれば良い。
以上説明したように、複数個のＳＱＵＩＤ磁束計の任意の２次元配列に対して、本発明の実施例は適用可能である。
【００６０】
図４は、本発明の実施例における、２方向からの心磁波形の計測位置を１つの平面球形図（極座標表示）により説明する図である。
図３で説明したように、極座標（ｒ,θ）での正面計測位置２４、背面計測位置２５におけるＳＱＵＩＤ磁束計の位置が座標変換される。
【００６１】
図３（Ａ）及び図３（Ｂ）の下段図、図４の上段図に示すように、極座標（ｒ,θ）では、偏角θ＝０°、１８０°における位置での心磁波形の計測点が欠けている。図４に概略を示すように、正面計測位置２４に関する極座標（ｒ,θ）と、背面計測位置２５に関する極座標（ｒ,θ）とを用いて、偏角θ＝０°、１８０°における仮想的な計測位置（以下、「仮想点」とも言い、計測位置又は計測点には、この仮想点を含めるものとする。）を設定する。図４に示すように、偏角θ＝０°の位置、及び、偏角θ＝１８０°に対してそれぞれ、間隔ｄで仮想的にＮ個（ここで示す例では、Ｎ＝８）の計測位置（仮想点）（Ａ３、Ｃ３に示す動径上に配置される。）を設定する。
【００６２】
このようにして、図４の下段図に示すように、極Ｏ及び基線を共通とする極座標（ｒ,θ）で、第ｉ行のＳＱＵＩＤ磁束計の位置は、半径ｒi＝ｉ×ｄの半円上にあり、この基線から等しい角度間隔Δθにある偏角θj＝（Ｎ−ｊ＋１）×Δθ（ｊ＝０、１、２、…、Ｎ、Ｎ＋１、…、２Ｎ、２Ｎ＋１）の位置に配置され、第ｊ列のＳＱＵＩＤ磁束計の位置は、偏角θj＝（Ｎ−ｊ＋１）×Δθにある動径ｒi＝ｉ×ｄ（ｊ＝０、１、２、…、Ｎ、Ｎ＋１、…、２Ｎ、２Ｎ＋１）の位置に配置される。この結果、偏角、動径の各方向にそれぞれ等間隔で配置される、合計（２Ｎ＋２）個のＳＱＵＩＤ磁束計の位置を示す、平面球形図３１が得られる。
【００６３】
ＳＱＵＩＤ磁束計が配置される（２Ｎ＋２）個の位置（仮想点を含める）に対応して、図４に示すＡ３、Ｃ３の動径上にそれぞれ配置される位置を除いた、正面計測位置２４、背面背面計測位置２５でＳＱＵＩＤ磁束計が配置される各位置では、実際に計測される心磁波形が存在する。図３（Ａ）及び図３（Ｂ）の下段図、図４の上段図に示す正面計測位置２４、背面背面計測位置２５はそれぞれ、図３（Ａ）及び図３（Ｂ）の上段図に示す正面計測位置２１、背面背面計測位置２２に対応する。
図４に示すＡ３、Ｃ３のそれぞれの動径上における仮想的なＮ個の計測点（仮想点）における心磁波形は、図６を用いて後述するように、補間演算により求める。
【００６４】
以上説明したように、極座標表示した、２方向から心磁波形が計測される計測位置を合成して、欠損する動径の上の計測位置を挿入することにより、２方向から計測位置を偏角、動径の各方向にそれぞれ等間隔で配置され、複数の計測位置を示す１つの平面球形図３１を得ことができる。この平面球形図３１は、ブルズアイマップに相当するものである。
【００６５】
この平面球形図３１で示される各点には、心磁波形、及び／又は、時点ｔにおける心磁波形から導出されるスカラー値、ベクトル値が対応付けられる。即ち、この平面球形図３１の各点は、時点ｔにおけるスカラー値及び／又はベクトル値がその大きさに応じてカラー表示され、平面球形図３１が表示装置に、各計測位置における心磁波形と共に表示される。平面球形図３１だけを表示しても良い。また、心磁波形を表示せずに、スカラー値及び／又はベクトル値を表示しても良い。
【００６６】
なお、ここで示す例では、図４の下段図に示す平面球形図３１の極Ｏは、心臓の下方の先端部（心尖部）に対応する位置である。検査技師及び／又は医師が、心磁波形の計測点を、及び／又は、この計測点で計測される心磁波形から導出されるスカラー値及び／又はベクトル値で示される値を、心臓の下方の先端部（心尖部）の方向から心臓を観測できるように、表示装置に表示する。
時点ｔで、１つの平面球形図に表示されるＣＡＭは、心臓の下方の先端部（心尖部）からの距離ｒと、偏角θと、時点ｔの関数、Ａ（ｒ,θ,ｔ）と表現できる。
【００６７】
このように、本発明の実施例では、図４の下段図に示すような極座標による１つの平面球形図３１により表示される各点を仮想点を含めて計測位置と見做す。また、これら各点で計測される心磁波形から導出される波形、値を、各点に対応させて、各種の波形、各種のマップ等を表す平面球形図を得て、これらを表示することもできる。即ち、心磁場を、胸面及び背面の２方向から計測して、この２方向の各方向から計測された心磁場、又は、この２方向の各方向から計測された心磁場に基づいて導出され、心臓の状態（例えば、疾患の有無）が反映されるマップを、極座標による１つの平面球形図３１により表示できる。
【００６８】
例えば、各種の波形とし、繰り返し計測される心磁波形の個々の値、又は、平均値、繰り返し計測される心磁波形から抽出される、Ｐ、ＱＲＳ、Ｔ等の波形の個々の値、又は、平均値を表示できる。
各種のマップとして、各点で計測される心磁波形の指定の時点（例えば、Ｐ、Ｑ、Ｒ、Ｓ、Ｔ等の波形が最大となる点）、又は、時相（例えば、Ｐ、ＱＲＳ、Ｔ等の波形が出現する時間帯）における等しい点を結ぶ等磁場線図、所定の時間帯（例えば、Ｐ、ＱＲＳ、Ｔ等の波形が出現する時間帯）における心磁波形の個々又は平均値の積分値の等しい点を結ぶ等積分図、電流分布図（ＣＡＭ等）、ＣＡＭにおける絶対値のマップ、ＣＡＭにおける位相値のマップ等を表示できる。
【００６９】
また、運動負荷の前及び後において、胸面及び背面の２方向から計測される心磁波形から導出されるＣＲＭ（カレントレシオマップ）を、極座標による１つの平面球形図３１により表示することにより、心疾患に関する状況を、簡易に観察することができる。
以下では、平面球形図により表示する代表的な例として、電流分布図（ＣＡＭ）について説明する。以下で説明する本発明の実施例では、心磁場の法線方向成分（Ｂz）を計測する。
【００７０】
ＣＡＭでは、計測される磁場（Ｂz）を偏微分して求めた擬似的な電流ベクトルＩ（ｘ方向成分：Ｉx＝ｄＢz／ｄｙ、ｙ方向成分：Ｉy＝−ｄＢz／ｄｘ）を使用する。擬似的な電流ベクトル以外にも、電流分布としてリードフィールド逆行列を求め、これから電流ベクトルＩを導出しても良い。擬似的な電流ベクトルに限定されるものではない。
【００７１】
また、心磁場の法線方向成分（Ｂz）を計測する代りに、心磁場の接線方向成分（Ｂx,Ｂy）を計測して、周知の方法でＣＡＭを求めることができるので、心磁場の接線方向成分（Ｂx,Ｂy）を計測して、本発明の実施例を適用できることは言うまでもない。
後に詳細に説明するが、時点ｔで、１つの平面球形図に表示されるＣＡＭは、心臓の先端部（心尖部）からの距離ｒ、偏角θの関数、Ａ（ｒ,θ,ｔ）と表現できる。
【００７２】
図５は、本発明の実施例において、擬似的な電流ベクトルＩのベクトル方向の座標変換を説明する図である。図５では、正面計測位置２１における計測点での電流ベクトルを例にとって説明する。
図５の上段図（図３（Ａ）の上段図）の第ｉ行の計測点における電流ベクトルＩは、半径ｒi＝ｉ×ｄの半円上にあり、基線から等しい角度間隔Δθにある偏角θj＝（Ｎ−ｊ＋１）×Δθ（ｊ＝１、２、…、Ｎ）の位置に配置され、第ｊ列の計測点における電流ベクトルＩは、偏角θj＝（Ｎ−ｊ＋１）×Δθにある動径ｒi＝ｉ×ｄ（ｊ＝１、２、…、Ｎ）の位置に配置される。この時、図５の下段図に点線で示すｘ軸の正方向を基線（図５の上段図、図３（Ａ）の上段図のｘ軸の正方向を基線とする）として、この基線から電流ベクトルＩを、θj＝（Ｎ−ｊ＋１）×Δθ−９０°だけ回転させる。
【００７３】
より詳細に説明すると、例えば、図５の上段図では、図３（Ａ）の上段図に示す正面計測位置２１のうちの第７行第２列にある計測点において導出された電流ベクトル（回転前の電流ベクトル）４１が、図５の下段図（図３（Ａ）の下段図、図４の上段図）に示す正面計測位置２４に示す電流ベクトル（回転後の電流ベクトル）４３に座標変換されることを示している。図５の下段図に点線で示すｘ軸の正方向を基線（図５の上段図、図３（Ａ）の上段図のｘ軸の正方向を基線とする）として、この基線から電流ベクトルＩを、７×Δθ−９０°だけ回転させる。
【００７４】
即ち、図５の上段図に示すように、図３（Ａ）の上段図の直交座標（ｘ,ｙ）の原点Ｏを計測点４２に平行移動した局所直交座標（ｘ,ｙ）の原点Ｏ４２（第７行第２列の計測点の位置）を原点とする電流ベクトル（電流アロー）４１、原点Ｏ４２、局所直交座標（ｘ,ｙ）はそれぞれ、ｘ軸を基線とする直交座標（ｘ,ｙ）の原点Ｏの周りの角度７×Δθの回転により、電流ベクトル（電流アロー）４３、原点Ｏ'４４、局所直交座標（ｘ',ｙ'）の位置に変換される。同様の処理が正面計測位置２１の各計測点について行われる。
【００７５】
なお、図３（Ｂ）の上段図の背面計測位置２２（即ち、図３（Ｂ）の中段図の背面計測位置２３）の各計測点に関しても、以上説明した正面計測位置２１の各計測点について行う処理と全く同じ処理が実行される。従って、同じ説明の記載は省略する。
また、図５では、ベクトル値である電流ベクトルの回転について説明したが、その他のベクトル値のベクトルの回転についても同様にすれば良い。ベクトル値ではなく大きさのみのスカラー値の分布図を作成する場合は、図５で説明したような回転の処理は必要がないことは言うまでもない。
【００７６】
図６は、図４に示す平面球形図３１のＡ３、Ｃ３のそれぞれの動径上のＮ個の計測点（仮想点）における心磁波形を、補間演算により求める方法の例を説明する図である。この補間演算は２方向から計測される心磁波形のスケール調整を含んでいる。
【００７７】
なお、図６の上段図では、動径ｒが最小である計測点の中心位置にある、平面球形図３１の極Ｏは省略している。同様に、後述する、図９の下段図、図１０（Ａ）、図１１（Ａ）、図１２（Ａ）、図１３、図１８、図１９、図２２においても、動径ｒが最小である計測点の中心位置にある、平面球形図３１の極Ｏは省略している。
【００７８】
Ａ３の動径上のＮ（ここで示す例では、Ｎ＝８）個の計測点（仮想点）における心磁波形は、図６に示す動径Ａ１（図３（Ａ）の下段図、図４の上段図、図５の下段図に示す正面計測位置２４の偏角θ＝１８０°に最も近い動径）、図６に示す動径Ａ２（図３（Ｂ）の下段図、図４の上段図に示す背面計測位置２５の偏角θ＝１８０°に最も近い動径）のそれぞれのＮ個の計測点を用いて補間演算により計算できる。
【００７９】
同様にして、Ｃ３の動径上のＮ（ここで示す例では、Ｎ＝８）個の計測点（仮想点）における心磁波形は、図６に示す動径Ｃ１（図３（Ａ）の下段図、図４の上段図に示す正面計測位置２４の偏角θ＝０°に最も近い動径）、図６に示す動径Ｃ２（図３（Ｂ）の下段図、図４の上段図に示す背面計測位置２５の偏角θ＝０°に最も近い動径）のそれぞれのＮ個の計測点を用いて補間演算により計算できる。
【００８０】
但し、後述する重み係数αの決定には、動径Ａ１、Ａ２、Ｃ１、Ｃ２上の計測点の心磁波形データを用い、測定時間Ｔの間の全てのデータを使用する。測定時間Ｔとは、通常は一心拍分のＰ波、ＱＲＳ波、Ｔ波全ての時間帯を意味するが、測定時間Ｔは、ユーザーが所定のある固定した時間帯に設定することも可能である。重み係数αを決定するための評価関数Ｆ（α）は、例えば、（数５）のように定義できる。（数５）に示すＦ（α）を、重み係数αに関する偏微分をゼロとする（数６）を満足するように決定する。その結果、重み係数αは（数７）により計算できる。
【００８１】
（数７）により計算される重み係数αを用いて、動径Ａ３、Ｃ３上のＮ個の計測点における各時点ｔにおける心磁波形は、（数８）、（数９）から計算できる。なお、（数９）、（数７）で、加算記号Σ１は、ｔ＝１,…,Ｔについて実行し、加算記号Σ２は、ｉ＝１,…,Ｎ（ここに示す例では、Ｎ＝８）について実行する。
【００８２】
Ｆ（α）＝Σ１Σ２｛（Ａ１（ｉ,ｔ）−αＡ２（ｉ,ｔ））２
＋（Ｃ１（ｉ,ｔ）−αＣ２（ｉ,ｔ））２｝      …（数５）
Ｆ'（α）＝０                                        …（数６）
α＝Σ１Σ２｛（Ａ２（ｉ,ｔ）２＋Ｃ２（ｉ,ｔ））２÷｛Σ１Σ２（（Ａ１（ｉ,ｔ）×Ａ２（ｉ,ｔ）＋Ｃ１（ｉ,ｔ）×Ｃ２（ｉ,ｔ））｝
…（数７）
Ａ３（ｉ,ｔ）＝｛Ａ１（ｉ,ｔ）＋αＡ２（ｉ,ｔ）｝／２  …（数８）
Ｃ３（ｉ,ｔ）＝＝｛Ｃ１（ｉ,ｔ）＋αＣ２（ｉ,ｔ）｝／２  …（数９）
また、平面球形図３１における背面計測位置２５での各計測点における心磁波形の信号強度は、正面計測位置２４での各計測点で計測される心磁波形の信号強度との整合性をとるため、α（重み係数）倍のスケール調整がなされる。
【００８３】
正面計測位置２１から計測される心磁波形の強度と、背面計測位置２２から計測される心磁波形の強度との間には、大きな強度さがあり、単に、２方向からの心磁波形を合成するだけでは、磁場強度の不連続が生じ、得られた結果の表示を観察する時に、不自然なマップの歪みを生じる。この不連続を避けるるためには、α（重み係数）を用いるスケール調整を行うことが好ましい。
平面球形図３１の出力表示時には、正面計測位置２４での各計測点で計測される心磁波形の信号強度と、このスケール調整がなされた、背面計測位置２５での各計測点における心磁波形の信号強度とが、表示装置に表示される。
【００８４】
あるいは、背面計測位置２５での各計測点における心磁波形の信号強度にスケール調整するために、正面計測位置２４での各計測点で計測される心磁波形の信号強度を（１／α）倍（αは重み係数）しても良い。背面計測位置２５での各計測点における心磁波形の信号強度と、スケール調整がなされた、正面計測位置２４での各計測点における心磁波形の信号強度とを、表示装置に表示することもできる。
【００８５】
以上の補間演算により、平面球形図３１の全ての計測点の心磁波形が滑らかに連続的に表示できる。図６に関する説明では、動径Ａ３、Ｃ３上のそれぞれでＮ（ここでは、Ｎ＝８）点についての補間演算を行ったが、変形例として、必ずしもＮでなくとも良く、Ｎ点より多くても少なくても良いことは言うまでもない。更に、変形例として、動径Ａ３、Ｃ３上のそれぞれで補間演算を行わずに、動径Ａ３上に、動径Ａ１又はＡ２上の値を配置し、動径Ｃ３上に、動径Ｃ１又はＣ２上の値を配置することも可能である。
【００８６】
また、重み係数αを決定するための評価関数は、（数５）に限定されるものではなく、１つの平面球形図３１の全ての計測点に表示される値が、滑らかに連続的に表示することが可能な種々の関数を、変形例として、選択できることは言うまでもない。
【００８７】
更に、変形例として、動径Ａ３、Ｃ３上のそれぞれで補間演算を行わずに、動径Ａ３、Ｃ３上には、何もデータ対応させず、即ち、正面計測位置２４での各計測点と背面計測位置２５での各計測点に対応しない点には何もデータ対応させず、正面計測位置２４の各計測点に関するデータ（心磁場データ、及び／又は、心磁場データから導出されるスカラー値及び／又はベクトル値）と背面計測位置２５の各計測点に関するデータ（心磁場データ、及び／又は、心磁場データから導出されるスカラー値及び／又はベクトル値）とを線で結ばずに、正面計測位置２４の各計測点に関するデータを１つの平面球形図３１の偏角θの０°＜θ＜１８０°の領域に対応させ、背面計測位置２５の各計測点に関するデータを同じ１つの平面球形図３１の偏角θの１８０°＜θ＜３６０°の領域に対応させる。
【００８８】
但し、この時、背面計測位置２５の各計測点に関するデータをα（重み係数）倍するか、又は、正面計測位置２４の各計測点に関するデータを（１／α）倍（αは重み係数）する。この変形例では、正面計測位置２４と背面計測位置２５との間では、データが欠損するが、正面計測位置２４と背面計測位置２５の各計測点に関するデータは、ほぼ、滑らかに連続的に表示できる。
【００８９】
なお、正面計測位置２４、背面計測位置２５における心磁波形からスカラー値、ベクトル値を求めることができ、先に説明したように、この平面球形図３１で示される各点には、心磁波形、及び／又は、心磁波形から導出されるスカラー値、ベクトル値が対応付けられる。心磁波形から導出されるスカラー値、ベクトル値が欠損する動径の上の計測位置におけるスカラー値、ベクトル値は、心磁波形の挿入と同様の補間演算処理、又は、変形例を用いて得ることできることは言うまでもない。
【００９０】
また、正面計測位置２１、背面計測位置２２の各計測点で計測される心磁波形からそれぞれ、スカラー値、ベクトル値を求めることもでき、正面計測位置２１、背面計測位置２２の各計測点でのスカラー値、ベクトル値を、図３〜図６に示す処理手順で変換しても良いことは言うまでもない。
図７は、以上で説明した本発明の実施例における平面球形図Ａ（ｒ,θ,ｔ）の作成方法の例を示すフローチャートである。
【００９１】
先ず、（１）正面計測位置ＦＰでの心磁波形Ｓfwの計測、背面計測位置ＢＰでの心磁波形Ｓbwの計測を行う。
（２）正面計測位置ＦＰの座標を直交座標（ｘ,ｙ）f.orthogに、背面計測位置ＢＰの座標を直交座標（ｘ,ｙ）b.orthogにそれぞれ、変換して、Ｎ×Ｎの正方格子状の配列位置を求める。
【００９２】
この変換を、ＳＱＵＩＤ磁束計が正方格子状に平面に配置される以外の場合について説明する。例えば、ＳＱＵＩＤ磁束計が、矩形格子状、斜方格子状、同心円状、亀甲状等の２次元配置を平面上にもつ場合には、以下の、（ａ１）、（ｂ１）、（ｃ１）の手順を採用する。
【００９３】
（ａ１）先に説明したように、先ず、複数のＳＱＵＩＤ磁束計が配列される領域の中心位置を極として、複数の偏角位置の各位値で極から最も遠い動径の位置にあるＳＱＵＩＤ磁束計の位置を結ぶ閉曲線図形を求める。
【００９４】
（ｂ１）この閉曲線図形に内接又は外接する正方形を求める。この正方形の内部（外辺を含む）にＮ×Ｎ（Ｎ：正の整数）個の等間隔に配置されるＳＱＵＩＤ磁束計の位置を仮想的に設定する。
【００９５】
（ｃ１）Ｎ×Ｎ個の位置における各時点における心磁波形を、Ｌ個のＳＱＵＩＤ磁束計により実際に計測される各時点における心磁波形を用いて内挿又は外挿による補間演算により求める。
また、矩形格子状、斜方格子状、同心円状、亀甲状等の２次元配置を、所定の曲率をもつ凹面の内面上にもつ場合には、以下の、（ａ２）、（ｂ２）の手順を採用する。
【００９６】
（ａ２）先に説明したように、先ず、凹面の内面上に配列されたＳＱＵＩＤ磁束計の位置を、凹面の中心軸に垂直な平面上に投影するか、又は、ＳＱＵＩＤ磁束計の位置と凹面の中心軸との間の距離に比例するように、各ＳＱＵＩＤ磁束計の位置を、凹面の中心軸に垂直な平面上に展開する。
【００９７】
（ｂ２）次に、上記の例の（ａ１）、（ｂ１）と同様にして、正方形の内部（外辺を含む）にＮ×Ｎ（Ｎ：正の整数）個の等間隔に配置されるＳＱＵＩＤ磁束計の位置を仮想的に設定して、（ｃ１）と同様の処理を行う。
【００９８】
（３）背面計測位置ＢＰの座標を直交座標（ｘ,ｙ）b.orthogのｘ,ｙ軸方向の反転変換して、直交座標（ｘ',ｙ'）b.orthogにおける背面計測位置ＢＰの座標を求める。
【００９９】
（４）正面計測位置ＦＰでの心磁波形Ｓfwから、直交座標（ｘ,ｙ）f.orthogでの時点ｔにおけるスカラー値Ｓf及び／又はベクトル値Ｖfを、背面計測位置ＢＰでの心磁波形Ｓbwから、直交座標（ｘ',ｙ'）b.orthogでの時点ｔにおけるスカラー値Ｓb及び／又はベクトル値Ｖbをそれぞれ求める。
【０１００】
（５）直交座標（ｘ,ｙ）f.orthogでの正面計測位置ＦＰ、時点ｔにおけるベクトル値Ｖfをそれぞれ、正面計測位置ＦＰの極座標（ｒ,θ）に変換し、正面計測位置ＦＰに対応する平面球形図、即ち、時点ｔにおける正面マップＭａｐ.fを求める。直交座標（ｘ',ｙ'）b.orthogでの時点ｔにおけるスカラー値Ｓb及び／又はベクトル値Ｖbをそれぞれ、背面計測位置ＢＰの極座標（ｒ,θ）に変換し、背面計測位置ＢＰに対応する平面球形図、即ち、時点ｔにおける背面マップＭａｐ.bを求める。
【０１０１】
（６）時点ｔにおける背面マップＭａｐ.bと正面マップＭａｐ.fとを合成し、欠損する動径の上の計測点の値を、補間演算により挿入して、平面球形図の全ての計測点の値が滑らかに連続的なマップを与える１つの平面球形図Ａ（ｒ,θ,ｔ）を得る。
【０１０２】
なお、先に説明したように、（１）において、正面計測位置ＦＰ、背面計測位置ＢＰの各計測点で計測される心磁波形Ｓfw、Ｓbwからそれぞれ、時点ｔにおけるスカラー値Ｓf、Ｓb、ベクトル値Ｖf、Ｖbを求めることもでき、正面計測位置ＦＰ、背面計測位置ＢＰの各計測点での、時点ｔにおけるスカラー値Ｓf、Ｓb、時点ｔにおけるベクトル値をＶf、Ｖb、図３〜図６に示す処理手順で変換しても良い。この場合には、（４）における時点ｔにおけるスカラー値Ｓb及び／又はベクトル値Ｖbの算出、及び、（５）における時点ｔにおけるスカラー値Ｓb及び／又はベクトル値Ｖbの変換は、不要となる。
以下、図８〜図１２に示す、健常者に関して実際に計測されたデータを用いて、本発明の実施例による結果の具体例を示し、得られる効果を具体的に説明する。
【０１０３】
図８は、本発明の実施例において計測された健常者に関する心磁波形を示すグラフである。図８は、図１、図２に示す構成の、８×８の正方格子状に平面上に配置された６４チャネルの磁気センサーにより計測された、健常者に関する心磁波形の例を示し、図８（Ａ）、図８（Ｂ）はそれぞれ、磁気センサーを正面（胸面）計測位置、背面計測位置に配置した場合に、計測された心磁波形６１、６２を示し、６４チャネルの各磁気センサーにより計測された心磁波形を重畳表示したグラフである。
【０１０４】
図８（Ａ）に示す、正面計測位置で計測された心磁波形６１の横軸、及び、図８（Ｂ）に示す、背面計測位置で計測された心磁波形６２の横軸は、正面計測位置、背面計測位置からの心磁波形の計測時に、同じ電極位置で同時に計測された第２誘導心電図のＲ波ピークの時点を基準にして時点位置合わせを行った時点（ｍｓ）を示している。図８（Ａ）、図８（Ｂ）の縦軸は心磁波形の強度（ｐＴ）を示す。
【０１０５】
図８（Ａ）、図８（Ｂ）の横軸に垂直な時点ライン６３は、電流分布図（ＣＡＭ等）や等磁場線図、等積分図等の等高線図によるマッピングデータを、図４の下段図、図６に示す１つの平面球形図３１を用いて表示する場合の表示時点を示している。図８（Ａ）、図８（Ｂ）には、時点ライン６３としてＲ波のピーク時点の１本しか表示していないが、複数の時点ライン６３を表示でき、複数の表示時点におけるマップデータを表示できる。  実際に計測された心磁波形から得られたＣＡＭを、１つの平面球形図により表示した実際例を、以下、図９〜図１２に示す。
【０１０６】
図９は、図８（Ａ）、図８（Ｂ）に示した健常者に関する心磁波形のＲ波のピーク位置の時点ライン６３における計測データを用いて、図３〜図７において説明した座標変換を含む処理の概要、結果の具体例を示す図である。
【０１０７】
（第１の処理７０）：正面計測位置２１で計測された心磁波形からＣＡＭ７１を算出し、背面計測位置２２で計測された心磁波形からＣＡＭ７２を算出し、ＣＡＭ７２の表示座標であるｘ及びｙ軸の方向を反転させてＣＡＭ７３を得る。
【０１０８】
（第２の処理７８）：ＣＡＭ７１を表わす直交座標、ＣＡＭ７３を表わす直交座標をそれぞれ、極座標に変換して、極座標に表示された、正面計測位置２１におけるＣＡＭ７４、極座標に表示された背面計測位置２２におけるＣＡＭ７５を得る。ＣＡＭ７５を、重み係数αを用いてＣＡＭ７４のスケールに合わせて、ＣＡＭ７６を求める。
【０１０９】
（第３の処理７９）：正面計測位置２１の心磁波形から求めたＣＡＭ７４と、背面計測位置２２の心磁波形から求めたＣＡＭ７６とを合成する。欠損する動径の上の計測点におけるＣＡＭデータを、補間演算により挿入して、平面球形図７７の全ての計測点におけるＣＡＭデータの値が滑らかに連続的なマップを与える１つの平面球形図（時点ｔにおける）Ａ（ｒ,θ,ｔ）を得る。
【０１１０】
なお、図９に示す（処理７０）から（処理７９）に示すＣＡＭ７１〜７６、平面球形図７７、及び、後述する、図１０（Ａ）、図１１（Ａ）、に図１２（Ａ）、図１３において、アローは電流ベクトルを示し、アローの長さは電流ベクトルの絶対値（大きさ）、アローの向きは電流ベクトルの向きを示し、曲線は、電流ベクトルの絶対値の等しい点を結ぶ等高線図を示している。
【０１１１】
以下の説明に使用する、電流ベクトルの分布を示す図、アローマップでは、この等高線図が、各測点における矢印で示す電流ベクトルと共に表示されている。また、ＣＡＭ７１〜７６、平面球形図７７において、小さい点で示す計測点とアローの中点は一致させて示している。
【０１１２】
更に、図９の下段図に示す平面球形図７７の表示において、記号Ｌ、Ｒ、Ａ、Ｐはそれぞれ、“Left”、“Right”、“Anterior”、“Posterior”の方位を、その頭文字をとって表示しており、以下の説明では、Ｌ部、Ｒ部、Ａ部、Ｐ部と略記する。この記号Ｌ、Ｒ、Ａ、Ｐを用いた表示により、何処の場所の電気的興奮が生起しているかが判り易く表示できる。以下に示す、図１０〜図１３、図１８、図１９においても、同様に、記号Ｌ、Ｒ、Ａ、Ｐを用いて表示している。また、記号Ｌ、Ｒ、Ａ、Ｐを結ぶ線の交点は、平面球形図３１の図示しない極Ｏに一致している。
【０１１３】
図１０は、本発明の実施例において得られた、Ｐ波の時間帯でのＣＡＭの時間変化を示す図である。図１０（Ａ）は、図８（Ａ）、図８（Ｂ）に示す心磁波形６１、６２におけるＰ波の時間帯を１６等分した時間間隔で、Ｐ波の時間帯でのＣＡＭの時間変化を、平面球形図８２−１〜８２−１６の時点順により示している。図１０（Ｂ）は、図８（Ａ）、図８（Ｂ）に示す心磁波形６１、６２における、Ｐ波の時間帯８１を示している。
【０１１４】
なお、図１０（Ａ）は、平面球形図８２−１〜８２−１６の各平面球形図における各計測点はそれぞれ、Ｐ波の時間帯での時点ｔ、距離ｒ、偏角θにおけるＡ（ｒ,θ,ｔ）を示している。後述する、図１１（Ａ）、図１２（Ａ）、図１３も、同様に、Ａ（ｒ,θ,ｔ）を示している。
【０１１５】
平面球形図８２−２〜８２−１１の間での時間帯では、主にＡ部側のＲ部（右心房の近傍）の電気的興奮が見られ、平面球形図８２−１０〜８２−１６にかけての時間帯では、Ｐ部側の中央部近く（左心房の近傍）にも電気的興奮が見られる。このように、右心房と左心房との電気的興奮による電流分布が、異なる時間帯に生起していることが、１つの平面球形図により表示されたＣＡＭを見ることによって、一目で容易に理解することが可能である。
【０１１６】
図１１は、本発明の実施例において得られた、ＱＲＳ波の時間帯におけるＣＡＭの時間変化を示す図である。図１１（Ａ）は、図８（Ａ）、図８（Ｂ）に示す心磁波形６１、６２におけるＱＲＳ波の時間帯を１８等分して、ＱＲＳ波の時間帯でのＣＡＭの時間変化を、平面球形図９２−１〜９２−１６（Ａ（ｒ,θ,ｔ））の時点順により示している。図１１（Ｂ）は、図８（Ａ）、図８（Ｂ）に示す心磁波形６１、６２におけるＱＲＳ波の時間帯９１を示している。
【０１１７】
平面球形図９２−６から９２−１０の間の時間帯では、主にＡ部側のＬ部（左心室の近傍）の電気的興奮が見られ、同じ時点において、Ｐ部側のＬ部（左心室の後壁側）の電気的興奮も、弱いながら観察できる。このように、主に左心室の全体（前壁側及び後壁側）の電気的興奮が同じ時点に生起していることが分かり、心臓の左心室の脱分極が均一に行われている正常な状態を示していることが、一目で確認できる。
【０１１８】
図１２は、本発明の実施例において得られた、Ｔ波の時間帯におけるＣＡＭの時間変化を示す図である。図１２（Ａ）は、図８（Ａ）、図８（Ｂ）に示す心磁波形６１、６２におけるＴ波の時間帯を１２等分して、Ｔ波の時間帯でのＣＡＭの時間変化を、平面球形図１０２−１〜１０２−１２（Ａ（ｒ,θ,ｔ））の時点順により示している。図１２（Ｂ）は、図８（Ａ）、図８（Ｂ）に示す心磁波形６１、６２におけるＴ波の時間帯１０１を示している。
【０１１９】
図１２（Ａ）に示す平面球形図１０２−１〜１０２−１２の時点間の時間変化から見て、Ｔ波の時間帯１０１のほぼ全て時間帯において、主にＡ部側のＬ部（左心室の近傍）の電気的興奮が見られ、同じ時点においてＰ部側のＬ部（左心室の後壁側）の電気的興奮も弱いながら観察できる。このように、主に左心室の全体（前壁側及び後壁側）の電気的興奮が同じ時点に生起していることが分かり、心臓の左心室の再分極が均一に行われている正常な状態を示していることが、一目で確認できる。
【０１２０】
再分極の時間帯（ＳＴ波からＴ波の生起する時間帯）では、虚血性心疾患の場合、電流の向きの方向性や、再分極を生じる時間のずれ等が生じやすいため、本発明の実施例による１つの平面球形図により表示されたＣＡＭを見るだけで、異常性の発見が簡単に行える。
図１３は、図１１に示すＱＲＳ波の時間帯９１における平面球形図９２−９により表示されたＣＡＭを例にとって、本発明の実施例における平面球形図に基づいて得られる新規な表示方法について説明する図である。
【０１２１】
先に詳細に説明したように、時点ｔで、１つの平面球形図に表示されるＣＡＭは、心臓の下方の先端部（心尖部）からの距離ｒ、偏角θの関数、Ａ（ｒ,θ,ｔ）と表現できる。図１３に例示するように、時点ｔ＝ｔ1におけるＡ（ｒ,θ,ｔ）の、偏角θ＝θ1、動径ｒでの値は、Ａ（ｒ,θ1,ｔ1）１１１である。Ａ（ｒ,θ1,ｔ1）の電流ベクトルの絶対値が最大値となる動径ｒ＝ｒmaxを求めると、電流ベクトルの絶対値の最大値１１２は、Ｂ（θ1,ｔ1）＝ｍａｘ｛Ａ（ｒ,θ1,ｔ1）｝＝Ａ（ｒmax,θ1,ｔ1）である。
【０１２２】
偏角θ、時点ｔにおいて一般化すると、偏角θ、時点ｔにおいて、Ａ（ｒ,θ,ｔ）の電流ベクトルの絶対値の最大値となる動径ｒ＝ｒmaxを求めると、電流ベクトルの絶対値の最大値１１２は、Ｂ（θ,ｔ）＝ｍａｘ｛Ａ（ｒ,θ,ｔ）｝＝Ａ（ｒmax,θ,ｔ）である。従って、Ｂ（θ,ｔ）によって、偏角θ、時点ｔにおける動径ｒにおける電流ベクトルの絶対値の最大値が得られ、Ａ（ｒ,θ,ｔ）の変数ｒをｒmaxを代表させて、次元数を減らし、偏角θ、時点ｔを変数とする関数、Ｂ（θ,ｔ）を導出できる。従って、このＢ（θ,ｔ）の時間変化を表示する新規なマップの作成が可能となる。
【０１２３】
図１４は、本発明の実施例における平面球形図Ａ（ｒ,θ,ｔ）に基づいて得られるＢ（θ,ｔ）の偏角及び時間の変化を等高線図で表示する新規なマップ１２１の結果例を示す図である。即ち、マップ１２１は、Ｂ（θ,ｔ）＝ｍａｘ｛Ａ（ｒ,θ,ｔ）｝＝Ａ（ｒmax,θ,ｔ）の等しい点を結ぶ等高線図である。マップ１２１に示されるＢ（θ,ｔ）には、図１３に示す点（θ1,ｔ1）で、Ｂ（θ,ｔ）が最大値Ｂ（θ1,ｔ1）１２２となることを示している。
【０１２４】
図１４では、更に、表示を分かりやすくするため、縦軸に、心臓の左側を示す“Left”の表示と、心臓の右側を示す“Right”の表示と、心臓の前側を示す“Anterior”の表示と、心臓の裏側を示す“Posterior”の表示を行っている。図１４に示すマップ１２１を用いることにより、心臓の表側（前壁側）の左右どちら側に強い電気的興奮があるか、又は、心臓の裏側（後壁側）の左右どちら側に強い電気的興奮があるかを、時間変化として簡便に観察できる。
【０１２５】
図１３、図１４に示した例では、Ｂ（θ,ｔ）＝ｍａｘ｛Ａ（ｒ,θ,ｔ）｝＝Ａ（ｒmax,θ,ｔ）の等しい点を結ぶ等高線図を求めたが、加算記号Σは、動径ｒにおける計測点（仮想点を含む）の全て、Ｎ点について行うものとして、Ｂ（θ,ｔ）＝Σ｛Ａ（ｒ,θ,ｔ）｝、又は、Ｂ（θ,ｔ）＝Σ｛Ａ（ｒ,θ,ｔ）｝／Ｎの等しい点を結ぶ等高線図を求めても良い。
以下、図１５、図１６に示す、実際に計測されたデータを用いて、本発明の実施例において計測された結果の具体例を示し、得られる効果を具体的に説明する。
【０１２６】
図１５は、健常者から得られた正常例に関するグラフであり、図１６は右脚ブロック症例に関するグラフである。
図１５（Ａ）は、図８（Ａ）、図８（Ｂ）と同様の構成の、８×８の正方格子状に平面上に配置された６４チャネルの磁気センサーにより計測された、正常例（健常者）に関する心磁波形の例を示し、磁気センサーを正面（胸面）計測位置、背面計測位置に配置した場合にそれぞれ、計測された心磁波形１３１、１３２を示し、６４チャネルの各磁気センサーにより計測された心磁波形を重畳表示したグラフである。
【０１２７】
図１５（Ａ）に示す、正面計測位置で計測された心磁波形１３１の横軸、及び、背面計測位置で計測された心磁波形１３２の横軸は、図８（Ａ）、図８（Ｂ）と同様に、正面計測位置、背面計測位置からの心磁波形の計測時に、同じ電極位置で同時に計測された第２誘導心電図のＲ波ピークの時点を基準にして時点位置合わせを行った時点（ｍｓ）を示している。図１５（Ａ）の縦軸は心磁波形の強度（ｐＴ）を示す。図１５（Ａ）の横軸に垂直な表示開始時点ライン１３４は、Ｂ（θ,ｔ）の等高線図によるマッピングデータを、表示する場合の表示開始時点を示している。
【０１２８】
図１５（Ｂ）は、Ｂ（θ,ｔ）＝ｍａｘ｛Ａ（ｒ,θ,ｔ）｝＝Ａ（ｒmax,θ,ｔ）の、表示開始時点１３４（２５０ｍｓ：Ｑオンセットの時点）からの時間変化を、等高線図により表示したマップＢ（θ,ｔ）１３３として示している。正面側（０°から−１８０°の間）での最大ピーク値１３６と、背面側（０°から１８０°の間）での最大ピーク値１３５との時点間の差は、約８ｍｓほどであり、殆ど差がないことが分かる。
【０１２９】
図１６（Ａ）は、図１５（Ａ）と同じ条件で計測された右脚ブロック症例に関する磁場波形を示し、正面計測位置で計測された心磁波形１４１、及び、背面計測位置で計測された心磁波形１４２が、図８（Ａ）、図８（Ｂ）と同様に、同じ電極位置で同時に計測された第２誘導心電図のＲ波ピークの時点を基準にして時点位置合わせを行った時間軸（ｍｓ）により示されている。図１６（Ａ）の縦軸は心磁波形の強度（ｐＴ）を示す。また、図１５（Ａ）と同様に、図１６（Ａ）の横軸に垂直な表示開始時点ライン１４４は、Ｂ（θ,ｔ）の等高線図によるマッピングデータを、表示する場合の表示開始時点を示している。
【０１３０】
図１５（Ａ）と同様に、図１６（Ｂ）に示すＢ（θ,ｔ）は、表示開始時点ライン１４４（２５０ｍｓ：Ｑオンセットの時点）からの時間変化としてに示されているが、正面側（０°から−１８０°の間）での最大ピーク値１４６と、背面側（０°から１８０°の間）での最大ピーク値１４５との時点間の差は、約８０ｍｓあり、図１５（Ｂ）に示した健常者で見られた差（約８ｍｓ）に比べて，約１０倍長いことが明確に分かる。
図１３〜図１６において、Ａ（ｒ,θ,ｔ）から導出したＢ（θ,ｔ）をもつ他表示について説明したが、Ａ（ｒ,θ,ｔ）を別の新規なマップ（時間遅れマップ）を作成し、これを表示することもできる。
【０１３１】
以下、図１７、図１８、図１９を用いて時間遅れマップを作成する実施例について説明する。図１８、図１９において、ドットにより示される点は、計測点（仮想点を含む）を示し、図中に示す数値は時間遅れの値を示す。
【０１３２】
図１７は、時間遅れマップの作成を説明する図であり、時間区画[ｔ0,ｔ1]での、平面球形図に表示されるＣＡＭの時間変化の例を示す図である。図１７において、時間区画[ｔ0,ｔ1]は、図１１に示す心磁波形６１、６２におけるＱＲＳ波の時間帯９１を示す。
【０１３３】
図１３に示す、偏角θ、動径ｒ、時点ｔにおけるＡ（ｒ,θ,ｔ）を、時間区画[ｔ0,ｔ1]での時間変化を検討する。即ち、時間区画[ｔ0,ｔ1]での、平面球形図に表示されるＣＡＭの時間変化を検討する。図１７では、点（ｒ,θ）における、電流ベクトルの絶対値、｜Ｉ｜＝√（Ｉx２＋Ｉy２）＝｜Ａ（ｒ,θ,ｔ）｜の波形、及び、時間遅れＴd（ｒ,θ）を示している。
【０１３４】
代表例として、平面球形図の計測点のなから選択した３点、（ｒi,θj）、（ｒk,θl）、（ｒm,θn）における、｜Ａ（ｒi,θj,[ｔ0,ｔ1]）｜（波形１５１）、｜Ａ（ｒk,θl,[ｔ0,ｔ1]）｜（波形１５２）、｜Ａ（ｒm,θn,[ｔ0,ｔ1]）｜（波形１５３）、及び、時間遅れＴd（ｒi,θj）（時間遅れ１５５）、Ｔd（ｒk,θl）（時間遅れ１５４）、Ｔd（ｒm,θn）を示している。図１７では、波形｜Ａ（ｒ,θ,[ｔ0,ｔ1]）｜は、波形１５１の最大値を１とする規格化を行って表示している。
【０１３５】
予め、波形｜Ａ（ｒ,θ,ｔ）｜に対して、閾値（Ａthr）１５６を設定しておき、｜Ａ（ｒ,θ,[ｔ0,ｔ1]）｜≧Ａthrを満足する、｜Ａ（ｒ,θ,[ｔ0,ｔ1]）｜の最大値を与える時点ｔmaxを時間遅れ、Ｔd（ｒ,θ）＝ｔmaxとし、時間区画[ｔ0,ｔ1]の全ての時点で、｜Ａ（ｒ,θ,[ｔ0,ｔ1]）｜＜Ａthrである場合には、時間遅れは、Ｔd（ｒ,θ）＝０とする。閾値（Ａthr）１５６を設定を設定することにより、｜Ａ（ｒ,θ,[ｔ0,ｔ1]）｜に含まれる小さい振幅のノイズによる影響等を少なくできる効果がある。
【０１３６】
図１７に示す例では、Ｔd（ｒi,θj）＝４５ｍｓ（時間遅れ１５５）、Ｔd（ｒk,θl）＝４８ｍｓ（時間遅れ１５４）、Ｔd（ｒm,θn）＝０である。以上の処理を行い、各座標（計測）点（ｒ,θ,[ｔ0,ｔ1]）における時間遅れＴd（ｒ,θ）を得ることができる。
【０１３７】
以上のようにして、閾値（Ａthr）を設定し、｜Ａ（ｒ,θ,[ｔ0,ｔ1]）｜≧Ａthrを満たす、ｍａｘ｛｜Ａ（ｒ,θ,[ｔ0,ｔ1]）｜｝を与えるｔ＝ｔmaxを求め、時間区画[ｔ0,ｔ1]における｜Ａ（ｒ,θ,ｔ）｜の時点ｔによる変化を、ｔmaxで代表させて、時間遅れＴd（ｒ,θ）により表し、次元数を減らし、偏角θ、時点ｔを変数とする関数、Ｔd（ｒ,θ）を導出できる。従って、このＴd（θ,ｔ）の時間変化を表示する新規なマップ（時間遅れマップ）の作成が可能となる。得られる時間遅れマップＴd（ｒ,θ）は、後述の図１８、図１９に示すように、平面球形図として表示できる。
【０１３８】
図１８は、図１５の正常例を示した同じ健常者に関して得られた、時間遅れマップＴd（ｒ,θ）を平面球形図として表示した結果を示す（Ａthr（閾値）＝０．３（３０％）としている）図である。
図１８では、時間遅れマップＴd（ｒ,θ）を同じ時間遅れの値をもつ点を結ぶ等高線図で示している（後述する図１９についても同じ）。図１８から明らかなように、平面球形図の各計測点での時間遅れは、４４ｍｓ〜４９ｍｓの範囲にあるが、計測点の間では、殆ど、時間遅れに差がないことが分かる。
【０１３９】
図１９は、図１６の右脚ブロック症例を示した同じ対象に関して得られた、時間遅れマップＴd（ｒ,θ）を平面球形図として表示した結果を示す（Ａthr（閾値）＝０．４（４０％）としている）図である。
図１９に示す右脚ブロック症例における時間遅れマップでは、時間遅れは、背面側では、４５ｍｓ〜５５ｍｓ程度であるのに対して、正面側では、１３０ｍｓまで延長している部位があることが分かる。この時間遅れが大きい位置は、右脚ブロックのために、刺激伝導系が障害されている部位を示している可能性を示している。
【０１４０】
時間遅れを最も生じている時点１３０ｍｓと、背面側での時間遅れの平均５０ｍｓとの差、約８０ｍｓは、図１６（Ｂ）に関して先に詳述した、正面側での最大ピーク値１４６と、背面側での最大ピーク値１４５との時点間の差、約８０ｍｓに、良く一致している。このような、時間遅れの部位の発見は、両心室（右心室、左心室）におけるペーシング等の治療部位を推察するのに有効な情報を与える可能性がある。
【０１４１】
以上で説明した時間遅れマップは、必ずしも、極座標で示される１つの平面球形図として表示する必要はなく、例えば、図３に示す、正面計測位置２１を表す直交座標、及び、背面計測位置２２を表す直交座標を用いて、図１８、図１９に示す時間遅れをマップを、正面側と背面側に分けて表示することもできる。
【０１４２】
以下、図２０、図２１を用いて、３次元立体心臓モデルの上に時間遅れマップＴd（ｒ,θ）を投影表示する実施例について説明する。
図２０、図２１は、３次元立体心臓モデル１８１、１９１の上に投影表示した時間遅れマップＴd（ｒ,θ）の例を示す図である。図２０は、図１８に示した健常者の時間遅れマップ（Ａthr（閾値）＝０．３（３０％））を３次元立体心臓モデル１８１上に示し、図２１は、図１９に示した右脚ブロック症例に関わる時間遅れマップ（Ａthr（閾値）＝０．４（４０％））を３次元立体心臓モデル１９１上に示している。
図２０、図２１の図中に示す数値は、図１８、図１９と同じように、時間遅れの値を示す。図１８、図１９に示す３次元立体心臓モデルの右下の先端の部位が、心臓の下方の心尖部である。
【０１４３】
３次元立体心臓モデル１８１、１９１は、心臓の外部表面輪郭を示す図形データにより表現され、３次元立体心臓モデルは表示装置に、陰影を付して３次元的に表示される。時間遅れマップは、このように表示される心臓の外部表面の上に投影して、３次元立体心臓モデルと重畳して表示されるので、時間遅れの観察を視覚的に簡単に行なえる。
【０１４４】
図２１では、特に、時間遅れ１３０ｍｓのある部位１９２で、大きな時間遅れが生じており、右心室の下方で時間遅れが生じていることが、簡単に確認ができる。図２０、図２１に示す例から明らかなように、電気的興奮の時間遅れを視覚的に捉えることが容易に可能となる。
【０１４５】
図２２は、各計測点で健常者から計測される各心磁波形の各時点ｔにおいて、擬似的な電流ベクトルの絶対値を求め、この電流ベクトルの絶対値（大きさ、強度）の時間変化を示す波形を、平面球形図を用いて表示する例を説明する図である。
【０１４６】
図２２では、図１０（Ａ）、図１１（Ａ）、図１２（Ａ）に平面球形図を用いて示したＣＡＭに代えて、このＣＡＭを求めた元の心磁波形から求めた、電流ベクトルの絶対値（各時点における電流アローの大きさ）の時間変化を示す波形２２１を示している。即ち、図２２では、正面（胸面）計測位置２１、背面計測位置２２で計測された胸面及び背面の各計測点における心磁波形から導出される、各時点における電流ベクトルの絶対値の値が、時間変化として表示され、平面球形図に表示される電流ベクトルの絶対値の時間変化を示す波形２２１が表示される。
【０１４７】
同様にして、図１８、図１９に平面球形図を用いて示した時間遅れマップに代えて、この時間遅れマップを求めた元の心磁波形から求めた、電流ベクトルの絶対値の時間変化を示す波形を表示することもできる。
【０１４８】
図４の下段図に示す動径Ａ３とＣ３上での波形は、背面計測位置２２で計測される心磁波形から導出される、電流ベクトルの絶対値の時間変化を示す波形を、重み係数α倍（（数７）で計算される）して、（数８）（数９）を用いて計算して求めている。なお、動径Ａ３とＣ３上での波形を表示しないで、背面計測位置２２で計測される心磁波形から導出される、電流ベクトルの絶対値の時間変化を示す波形を重み係数α倍して、正面（胸面）計測位置２１から計測される心磁波形から導出される電流ベクトルの絶対値の時間変化を示す波形と共に表示しても良い。
【０１４９】
図２２では、電流アローの大きさの時間変化を表わす波形を、平面球形図を用いて示し示しているが、上記と同様にして、計測された心磁場の大きさの時間変化を示す心磁波形を表示することも可能である。
また、図２２に示すように、電流ベクトルの絶対値の時間変化を示す波形、又は、心磁波形を、拡大して表示したい場合は、平面球形図上の任意の各計測点の波形を選択することにより、拡大表示画面２２３上に、強度軸及び時間軸が拡大された波形２２２が表示される。
【０１５０】
以上で説明した平面球形図を用いる表示により、電流ベクトルの絶対値の時間変化を示す波形、又は、心磁波形の詳細の確認が行なえ、ＣＡＭや時間遅れマップとの関係をより詳細に知ることが可能となる。
本発明では、検査対象から発生する磁場を検出する複数の磁場センサと、心臓の正面（前壁）及び背面（後壁）から心磁場を検出した計測点の位置を、極座標に座標変換して、心磁波形、及び／又は、心磁波形から導出されるスカラー値、及び／又は、ベクトル値を、平面球形図に表示する。心臓全体の電気的興奮の状態を１つの平面球形図に表示されるマップを用いて表示することにより、心臓の正面と背面の電気的興奮を一括して観察でき、電気的興奮の異常を簡易に見い出すことが可能になる。
【０１５１】
以上、本発明の実施例として、心磁場の計測を例にとり、心磁波形の各種の解析方法と各種の表示方法について、説明したが、本発明の実施例で説明した、心磁波形の各種の解析方法と各種の表示方法は、脳から発生する脳磁場の計測にも適用できることは、明らかである。
【産業上の利用可能性】
【０１５２】
本発明によれば、心臓全体で生じる電気活動を一括して簡単に観察、把握でき、心臓電気的興奮を簡易に見い出すことが可能な生体磁場計測装置を提供できる。
【図面の簡単な説明】
【０１５３】
【図１】本発明の実施例の生体磁場計測装置の構成例を示す図。
【図２】本発明の実施例の生体磁場計測装置における検出コイルの配置例を示す図。
【図３】本発明の実施例において、心磁場の計測位置とその座標変換を説明する図。
【図４】本発明の実施例において、２方向からの心磁波形の計測位置を１つの平面球形図により説明する図。
【図５】本発明の実施例において、擬似的な電流ベクトルＩのベクトル方向の座標変換を説明する図。
【図６】図４に示す平面球形図３１のＡ３、Ｃ３のそれぞれの動径上の仮想的な計測点での心磁波形を補間演算により求める方法の例を説明する図。
【図７】本発明の実施例において、平面球形図の作成方法の例を示すフローチャート。
【図８】本発明の実施例において、健常者の心磁波形を示すグラフ。
【図９】図８（Ａ）、図８（Ｂ）に示した時点ライン６３における計測データを用いて、図３〜図７で説明した処理の概要、結果の具体例を示す図。
【図１０】本発明の実施例において得られた、Ｐ波の時間帯でのＣＡＭの時間変化を示す図。
【図１１】本発明の実施例において得られた、ＱＲＳ波の時間帯におけるＣＡＭの時間変化を示す図。
【図１２】本発明の実施例において得られた、Ｔ波の時間帯におけるＣＡＭの時間変化を示す図。
【図１３】本発明の実施例において、平面球形図に基づいて得られる新規な表示方法を説明する図。
【図１４】本発明の実施例において、平面球形図Ａ（ｒ,θ,ｔ）に基づいて得られるＢ（θ,ｔ）の偏角及び時間の変化を等高線図で表示する新規なマップの結果例を示す図。
【図１５】本発明の実施例において得られた、正常例に関する心磁波形、Ｂ（θ,ｔ）を示すグラフ。
【図１６】本発明の実施例において得られた、右脚ブロック症例に関する心磁波形、Ｂ（θ,ｔ）を示すグラフ。
【図１７】本発明の実施例において、時間遅れマップの作成を説明する図。
【図１８】図１５の正常例を示した同じ健常者に関して得られた、時間遅れマップを平面球形図として表示した結果を示す図。
【図１９】図１６の右脚ブロック症例を示した同じ対象に関して得られた、時間遅れマップを平面球形図として表示した結果を示す図。
【図２０】本発明の実施例において、図１８に示す健常者の時間遅れマップを３次元立体心臓モデルの上に表示した例を示す図。
【図２１】本発明の実施例において、図１９に示す右脚ブロック症例に関わる時間遅れマップを３次元立体心臓モデルの上に表示した例を示す図。
【図２２】本発明の実施例において、電流ベクトルの絶対値の時間変化を示す波形を、平面球形図を用いて表示する例を説明する図。
【符号の説明】
【０１５４】
１…磁気シールドルーム、２…クライオスタット、３…ガントリー、４…駆動回路、５…アンプフィルタ・ユニット、６…コンピュータ、７…ベッド、８、８−１〜８−６４…検出コイル、１０…胸面から見た心臓、１０’…背面から見た心臓、２１…直交座標での正面計測位置、２２…直交座標での背面計測位置、２３…ｘ、ｙ軸方向をそれぞれ反転させた背面計測位置、２４…極座標での正面計測位置、２５…極座標での背面計測位置、３１…平面球形図、４１…回転前の電流ベクトル、４２…局所直交座標（(ｘ),(ｙ)）の原点(Ｏ)（第７行第２列の計測点の位置）、４３…回転後の電流ベクトル、４４…局所直交座標（(ｘ'),(ｙ')）の原点(Ｏ')、６１、１３１…正面計測位置で計測された健常者の心磁波形、６２、１３２…背面計測位置で計測された健常者の心磁波形、６３…時点ライン、７０…第２の処理、７１…正面計測位置での心磁波形から得たＣＡＭ、７２…背面計測位置での心磁波形から得たＣＡＭ、７３…ＣＡＭ７２のｘ及びｙ軸の方向を反転させたＣＡＭ、７４…極座標表示の正面計測位置２１におけるＣＡＭ、７５…極座標表示の背面計測位置２２におけるＣＡＭ、７６…ＣＡＭ７５をＣＡＭ７４のスケールに合わせたＣＡＭ、７７…平面球形図、７８…第２の処理、７９…第３の処理、８１…心磁波形６１、６２におけるＰ波の時間帯、８２−１〜８２−１６…Ｐ波の時間帯８１でのＣＡＭの時間変化を示す平面球形図、９１…心磁波形６１、６２におけるＱＲＳ波の時間帯、９２−１〜９２−１６…ＱＲＳ波の時間帯でのＣＡＭの時間変化を示す平面球形図、１０１…Ｔ波の時間帯、１０２−１〜１０２−１２…Ｔ波の時間帯でのＣＡＭの時間変化を示す平面球形図、１１１…Ａ（ｒ,θ1,ｔ1）、１１２…電流ベクトルの絶対値の最大値、１２１、１３３、１４３…Ｂ（θ,ｔ）の等しい点を結ぶ等高線図、１２２…Ｂ（θ,ｔ）の最大値Ｂ（θ1,ｔ1）、１３４、１４４…表示開始時点ライン、１３５、１４５…背面側での最大ピーク値、１３６、１４６…正面側での最大ピーク値、１４１…正面計測位置で計測された右脚ブロック症例に関する心磁波形、１４２…背面計測位置で計測された右脚ブロック症例に関する心磁波形、１５１…｜Ａ（ｒi,θj,[ｔ0,ｔ1]）｜の波形、１５２…｜Ａ（ｒk,θl,[ｔ0,ｔ1]）｜の波形、１５３…｜Ａ（ｒm,θn,[ｔ0,ｔ1]）｜の波形、１５４…波形１５２の最大値を与える時点、１５５…波形１５１の最大値を与える時点、１５６…閾値、１８１、１９１…３次元立体心臓モデル、１９２…時間遅れ１３０ｍｓのある部位、２２１…平面球形図に表示される電流ベクトルの絶対値の時間変化を示す波形、２２２…拡大波形、２２３…拡大表示画面。
【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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【図１６】
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【図１７】
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【図１８】
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【図１９】
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【図２０】
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【図２１】
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【図２２】
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【手続補正書】
【提出日】平成17年1月17日(2005.1.17)
【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】
検査対象から発生する磁場を検出する２次元に配置される複数の磁場センサと、前記複数の磁場検出センサにより、前記検査対象の第１及び第２方向からそれぞれ計測される前記磁場を、第１及び第２の磁場データとして収集し、前記第１及び第２の磁場データの演算処理を行う演算処理装置と、前記演算処理の結果を表示する表示装置とを有し、前記演算処理は、前記第１方向から前記磁場を検出する時の前記複数の磁場検出センサの位置を、動径ｒと傾角θにより表わされる極座標の前記傾角θが０°＜θ＜１８０°の第１の範囲の前記極座標に変換し、前記２方向から前記磁場を検出する時の前記複数の磁場検出センサの位置を、前記極座標の前記傾角θが１８０°＜θ＜３６０°の第２の範囲の前記極座標に変換し、前記第１の磁場データを前記第１の範囲の前記極座標に対応させ、前記第２の磁場データを前記第２の範囲の前記極座標に対応させ、前記傾角θがθ＝０°及びθ＝１８０°の第３の範囲の前記極座標における第３の磁場データを、前記第１及び第２の磁場データから合成する演算を実行す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おいて、前記合成する演算は、前記傾角θがθ＝０°の前記第３の範囲の前記極座標における前記第３の磁場データを、前記傾角θがθ＝０°に最近接する前記傾角θにおける前記第１、第２の磁場データを用いる第１の補間演算と、前記傾角θがθ＝１８０°の前記第３の範囲の前記極座標における前記第３の磁場データを、前記傾角θがθ＝１８０°に最近接する前記傾角θにおける前記第１、第２の磁場データを用いる第２の補間演算とを含むことを特徴とする生体磁場計測装置。
【請求項３】
請求項２に記載の生体磁場計測装置において、前記第１及び第２の補間演算で、重み係数が使用されることを特徴とする生体磁場計測装置。
【請求項４】
検査対象から発生する磁場を検出する２次元に配置される複数の磁場センサと、前記複数の磁場検出センサにより、前記検査対象の第１及び第２方向からそれぞれ計測される前記磁場を、第１及び第２の磁場データとして収集し、前記第１及び第２の磁場データの演算処理を行う演算処理装置と、前記演算処理の結果を表示する表示装置とを有し、前記演算処理は、前記第１方向から前記磁場を検出する時の前記複数の磁場検出センサの位置を動径ｒと傾角θにより表わされる極座標の前記傾角θが０°＜θ＜１８０°の第１の範囲の前記極座標に変換し、前記２方向から前記磁場を検出する時の前記複数の磁場検出センサの位置を、前記極座標の前記傾角θが１８０°＜θ＜３６０°の第２の範囲の前記極座標に変換し、前記第１の磁場データを前記第１の範囲の前記極座標に対応させ、前記第２の磁場データを前記第２の範囲の前記極座標に対応させ、前記傾角θがθ＝０°及びθ＝１８０°の第３の範囲の前記極座標における第３の磁場データを前記第１及び第２の磁場データから合成し、前記第３の磁場データを前記第３の範囲の前
記極座標に対応させ、前記極座標により表される平面球形図の座標点に前記第１、第２及び第３の磁場データを対応させて、前記平面球形図の座標点における前記磁場データから、スカラー値及び／又はベクトル値を求める演算を行い、前記スカラー値及び／又はベクトル値の分布を表わす前記平面球形図が前記表示装置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５】
請求項４に記載の生体磁場計測装置において、前記合成する演算は、前記傾角θがθ＝０°に最近接する前記傾角θにおける前記第１、第２の磁場データを用いて、前記傾角θがθ＝０°の前記第３の範囲の前記極座標における前記第３の磁場データを求める第１の補間演算と、前記傾角θがθ＝１８０°に最近接する前記傾角θにおける前記第１、第２の磁場データを用いて、前記傾角θがθ＝１８０°の前記第３の範囲の前記極座標における前記第３の磁場データを求める第２の補間演算とを含むことを特徴とする生体磁場計測装置。
【請求項６】
請求項５に記載の生体磁場計測装置において、前記第１及び第２の補間演算で、重み係数が使用されることを特徴とする生体磁場計測装置。
【請求項７】
請求項４に記載の生体磁場計測装置において、前記座標点に対応する前記第１及び第２の磁場データが、前記平面球形図と共に前記表示装置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８】
請求項４に記載の生体磁場計測装置において、前記複数の磁場センサにより計測された前記磁場が前記検査対象の心臓から発する心磁場であり、前記第１方向が前記検査対象の胸面からの方向であり、前記第２方向が前記検査対象の背面からの方向であり、前記ベクトル値が、前記心磁場から導出される電流ベクトルであることを特徴とする生体磁場計測装置。
【請求項９】
請求項４に記載の生体磁場計測装置において、前記複数の磁場センサにより計測された前記磁場が前記検査対象の心臓から発する心磁場であり、前記第１方向が前記検査対象の胸面からの方向であり、前記第２方向が前記検査対象の背面からの方向であり、前記ベクトル値が前記心磁場から導出される電流ベクトルであり、前記電流ベクトルが前記座標点に表示される前記平面球形図の時間変化が表示されることを特徴とする生体磁場計測装置。
【請求項１０】
請求項４に記載の生体磁場計測装置において、前記複数の磁場センサにより計測された前記磁場が前記検査対象の心臓から発する心磁場であり、前記第１方向が前記検査対象の胸面からの方向であり、前記第２方向が前記検査対象の背面からの方向であり、前記スカラー値が、予め定められる所定の時相の時間帯における前記心磁場の波形の最大値、又は、前記時間帯における積分値であることを特徴とする生体磁場計測装置。
【請求項１１】
請求項４に記載の生体磁場計測装置において、前記第１、第２及び第３の磁場データの全体は、前記動径ｒと前記傾角θにおいて等間隔に配置されることを特徴とする生体磁場計測装置。
【請求項１２】
検査対象の心臓から発生する心磁場を検出する２次元に配置される複数の磁場センサと、前記複数の磁場検出センサにより、前記検査対象の第１及び第２方向からそれぞれ計測される前記心磁場を、第１及び第２の心磁場データとして収集し、前記第１及び第２の磁場データの演算処理を行う演算処理装置と、前記演算処理の結果を表示する表示装置とを有し、前記第１方向が前記検査対象の胸面からの方向であり、前記第２方向が前記検査対象の背面からの方向であり、前記演算処理は、前記第１方向から前記磁場を検出する時の前記複数の磁場検出センサの位置を動径ｒと傾角θにより表わされる極座標の前記傾角θが０°＜θ＜１８０°の第１の範囲の前記極座標に変換し、前記２方向から前記磁場を検出する時の前記複数の磁場検出センサの位置を、前記極座標の前記傾角θが１８０°＜θ＜３６０°の第２の範囲の前記極座標に変換し、前記第１の磁場データを前記第１の範囲の前記極座標に対応させ、前記第２の磁場データを前記第２の範囲の前記極座標に対応させ、前記傾角θがθ＝０°及びθ＝１８０°の第３の範囲の前記極座標における第３の磁場データを前記第１及び第２の磁場データから合成し、前記第３の磁場データを前記第３の範囲の前記極座標に対応させ、前記極座標により表される平面球形図の座標点(（ｒ,θ,ｔ）とし、ｔは前記磁場心波形の時間軸の時点を示す）に、前記第１、第２及び第３の心磁場データを対応させて、前記座標点（ｒ,θ,ｔ）に対応する前記心磁場データから、電流ベクトル（Ａ（ｒ,θ,ｔ）とする）を求める演算を行い、前記Ａ（ｒ,θ,ｔ）の分布を表わす前記平面球形図が前記表示装置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１３】
請求項１２に記載の生体磁場計測装置において、前記Ａ（ｒ,θ,ｔ）の分布の変化が前記平面球形図により、前記表示装置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１４】
請求項１２に記載の生体磁場計測装置において、前記心磁波形のＰ波、ＱＲＳ波、Ｔ波の発生する時間帯の何れかの時間帯における、前記Ａ（ｒ,θ,ｔ）の分布の変化が前記平面球形図により、前記表示装置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１５】
請求項１２に記載の生体磁場計測装置において、前記演算処理装置は、前記Ａ（ｒ,θ,ｔ）の前記時点ｔ、前記傾角θにおける、前記動径ｒの上の最大値ｍａｘ｛Ａ（ｒ,θ,ｔ）｝又は平均値〈｛Ａ（ｒ,θ,ｔ）｝〉を求め、Ｂ（θ,ｔ）＝ｍａｘ｛Ａ（ｒ,θ,ｔ）又はＢ（θ,ｔ）＝〈｛Ａ（ｒ,θ,ｔ）｝〉とする処理を行い、前記時点ｔ、前記傾角θを２軸として、前記Ｂ（θ,ｔ）が前記表示装置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１６】
請求項１５に記載の生体磁場計測装置において、前記第１、第２の心磁場データが前記表示装置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１７】
請求項１５に記載の生体磁場計測装置において、前記演算処理装置は、前記Ｂ（θ,ｔ）の極大値を求める処理を行い、前記極大値が前記表示装置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１８】
請求項１２に記載の生体磁場計測装置において、前記心磁波形のＰ波、ＱＲＳ波、Ｔ波の発生する時間帯の何れかの時間帯を［ｔ0,ｔ1］とし、［ｔ0,ｔ1］における前記Ａ（ｒ,θ,ｔ＝［ｔ0,ｔ1］）の絶対値を│Ａ（ｒ,θ,ｔ＝［ｔ0,ｔ1］）│とし、予め設定される閾値をＡthrとする時、│Ａ（ｒ,θ,ｔ＝［ｔ0,ｔ1］）│≧Ａthrである場合に、│Ａ（ｒ,θ,ｔ＝［ｔ0,ｔ1］）│の最大値を与える時点ｔがｔmaxとする時、Ｔd（ｒ,θ）＝ｔmaxとし、│Ａ（ｒ,θ,ｔ＝［ｔ0,ｔ1］）│＜Ａthrである場合に、Ｔd（ｒ,θ）＝０として定義される前記Ｔd（ｒ,θ）の等しい点を結ぶ等高線が、前記平面球形図により、前記表示装置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１９】
請求項１８に記載の生体磁場計測装置において、前記Ｔd（ｒ,θ）が最大値を与える座標点が前記最大値と共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２０】
請求項１２に記載の生体磁場計測装置において、前記心磁波形のＰ波、ＱＲＳ波、Ｔ波の発生する時間帯の何れかの時間帯を［ｔ0,ｔ1］とし、［ｔ0,ｔ1］における前記Ａ（ｒ,θ,ｔ＝［ｔ0,ｔ1］）の絶対値を│Ａ（ｒ,θ,ｔ＝［ｔ0,ｔ1］）│とし、予め設定される閾値をＡthrとする時、│Ａ（ｒ,θ,ｔ＝［ｔ0,ｔ1］）│≧Ａthrである場合に、│Ａ（ｒ,θ,ｔ＝［ｔ0,ｔ1］）│の最大値を与える時点ｔがｔmaxとする時、Ｔd（ｒ,θ）＝ｔmaとしx、│Ａ（ｒ,θ,ｔ＝［ｔ0,ｔ1］）│＜Ａthrである場合に、Ｔd（ｒ,θ）＝０として定義される前記Ｔd（ｒ,θ）の等しい点を結ぶ等高線が、前記心臓を模擬する３次元立体心臓モデルの表面に投影された状態で、前記等高線が前記表示装置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２１】
請求項２０に記載の生体磁場計測装置において、前記Ｔd（ｒ,θ）が最大値を与える座標点が前記最大値と共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２２】
請求項１２に記載の生体磁場計測装置において、前記第１、第２及び第３の磁場データの全体は、前記動径ｒと前記傾角θにおいて等間隔に配置されることを特徴とする生体磁場計測装置。
【請求項２３】
検査対象から発生する心磁場を検出する２次元に配置される複数の磁場センサと、前記複数の磁場検出センサにより、前記検査対象の第１及び第２方向からそれぞれ計測される前記心磁場を、第１及び第２の心磁場データとして収集し、前記第１及び第２の心磁場データの演算処理を行う演算処理装置とを有し、前記第１方向が前記検査対象の胸面からの方向であり、前記第２方向が前記検査対象の背面からの方向であり、前記演算処理は、前記第１方向から前記心磁場を検出する時の前記複数の磁場検出センサの位置を動径ｒと傾角θにより表わされる極座標の前記傾角θが０°＜θ＜１８０°の第１の範囲の前記極座標に変換し、前記２方向から前記心磁場を検出する時の前記複数の磁場検出センサの位置を、前記極座標の前記傾角θが１８０°＜θ＜３６０°の第２の範囲の前記極座標に変換し、前記第１の心磁場データを前記第１の範囲の前記極座標に対応させ、前記第２の心磁場データを前記第２の範囲の前記極座標に対応させ、前記傾角θがθ＝０°及びθ＝１８０°の第３の範囲の前記極座標における第３の心磁場データを、前記第１及び第２の心磁場データから合成する演算を実行することを特徴とする生体磁場計測装置。
【請求項２４】
検査対象の心臓から発生する心磁場を検出する２次元に配置される複数の磁場センサと、前記複数の磁場検出センサにより、前記検査対象の第１及び第２方向からそれぞれ計測される前記心磁場を、第１及び第２の心磁場データとして収集し、前記第１及び第２の心磁場データの演算処理を行う演算処理装置と、前記演算処理の結果を表示する表示装置とを有し、前記第１方向が前記検査対象の胸面からの方向であり、前記第２方向が前記検査対象の背面からの方向であり、前記演算処理は、前記第１方向から前記心磁場を検出する時の前記複数の磁場検出センサの位置を動径ｒと傾角θにより表わされる極座標の前記傾角θが０°＜θ＜１８０°の第１の範囲の前記極座標に変換し、前記第２方向から前記心磁場を検出する時の前記複数の磁場検出センサの位置を、前記極座標の前記傾角θが１８０°＜θ＜３６０°の第２の範囲の前記極座標に変換し、前記第１の心磁場データ又は前記第１の心磁場データから導出される値を、前記第１の範囲の前記極座標に対応させ、前記第２の心磁場データ又は前記第２の心磁場データから導出される値を、前記第２の範囲の前記極座標に対応させる演算を行ない、前記第１の心磁場データ又は前記第１の心磁場データから導出される値、及び、前記第２の心磁場データ又は前記第２の心磁場データから導出される値が前記極座標の座標点に表示される１つの平面球形図が、前記表示装置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２５】
検査対象から発生する磁場を検出する２次元に配置される複数の磁場センサと、前記複数の磁場検出センサにより、前記検査対象の第１及び第２方向からそれぞれ計測される前記磁場を、第１及び第２の磁場データとして収集し、前記第１及び第２の磁場データの演算処理を行う演算処理装置と、前記演算処理の結果を表示する表示装置とを有し、前記演算処理は、前記第１方向から前記磁場を検出する時の前記複数の磁場検出センサの位置を動径ｒと傾角θにより表わされる極座標の前記傾角θが０°＜θ＜１８０°の第１の範囲の前記極座標に変換し、前記２方向から前記磁場を検出する時の前記複数の磁場検出センサの位置を、前記極座標の前記傾角θが１８０°＜θ＜３６０°の第２の範囲の前記極座標に変換し、前記第１の磁場データを前記第１の範囲の前記極座標に対応させ、前記第２の磁場データを前記第２の範囲の前記極座標に対応させて得られる平面球形図が前記表示装置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２６】
２次元に配置される複数の磁場センサにより、検査対象の第１及び第２方向からそれぞれ第１及び第２の心磁場データとして計測されメモリーに収集された、検査対象の心臓から発生する心磁場の前記第１及び第２の心磁場データの表示方法であって、前記第１方向が前記検査対象の胸面からの方向であり、前記第２方向が前記検査対象の背面からの方向であり、前記第１方向から前記心磁場を検出する時の前記複数の磁場検出センサの位置を動径ｒと傾角θにより表わされる極座標の前記傾角θが０°＜θ＜１８０°の第１の範囲の前記極座標に変換し、前記第２方向から前記心磁場を検出する時の前記複数の磁場検出センサの位置を、前記極座標の前記傾角θが１８０°＜θ＜３６０°の第２の範囲の前記極座標に変換し、前記第１の心磁場データを前記第１の範囲の前記極座標に対応させ、前記第２の心磁場データを前記第２の範囲の前記極座標に対応させ、前記極座標により表される平面球形図の座標点(（ｒ,θ,ｔ）とし、ｔは前記心磁波形の時間軸の時点を示す）に、前記第１、第２の心磁場データを対応させて、前記座標点（ｒ,θ,ｔ）に対応する前記心磁場データから求めれらた電流ベクトル（Ａ（ｒ,θ,ｔ）とする）の分布を表わす前記平面球形図が表示されることを特徴とする心磁場データの表示方法。
【請求項２７】
請求項２６に記載の心磁場データの表示方法において、前記第２の心磁場データに代えて、前記第２の心磁場データに所定の数を掛算して得られる第３の心磁場データを、前記第２の範囲の前記極座標に対応させ、前記座標点（ｒ,θ,ｔ）に、前記第１、第３の心磁場データを対応させて、前記座標点（ｒ,θ,ｔ）に対応する前記心磁場データから求められた電流ベクトル（Ａ（ｒ,θ,ｔ）とする）の分布を表わす前記平面球形図が表示されることを特徴とする心磁場データの表示方法。
【請求項２８】
請求項２６に記載の心磁場データの表示方法において、前記第１の心磁場データに代えて、前記第１の心磁場データを所定の数を除算して得られる第３の心磁場データを前記第１の範囲の前記極座標に対応させ、前記座標点に前記第３、第１の心磁場データを対応させて、前記座標点（ｒ,θ,ｔ）に対応する前記心磁場データから求めれらた電流ベクトル（Ａ（ｒ,θ,ｔ）とする）の分布を表わす前記平面球形図が表示されることを特徴とする心磁場データの表示方法。
【請求項２９】
２次元に配置される複数の磁場センサにより、検査対象の第１及び第２方向からそれぞれ第１及び第２の心磁場データとして計測されメモリーに収集された、検査対象の心臓から発生する心磁場の前記第１及び第２の心磁場データの解析を行うデータ解析方法であって、前記第１方向が前記検査対象の胸面からの方向であり、前記第２方向が前記検査対象の背面からの方向であり、前記第１方向から前記心磁場を検出する時の前記複数の磁場検出センサの位置を動径ｒと傾角θにより表わされる極座標の前記傾角θが０°＜θ＜１８０°の第１の範囲の前記極座標に変換し、前記第２方向から前記心磁場を検出する時の前記複数の磁場検出センサの位置を、前記極座標の前記傾角θが１８０°＜θ＜３６０°の第２の範囲の前記極座標に変換し、前記第１の心磁場データを記第１の範囲の前記極座標に対応させ、前記第２の心磁場データを前記第２の範囲の前記極座標に対応させ、前記傾角θがθ＝０°及びθ＝１８０°の第３の範囲の前記極座標における第３の心磁場データを前記第１及び第２の心磁場データから合成し、前記第３の心磁場データを前記第３の範囲の前記極座標に対応させ、前記極座標により表される平面球形図の座標点(（ｒ,θ,ｔ）とし、ｔは前記心磁波形の時間軸の時点を示す）に、前記第１、第２及び第３の心磁場データを対応させて、前記座標点（ｒ,θ,ｔ）に対応する前記心磁場データから、電流ベクトル（Ａ（ｒ,θ,ｔ）とする）を求めることを特徴とするデータ解析方法。