(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
生体から発生する生体磁場の略体表面に沿ったｘｙ面に垂直なｚ方向の磁場成分の時間変化、または、前記生体磁場の略体表面に沿ったｘｙ面に平行なｘ方向の磁場成分およびｙ方向の磁場成分の時間変化を計測し、前記生体の体表面に平行な（ｘ，ｙ）座標の座標位置に２次元に配置される複数の磁束計と、
前記複数の磁束計の出力信号の演算を行なう演算装置と
前記演算の結果を表示する表示装置とを備えた生体磁場計測装置であって、
前記演算装置は、次の（１）および（２）のうち少なくとも１つを有することを特徴とする生体磁場計測装置。
（１）任意の時点での前記ｚ方向の磁場成分のｘ方向の変化量およびｙ方向の変化量を求める演算手段と、前記２次元に配置される複数の磁束計から前記生体内の電流源までの電流源深さに対応した磁場電流換算直線に従って決定される換算係数を求める演算手段と、前記ｘ方向の変化量および前記ｙ方向の変化量に前記換算係数を乗算することで電流分布を求める演算手段
（２）前記２次元に配置される複数の磁束計から前記生体内の電流源までの電流源深さに対応した磁場電流換算直線に従って決定される換算係数を求める演算手段と、任意の時点での前記ｘ方向の磁場成分および前記ｙ方向の磁場成分に前記換算係数を乗算することで電流分布を求める演算手段
【請求項２】
次の（１）および（２）のうち少なくとも１つの演算手段を有することを特徴とする請求項１に記載の生体磁場計測装置。
（１）所定の時点での前記ｚ方向の磁場成分と、仮定した１つの電流源が作る前記ｚ方向の磁場成分の計算値との差が最小となるように、前記仮定した１つの電流源の大きさ、方向および位置を推定する演算結果に基づいて、前記電流源深さを算出する手段
（２）所定の時点での前記ｘ方向の磁場成分および前記ｙ方向の磁場成分と、仮定した１つの電流源が作る前記ｘ方向の磁場成分の計算値および前記ｙ方向の磁場成分の計算値との差が最小となるように、前記仮定した１つの電流源の大きさ、方向および位置を推定する演算結果に基づいて、前記電流源深さを算出する手段
【請求項３】
核磁気共鳴イメージング装置、または、Ｘ線ＣＴ装置、または、超音波撮像装置を用いて得られる深さ情報を、前記電流源深さとして演算する手段を有することを特徴とする請求項１に記載の生体磁場計測装置。
【請求項４】
前記表示装置に、前記換算係数を求める演算を選択する演算選択ボタンが表示され、選択された前記演算選択ボタンに対応する演算が実行されることを特徴とする請求項１に記載の生体磁場計測装置。
【請求項５】
前記表示装置に、前記磁場電流換算直線および前記換算係数が表示されることを特徴とする請求項１に記載の生体磁場計測装置。
【請求項６】
前記表示装置に、前記任意の時点での前記ｚ方向の磁場成分のｘ方向の変化量およびｙ方向の変化量と前記生体内の電流分布、あるいは、前記ｘ方向の磁場成分および前記ｙ方向の磁場成分と前記生体内の電流分布とが同一画面内に表示されることを特徴とする請求項１に記載の生体磁場計測装置。
【請求項７】
前記所定の時点として、ｐ波初期時刻を用いることを特徴とする請求項２に記載の生体磁場計測装置。
【請求項８】
前記所定の時点として、Ｑ波初期時刻を用いることを特徴とする請求項２に記載の生体磁場計測装置。
【請求項９】
生体から発生する生体磁場の略体表面に沿ったｘｙ面に垂直なｚ方向の磁場成分の時間変化、または、前記生体磁場の略体表面に沿ったｘｙ面に平行なｘ方向の磁場成分およびｙ方向の磁場成分の時間変化を計測し、前記生体の体表面に平行な（ｘ，ｙ）座標の座標位置に２次元に配置される複数の磁束計と、
前記複数の磁束計の出力信号の演算を行なう演算装置と、
前記演算の結果を表示する表示装置とを備えた生体磁場計測装置であって、
前記演算装置は、次の（１）および（２）のうち少なくとも１つを有することを特徴とする生体磁場計測装置。
（１）任意の時点での前記ｚ方向の磁場成分のｘ方向の変化量およびｙ方向の変化量を求める第１の演算手段と、
前記任意の時点の前記ｘ方向の変化量および前記ｙ方向の変化量の大きさの分布の最大値を求める第２の演算手段と、
前記２次元に配置される複数の磁束計から前記生体内の電流源までの電流源深さとして、所定の時点での前記ｚ方向の磁場成分と、仮定した１つの電流源が作るｚ方向の磁場成分の計算値との差が最小となるように、前記仮定した１つの電流源の大きさ、方向および位置を推定する演算結果に基づいて、前記電流源深さを算出する第３の演算手段と、
前記任意の時点での前記ｚ方向の磁場成分と、前記電流源深さ上に仮定した、前記任意の時点での複数の磁場源のｘ成分の分布およびｙ成分の分布が作る前記磁束計位置でのｚ方向の磁場成分の計算値との差と、正則化パラメータを乗算した付加的な項との和が最小となるように、前記複数の仮定した磁場源のｘ成分の分布およびｙ成分の分布を推定する第４の演算手段と、
前記任意の時点での前記磁場源のｘ成分の分布およびｙ成分の分布の大きさの分布の最大値を求める第５の演算手段と、
前記第１から第５までの演算手段による演算を前記任意の時点に含まれる複数時点にて行い、前記第２の演算手段により推定される最大値と、前記第５の演算手段により推定される最大値から得られる回帰直線の傾きを計算する第６の演算手段と、
前記回帰直線の傾きを換算係数に用い、前記ｘ方向の変化量およびｙ方向の変化量に前記換算係数を乗算することで電流分布を求める第７の演算手段
（２）任意の時点の前記ｘ方向の磁場成分および前記ｙ方向の磁場成分の大きさの分布の最大値を求める第８の演算手段と、
前記２次元に配置される複数の磁束計から前記生体内の電流源までの電流源深さとして、所定の時点での前記ｘ方向の磁場成分および前記ｙ方向の磁場成分と、仮定した１つの電流源が作る前記ｘ方向の磁場成分の計算値および前記ｙ方向の磁場成分の計算値との差が最小となるように、前記仮定した１つの電流源の大きさ、方向および位置を推定する演算結果に基づいて、前記電流源深さを算出する第９の演算手段と、
前記任意の時点での前記ｘ方向の磁場成分および前記ｙ方向の磁場成分と、前記電流源深さ上に仮定した、前記任意の時点での複数の磁場源のｘ成分の分布およびｙ成分の分布が作る前記磁束計位置の前記ｘ方向の磁場成分の計算値および前記ｙ方向の磁場成分の計算値との差と、正則化パラメータを乗算した付加的な項との和が最小となるように、前記複数の仮定した磁場源のｘ成分の分布およびｙ成分の分布を推定する第１０の演算手段と、
前記任意の時点での前記磁場源のｘ成分の分布およびｙ成分の分布の大きさの分布の最大値を求める第１１の演算手段と、
前記第８から第１１までの演算手段による演算を前記任意の時点に含まれる複数時点にて行い、前記第８の演算手段により推定される最大値と、前記第１１の演算手段により推定される最大値から得られる回帰直線の傾きを計算する第１２の演算手段と、
前記回帰直線の傾きを換算係数に用い、前記ｘ方向の磁場成分およびｙ方向の磁場成分に前記換算係数を乗算することで電流分布を求める第１３の演算手段
【請求項１０】
次の（１）および（２）のうち少なくとも１つの演算手段を有することを特徴とする請求項９に記載の生体磁場計測装置。
（１）前記第６の演算手段による演算を複数の被験者に対して行い、被験者毎の前記電流源深さと前記回帰直線の傾きから得られる回帰直線を、磁場電流換算直線として演算する第１４の演算手段と、
前記磁場電流換算直線から換算係数を決定し、前記ｘ方向の変化量およびｙ方向の変化量に前記換算係数を乗算することで電流分布を求める第１５の演算手段
（２）前記第１２の演算手段による演算を複数の被験者に対して行い、被験者毎の前記電流源深さと前記回帰直線の傾きから得られる回帰直線を、磁場電流換算直線として演算する第１６の演算手段と、
前記磁場電流換算係数から換算係数を決定し、前記ｘ方向の磁場成分およびｙ方向の磁場成分に前記換算係数を乗算することで電流分布を求める第１７の演算手段
【請求項１１】
生体から発生する生体磁場の略体表面に沿ったｘｙ面に垂直なｚ方向の磁場成分の時間変化、または、前記生体磁場の略体表面に沿ったｘｙ面に平行なｘ方向の磁場成分およびｙ方向の磁場成分の時間変化を計測し、前記生体の体表面に平行な（ｘ，ｙ）座標の座標位置に２次元に配置される複数の磁束計と、
前記複数の磁束計の出力信号の演算を行なう演算装置と、
前記演算の結果を表示する表示装置とを備えた生体磁場計測装置であって、
前記演算装置は、次の（１）および（２）のうち少なくとも１つを有することを特徴とする生体磁場計測装置。
（１）任意の時点での前記ｚ方向の磁場成分のｘ方向の変化量およびｙ方向の変化量を求める演算手段と、
前記ｚ方向の磁場成分と、複数の仮定した磁場源の分布が作る前記ｚ方向の磁場成分の計算値との差と、正則化パラメータを乗算した付加的な項との和が最小となるように前記複数の仮定した磁場源の大きさ、方向を推定する生体磁場逆問題の演算手段と、
前記正則化パラメータとして、ｘ方向の変化量およびｙ方向の変化量と、前記複数の仮定した磁場源の分布との差を最小とする正則化パラメータを、前記正則化パラメータとして演算する手段
（２）任意の時点での前記ｘ方向の磁場成分および前記ｙ方向の磁場成分と、複数の仮定した磁場源の分布が作る前記ｘ方向の磁場成分の計算値および前記ｙ方向の磁場成分の計算値との差と、正則化パラメータを乗算した付加的な項との和が最小となるように前記複数の仮定した磁場源の大きさ、方向を推定する生体磁場逆問題の演算手段と、
前記正則化パラメータとして、前記ｘ方向の磁場成分および前記ｙ方向の磁場成分と、前記複数の仮定した磁場源の分布との差を最小とする正則化パラメータを、前記正則化パラメータとして演算する手段
【請求項１２】
前記表示装置に、前記任意の時点での前記ｘ方向の変化量および前記ｙ方向の変化量、あるいは、前記ｘ方向の磁場成分および前記ｙ方向の磁場成分と、前記複数の磁場源の分布とが同一画面内に表示されることを特徴とする請求項１１に記載の生体磁場計測装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、生体が発する微弱な磁場を計測するＳＱＵＩＤ（Ｓｕｐｅｒｃｏｎｄｕｃｔｉｎｇ  Ｑｕａｎｔｕｍ  Ｉｎｔｅｒｆｅｒｅｎｃｅ  Ｄｅｖｉｃｅ：超電導量子干渉素子）磁束計を用いた生体磁場計測装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
近年、心筋内の電気活動を無侵襲に可視化する装置として、心磁計が開発されている（例えば、非特許文献１，２参照）。心磁計とは、心臓から生じる微弱な磁場を無侵襲かつ非接触に多点で計測し、この計測した磁場データに基づいて心筋内の電気活動を推定する装置である。
【０００３】
心磁計による心筋内の電気活動を推定する一つの方法として、磁場データから心筋内の２次元および３次元の電流分布を推定する方法がある。このように、磁場データから電流分布を解析する方法は一般に生体磁場逆問題と呼ばれ、生体内の電流源から生じる磁場を計測する順問題と対比される。
【０００４】
現在、生体磁場逆問題に適用される代表的な解析手法には、Ｌｅｖｅｎｂｅｒｇ−Ｍａｒｑｕｒｄｔ法（例えば、非特許文献３参照）、最小二乗法（例えば、非特許文献４，５参照）、ウィナーフィルタ（例えば、非特許文献６参照）等がある。ただし、これらの解析手法は、逆問題の解である電流分布を一意に推定できない、逆問題固有の不適切性を包含している。
【０００５】
そこで、この逆問題の不適切性を克服するために、Ｔｉｋｈｏｎｏｖの正則化法を組み合わせた逆問題解析方法が提案されている。Ｔｉｋｈｏｎｏｖの正則化法とは、逆問題解析に用いられる残差項に安定化項（正則化項）を加えることで、逆問題の不適切性を改善する方法である。
【０００６】
一方、心磁計による心筋内の電気活動を推定する他の方法として、電流アロー図（Ｃｕｒｒｅｎｔ  Ａｒｒｏｗ  Ｍａｐ：以下「ＣＡＭ」という）が開発されている（例えば、非特許文献７参照）。ＣＡＭは、法線成分磁場の空間微分から得られる２次元平面上のベクトルを近似的に生体内電流分布とすることにより、心筋内の電気活動を視覚化する方法である。
【０００７】
従って、ＣＡＭを用いることで、心磁計の解析結果に対する医師や検査技師の理解度の向上が期待できる。また、ＣＡＭを用いることで、患者に対しても検査結果をわかりやすく提供できる。例えば、ＣＡＭを心疾患解析に適用することで、心房粗動の異常心房興奮（例えば、非特許文献８参照）やＱＴ延長症候群の異常心室興奮（例えば、非特許文献９参照）が視覚化されている。
【非特許文献１】K.Tsukada,et.al.," Multichanel SQUID system detecting tangential components of the cardiac magnetic field ",Rev. Sci. Instruments,vol.66,pp. 5085-5091,1995.
【非特許文献２】K.Tsukada,et.al.," A simplified superconducting interference device system to analyze vector components of a cardiac magnetic field ",Proc.20th Int.Conf.IEEE/EMBS(Hong Kong),pp.524-527,1998.
【非特許文献３】K.Pesola,et.al.," The effect of geometric and topologic differences in boundary element models on magnetocardiographic localization accuracy ",IEEE Trans.Biomed.Eng.,vol.47,pp.1237-1246,2000.
【非特許文献４】J.Sarvas," Basic mathematical and electromagnetic concepts of the biomagnetic inverse problem ",Phys.Med.Biol.,vol.32,pp.11-22,1987.
【非特許文献５】J.Nenonen,et.al.," Current-density estimation of excise-induced ischemia in patients with multivessel coronary artery disease ",J.Electrocardiol., vol.34(suppl.),pp.37-42,2001.
【非特許文献６】W.E.Smith," Estimation of the spatio-temporal correlations of biological electrical sources from their magnetic fields ",IEEE Trans.Biomed.Eng.,vol. 39,pp.997-1004,1992.
【非特許文献７】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８】S. Yamada,et.al.," Noninvasive, direct visualization of macro-reentrant circuits by using magnetocardiograms: initiation and persistence of atrial flutter ",Europace,vol.5,pp.343-350,2003.
【非特許文献９】A. Kandori,et.al.," Detection of spatial repolarization abnormalities in patients with LQT1 and LQT2 forms of congenital long-QT syndrome ",Physiol. Meas.,vol.23,pp.603-614,2002.
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００８】
ここで、ＣＡＭを用いて心筋内の電気活動を推定する場合には、ＣＡＭによって算出される値が電流に近似される値であった。また、逆問題を解析して心筋内の電気活動を推定するために、Ｔｉｋｈｏｎｏｖの正則化法を適用した場合であっても、最適な正則化パラメータを決定する方法が未だに確立されていないという問題があった。
【０００９】
そこで、本発明は、計測した磁場データに基づいて、心筋内の電流分布を適切な電流値として求めることができる生体磁場計測装置を提供することを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【００１０】
前記課題を解決するために、本発明は、生体から発生する生体磁場の略体表面に沿ったｘｙ面に垂直なｚ方向の磁場成分の時間変化、または、前記生体磁場の略体表面に沿ったｘｙ面に平行なｘ方向の磁場成分およびｙ方向の磁場成分の時間変化を計測し、前記生体の体表面に平行な（ｘ，ｙ）座標の座標位置に２次元に配置される複数の磁束計と、前記複数の磁束計の出力信号の演算を行なう演算装置と、前記演算の結果を表示する表示装置とを備えた生体磁場計測装置であって、前記演算装置は、次の（１）および（２）のうち少なくとも１つを有することを特徴とする生体磁場計測装置である。
（１）任意の時点での前記ｚ方向の磁場成分のｘ方向の変化量およびｙ方向の変化量を求める演算手段と、前記２次元に配置される複数の磁束計から前記生体内の電流源までの電流源深さに対応した磁場電流換算直線に従って決定される換算係数を求める演算手段と、前記ｘ方向の変化量および前記ｙ方向の変化量に前記換算係数を乗算することで電流分布を求める演算手段
（２）前記２次元に配置される複数の磁束計から前記生体内の電流源までの電流源深さに対応した磁場電流換算直線に従って決定される換算係数を求める演算手段と、任意の時点での前記ｘ方向の磁場成分および前記ｙ方向の磁場成分に前記換算係数を乗算することで電流分布を求める演算手段
なお、他の発明に関しては、本明細書中で明らかにする。
【発明の効果】
【００１１】
本発明によれば、ＣＡＭと生体磁場逆問題解析の推定結果を比較することで、ＣＡＭにより推定される近似的な電流分布を電流値に換算することができる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１２】
以下、本発明を実施するための最良の形態（以下「実施形態」という）について、適宜図面を参照しながら詳細に説明する。
【００１３】
本実施形態では、計測した磁場データに基づいて、心筋内の電流分布を適切な電流値として、求めることができる生体磁場計測装置を提供するものである。
言い換えると、本実施形態は、ＣＡＭを用いて電流分布を推定する視点においては、電流に近似される値を物理的な電流値に換算し、Ｔｉｋｈｏｎｏｖの正則化法を用いて生体磁場逆問題を解析する視点においては、最適な正則化パラメータを決定することによって、電流分布を求めることができる生体磁場計測装置を提供するものである。
【００１４】
図１は、本実施形態の生体磁場計測装置の全体構成を示す概略図である。図１に示すように、生体磁場計測装置１の構成要素は、磁気シールドルーム２の内部と外部とに分かれて配設される。
磁気シールドルーム２の内部には、複数のＳＱＵＩＤ磁束計を内部に配置して極低温に保持するクライオスタット３と、クライオスタット３を支持するガントリ４と、被験者（図示せず）が横になるベッド５が配置されている。ベッド５は、ベッド５の短軸（Ａ方向，ｙ方向）での移動とベッド５の長軸（Ｃ方向，ｘ方向）での移動と、ベッド５の上下方向（Ｂ方向，ｚ方向）での移動が可能であって、計測部位の位置合わせを容易に行うことができる。
【００１５】
磁気シールドルーム２の外部には、クライオスタット３内に配置される複数のＳＱＵＩＤ磁束計を駆動させる駆動回路６と、駆動回路６からの出力に増幅およびフィルタをかけるアンプフィルタユニット７と、アンプフィルタユニット７からの出力信号をデータ収集し、収集されたデータ（以下、「磁場データ」という）を解析処理するとともに生体磁場計測装置１の各部の制御を行なう演算装置８と、演算装置８により解析処理された解析結果を表示する表示装置９が主に配置されている。
【００１６】
なお、本実施形態の生体磁場計測装置１は、生体から発する磁場を計測する装置において、特に、計測した磁場データの解析処理を行う演算装置８に特徴を有している。そのため、その他の計測等に関する装置の構成および動作は、被験者の計測部位に応じて、例えば、心磁計、脳磁計、肺磁計、筋磁計等の従来の生体磁場計測装置の構成および動作を適宜適用することができる。そして、本実施形態においては、特に、心臓磁場を計測する構成の生体磁場計測装置１を説明する。
【００１７】
図２は、複数のＳＱＵＩＤ磁束計の配列および被験者に対する配置の一例を説明するための図である。複数のＳＱＵＩＤ磁束計は、クライオスタット（図１参照）３の底部の内壁にｚ方向に沿って垂設し、胸壁１０に対して垂直なｚ方向の磁場成分Ｂｚを経時的に計測している。そして、複数のＳＱＵＩＤ磁束計は、磁気の距離変化量を的確に捉えられるように、ｘ方向およびｙ方向には等間隔に配列している。すなわち、複数のＳＱＵＩＤ磁束計による測定領域１１は、図２に示すように、正方格子状に区画され、被験者の胸壁１０に対して平行に配置された面として表現することができる。
【００１８】
本実施形態においては、一例として、ＳＱＵＩＤ磁束計間の距離が０．０２５ｍであって、測定領域１１が０．１７５ｍ×０．１７５ｍ、ＳＱＵＩＤ磁束計の数が８×８のアレー状に配置した６４チャンネルの場合を説明する。図２に示す測定領域１１の座標系においては、例えば、符号１２で示す７行３列目に対応するＳＱＵＩＤ磁束計が胸部の剣状突起１３の真上に位置するように、測定領域１１の位置合わせを行う。このときには、１行８列目のＳＱＵＩＤ磁束計を座標系の原点Ｏとする。
【００１９】
図３は、演算装置８の機能構成を示すブロック図である。図３に示すように、演算装置８は、収集された磁場データを解析するデータ処理部８１と、生体磁場計測装置１の各部の制御を行なう制御部８２とを含んで構成される。さらに、データ処理部８１は、ＣＡＭ解析部（第１の演算手段）８１１と、電流源深さ推定部（第３，第９の演算手段）８１２と、磁場電流換算直線生成部８１３と、電流値算出部（第７，第１３，第１５，第１７の演算手段）８１４と、電流分布画像生成部８１５とを含んで構成される。また、磁場電流換算直線生成部８１３の詳細な構成は後記する。
なお、演算装置８は、図示しないＣＰＵと記憶装置とを備え、ＣＰＵが記憶装置に格納されているプログラムを実行することによって各部の機能を実現することができる。
【００２０】
ここで、本実施形態のデータ処理部８１は、磁場データの解析処理において、心筋興奮にともない発生する電流分布と磁場とが以下に仮定する電流ダイポールモデルを満たすものとして演算処理を行う。
【００２１】
図４は、本実施形態で用いた電流ダイポールモデルを説明するための図である。図４に示すように、ｚ＝０ｍのｘｙ面１４に、８×８の格子状に計測点１５を配置する。
そして、心筋興奮の際の電流分布を、半無限平面導体１６中のｚ＝ｚｄのｘｙ面１７（平面Ａ’）上の座標ｒ’に存在する電流ダイポールＪ（ｒ’）（Ｊ（ｒ’）＝[Ｊｘ（ｒ’）Ｊｙ（ｒ’）Ｊｚ（ｒ’）]Ｔ）として仮定する。
【００２２】
そして、半無限平面導体１６中の体積電流を考慮しない場合、半無限平面導体１６外のｉ（ｉ＝１，２，・・・，Ｍ）番目の計測点ｒで測定される磁場Ｂｉ（ｒ）（Ｂｉ（ｒ）＝［Ｂｘ，ｉ（ｒ）Ｂｙ，ｉ（ｒ）Ｂｚ，ｉ（ｒ）］Ｔ）は、Ｂｉｏｔ−Ｓａｖａｒｔの法則に従って次の（１）式を用いて計算できる。
【００２３】
Ｂｉ（ｒ）＝∫Ｌｉ（ｒ’）・Ｊ（ｒ’）ｄｖ’                ・・・（１）
【００２４】
（１）式において、Ｌｉ（ｒ’）は電流ダイポールＪ（ｒ’）とｉ番目の計測点で測定される磁場Ｂｉ（ｒ）に関連するリードフィールド（磁場導出）行列である。そして、（１）式における積分は平面Ａ’の面積分である。（１）式の方程式を全ての計測点Ｍに対して適用し、電流ダイポールが存在する平面Ａ’をＮ個の領域に離散化すると、次の（２）式に示す行列方程式が得られる。
【００２５】
Ｂ＝ＬＪ                                                    ・・・（２）
【００２６】
（２）式において、Ｂは３Ｍ×１の磁場の列ベクトルを、Ｌは３Ｍ×３Ｎのリードフィールド行列を、Ｊは３Ｎ×１の電流ダイポールの列ベクトルを表している。なお、本実施形態においては、全ての計測点ＭはＳＱＵＩＤ磁束計の数である６４に相当するが、ＳＱＵＩＤ磁束計を含む測定装置の構成に応じて変更可能である。
ここで、測定磁場の法線成分Ｂｚに注目すると、（２）式は、次の（３）式に変換できる。
【００２７】
Ｂｚ＝ＬｚＪ                                                ・・・（３）
【００２８】
（３）式において、ＢｚはＭ×１の列ベクトルを、ＬｚはＭ×３Ｎのリードフィールド行列を表している。通常、リードフィールド行列Ｌｚは、各ＳＱＵＩＤ磁束計の検出感度によって決定されるものであって、あらかじめ記憶装置に記憶されて演算処理の際には適宜記憶装置から読み出される。すなわち、この（３）式によれば、電流分布に対応して仮定された電流ダイポールＪ（ｒ’）と、磁場の法線成分Ｂｚとの関係が規定される。
【００２９】
〔ＣＡＭ解析部〕
図３に示すＣＡＭ解析部８１１は、測定された磁場データに基づいて、特に逆問題を解析することなしに、近似的な電流分布を推定するものである。具体的には、近似的な電流分布は、磁場の法線成分Ｂｚの空間微分から得られる２次元平面上のベクトルを、近似的な電流分布ベクトルＪＣＡＭとして扱うことによって、表現されるものである。
また、ＪＣＡＭに基づいて生成される電流分布画像をＣＡＭ画像という。
【００３０】
ここで、ＣＡＭ解析部８１１が、計測された磁場データに基づいて近似的な電流分布ベクトルＪＣＡＭを算出する手順について説明する。
本実施形態のＣＡＭ解析部８１１においては、ｉ（ｉ＝１，２，・・・，Ｍ）番目の計測点ｒでの磁場の法線成分Ｂｚ，ｉ（ｒ）の空間微分から得られる磁場の接線成分ＢＣＡＭｘ，ｉ（ｒ），ＢＣＡＭｙ，ｉ（ｒ）を、心筋内の近似的な電流分布ベクトルＪＣＡＭｉ（ｒ）として扱う。
従って、ＪＣＡＭｉ（ｒ）を構成するｘ成分ＪＣＡＭｘ，ｉ（ｒ）およびｙ成分ＪＣＡＭｙ，ｉ（ｒ）は、それぞれ、次の（４）式および（５）式から求めることができる。
【００３１】
ＪＣＡＭｘ，ｉ（ｒ）＝ＢＣＡＭｙ，ｉ（ｒ）＝ｄＢｚ，ｉ（ｒ）／ｄｙ  ・・・（４）
ＪＣＡＭｙ，ｉ（ｒ）＝ＢＣＡＭｘ，ｉ（ｒ）＝−ｄＢｚ，ｉ（ｒ）／ｄｘ・・・（５）
【００３２】
また、近似的な電流分布ベクトルの大きさ｜ＪＣＡＭｉ（ｒ）｜は、（４）式および（５）式を用いて次の（６）式により導出される。
【００３３】
｜ＪＣＡＭｉ（ｒ）｜＝√（（ＪＣＡＭｘ，ｉ（ｒ））２＋（ＪＣＡＭｙ，ｉ（ｒ））２）  ・・・（６）
【００３４】
なお、（４）式および（５）式から明らかなように、ＣＡＭ解析部８１１により求められる近似的な電流分布ベクトルＪＣＡＭの単位はＴ／ｍであって、電流値の物理量を示すものではない。
そして、ＣＡＭ解析部８１１により算出されたＪＣＡＭは、磁場電流換算直線生成部８１３および電流値算出部８１４に出力される。
【００３５】
〔電流源深さ推定部〕
電流源深さ推定部８１２は、ＳＱＵＩＤ磁束計の計測面から電流源までの電流源深さｚｄを推定するものである。電流源深さｚｄを推定する手段の一例として、本実施形態では、ダイポール推定法を適用している。
【００３６】
ダイポール推定法とは、生体内の電気生理学的活動を１つのダイポール（電流源に相当する）で代表させ、そのダイポール座標（ｘｄ，ｙｄ，ｚｄ）、向きθおよびモーメントＱを推定する方法であって、次の（７）式を最小とする最適化問題に帰着する。
【００３７】
Ｆ１（ｘｄ，ｙｄ，ｚｄ，θ，Ｑ）＝
Σ（Ｂｚ，ｉ−ＱＬｉ（ｘｄ，ｙｄ，ｚｄ，θ））２／Σ（Ｂｚ，ｉ）２・・・（７）
【００３８】
（７）式において、Ｂｚ，ｉ（ｉ＝１，２，・・・，Ｍ）は生体磁場計測装置１の各ＳＱＵＩＤ磁束計で計測された所定時刻ｔ２での磁場の法線成分、ＬｉはＢｉｏｔ−Ｓａｖａｒｔの法則により導かれる係数を表している。また、分子および分母のΣは、複数のＳＱＵＩＤ磁束計に対応するｉ＝１〜Ｍの加算を表す。特に、ダイポール推定に用いる所定時刻ｔ２は、心筋内の電気活動が局所的である、ｐ波またはＱ波の初期時刻であることが好ましい。このように、ダイポール推定法を用いることで、測定した磁場データに基づいて、電流源である洞結節近辺の局所的な心筋興奮部位を比較的に精度よく推定できる。
そして、電流源深さ推定部８１２により推定された電流源深さｚｄは、電流値算出部８１４に出力される。
【００３９】
〔磁場電流換算直線生成部〕
磁場電流換算直線生成部８１３は、ＣＡＭ解析部８１１により算出された近似的な電流分布ベクトルＪＣＡＭと、磁場電流換算直線生成部８１３における生体磁場逆問題解析により推定される電流分布ベクトル（後記するＪＭＮＭＴＲに対応する）とを比較することにより、ＪＣＡＭを電流値に換算する磁場電流換算直線を生成するものである。
ここで、磁場電流換算直線生成部８１３は、逆問題解析部８１３ａと、電流分布比較部８１３ｂと、ＪＣＡＭ−ＪＭＮＭＴＲ相関図生成部８１３ｃ（第２，第５，第６，第８，第１１，第１２の演算手段）８１３ｃと、電流源深さ−換算係数相関図生成部８１３ｄ（第１４，第１６の演算手段）８１３ｄとを含んで構成される。また、逆問題解析部８１３ａと電流分布比較部８１３ｂとを組み合わせたものは、第４，第１０の演算手段に対応する。
【００４０】
（逆問題解析部）
逆問題解析部８１３ａは、測定された磁場データに基づいて、生体磁場逆問題解析を行うことによって、生体内の電流分布を求めるものである。
具体的には、逆問題解析部８１３ａにより推定される電流分布は、電流分布ベクトルＪＭＮＭＴＲとして表現される。
また、ＪＭＮＭＴＲに基づいて生成される電流分布画像をＭＮＭＴＲ画像という。ＪＭＮＭＴＲの詳細な説明は後記する。
【００４１】
逆問題解析部８１３ａが生体磁場逆問題を解析する手法は特に限定しないが、まず、最小二乗法（Ｍｉｎｉｍｕｍ−Ｎｏｒｍ  Ｍｅｔｈｏｄ：以下、略して「ＭＮＭ」という）を適用して解析する場合について説明する。ＭＮＭは、逆問題解析の代表的な手法の一つであり、磁場の測定値と計算値との二乗誤差を最小とすることにより、心筋内の電流分布を推定する方法である。
すなわち、ＭＮＭにおいて、心筋内の電流分布は次の（８）式に示す評価関数Ｆを最小とするように決定される。
【００４２】
Ｆ＝｜｜Ｂｚ−Ｂｚｍｅｓ｜｜２                                    ・・・（８）
【００４３】
（８）式において、Ｂｚは法線成分磁場の計算値、Ｂｚｍｅｓは法線成分磁場の測定値に対応する。そして、｜｜・｜｜はユークリッドノルムを表している。ここで、（３）式を利用すると、（８）式のＦを最小とする２次元の電流分布ベクトルＪＭＮＭは、次の（９）式により推定される。
【００４４】
ＪＭＮＭ＝（ＬｚＴＬｚ）−１ＬｚＢｚｍｅｓ                        ・・・（９）
【００４５】
ところが、（９）式のＪＭＮＭの解を一意に求めることは困難である。これは、（９）式に用いられる行列ＬｚＴＬｚの条件数が大きいために、その逆行列から得られる電流分布ベクトルＪＭＮＭに測定磁場の雑音や数値誤差が大きく混入することに起因する。このように、解を一意に決定できない問題は逆問題固有の性質であり、逆問題の不適切性と呼ばれる。
【００４６】
そこで、本実施形態においては、このような逆問題解析における問題点を改善するために、ＭＮＭにＴｉｋｈｏｎｏｖの正則化法を組み合わせて逆問題を解析する。Ｔｉｋｈｏｎｏｖの正則化法とは、逆問題解析に用いられる残差項に安定化項（正則化項）を加えることで、逆問題の不適切性を改善する方法である。以下において、Ｔｉｋｈｏｎｏｖの正則化法を組み合わせたＭＮＭをＭＮＭＴＲと記載し、ＭＮＭＴＲにより求められる２次元の電流分布ベクトルをＪＭＮＭＴＲと記載する。
すなわち、ＭＮＭＴＲにおいて、心筋内の電流分布ベクトルＪＭＮＭＴＲは次の（１０）式に示す評価関数Ｆを最小とするように推定される。
【００４７】
Ｆ＝｜｜Ｂｚ（ＪＭＮＭＴＲ）−Ｂｚｍｅｓ｜｜２＋α｜｜ＲＪＭＮＭＴＲ｜｜  ・・・（１０）
【００４８】
（１０）式において、αは正則化パラメータと呼ばれる係数（正の定数）、Ｒは安定化行列と呼ばれる３Ｎ×３Ｎの行列である。ここで、（３）式を利用すると、（１０）式のＦを最小とする２次元の電流分布ベクトルＪＭＮＭＴＲは、次の（１１）式により推定される。
【００４９】
ＪＭＮＭＴＲ＝（ＬｚＴＬｚ＋αＲＴＲ）−１ＬｚＢｚｍｅｓ          ・・・（１１）
【００５０】
（１１）式において、安定化行列Ｒには、例えば、単位行列Ｉを用いることができる。また、正則化パラメータαを求める方法としては、Ｇｅｎｅｒａｌｉｄ  ｃｒｏｓｓ  ｖａｌｉｄａｔｉｏｎ法やＬ−ｃｕｒｖｅ法等が提案されている。
なお、本実施形態においては、逆問題解析方法としてＭＮＭＴＲを用いたが、その他の解析方法（例えば、前記したＬｅｖｅｎｂｅｒｇ−Ｍａｒｑｕｒｔｄｔ法やウィナーフィルタ法等）を使用した場合も、ＭＮＭＴＲと同様の結果を得ることができる。
そして、逆問題解析部８１３ａにより推定された電流分布ベクトルＪＭＮＭＴＲは、電流分布比較部８１３ｂに出力される。
【００５１】
（電流分布比較部）
前記したように、逆問題解析部８１３ａにおいて、生体磁場逆問題を解析することによって、ＪＭＮＭＴＲが推定される。しかしながら、このような逆問題解析方法を用いた場合であっても、安定的に正則化パラメータαを求めることができるわけではない。従って、ＪＭＮＭＴＲも常に適切な値が推定されるわけではない。
【００５２】
そこで、電流分布比較部８１３ｂは、ＪＣＡＭとＪＭＮＭＴＲの分布パターンを比較することによって、適切なＪＭＮＭＴＲを決定する。また、適切なＪＭＮＭＴＲが決定されることによって、おのずと、適切な正則化パラメータαも決定されることとなる。
ここで、ＪＣＡＭとＪＭＮＭＴＲの分布パターンを比較するため、ＪＭＮＭＴＲの離散数Ｎと、ＪＣＡＭの座標点数Ｍは同じとする。
このとき、電流分布比較部８１３ｂは、次の（１２）式に示す評価関数ＲＥｍｃｇを小さくするようにＪＭＮＭＴＲを決定する。
【００５３】
ＲＥｍｃｇ＝｜｜ＪＣＡＭｘ−ＪＭＮＭＴＲｘ｜｜２／｜｜ＪＭＮＭＴＲｘ｜｜２
＋｜｜ＪＣＡＭｙ−ＪＭＮＭＴＲｙ｜｜２／｜｜ＪＭＮＭＴＲｙ｜｜２  ・・・（１２）
【００５４】
（１２）式において、ＪＣＡＭｘおよびＪＣＡＭｙは近似的な電流分布ベクトルＪＣＡＭのｘ成分およびｙ成分の分布を、ＪＭＮＭＴＲｘおよびＪＭＮＭＴＲｙは電流分布ベクトルＪＭＮＭＴＲのｘ成分およびｙ成分の分布を表している。ＪＣＡＭｘ，ＪＣＡＭｙ，ＪＭＮＭＴＲｘおよびＪＭＮＭＴＲｙは，いずれもＭ×１の列ベクトルである。ここで、ＪＣＡＭｘ，ＪＣＡＭｙ,ＪＭＮＭＴＲｘおよびＪＭＮＭＴＲｙは、各分布の最大強度で規格化した値である。
【００５５】
なお、電流分布のパターンを比較するためのＪＣＡＭとＪＭＮＭＴＲは、必ずしも測定した磁場データに基づいて算出される必要はない。例えば、数値シミュレーションにおいて、仮定した電流ダイポールＪ（ｒ’）に数値を設定し、この設定した電流ダイポールＪ（ｒ’）から算出されるＪＣＡＭとＪＭＮＭＴＲの分布パターンを、それぞれ設定した電流ダイポールＪ（ｒ’）の分布パターンと比較することによっても評価することができる。
具体的には、数値シミュレーションにおいて、ＪＣＡＭとＪＭＮＭＴＲの分布パターンと、設定した電流ダイポールＪ（ｒ’）の分布パターンとは、次の（１３）式に従って比較される。
【００５６】
ＲＥｓｉｍ＝（｜｜ＪＣＡＬｘ−ＪＴＲＵＥｘ｜｜２／｜｜ＪＴＲＵＥｘ｜｜２
＋｜｜ＪＣＡＬｙ−ＪＴＲＵＥｙ｜｜２／｜｜ＪＴＲＵＥｙ｜｜２）  ・・・（１３）
【００５７】
（１３）式において、ＪＴＲＵＥｘおよびＪＴＲＵＥｙは数値シミュレーションで設定した電流ダイポールＪ（ｒ’）のｘ成分およびｙ成分の分布を、ＪＣＡＬｘおよびＪＣＡＬｙは電流分布ベクトルＪＣＡＭまたはＪＭＮＭＴＲのｘ成分およびｙ成分の分布を表している。ＪＴＲＵＥｘ，ＪＴＲＵＥｙ，ＪＣＡＬｘおよびＪＣＡＬｘは、いずれもＭ×１の列ベクトルである。ここで、ＪＴＲＵＥｘ，ＪＴＲＵＥｙ，ＪＣＡＬｘおよびＪＣＡＬｙは、各分布の最大強度で規格化した値である。
【００５８】
すなわち、数値シミュレーションにおいては、（１３）式を用いて、電流ダイポールＪ（ｒ’）とＪＣＡＭの分布パターンの比較をＲＥｓｉｍとして算出し、同様に、（１３）式を用いて、電流ダイポールＪ（ｒ’）とＪＭＮＭＴＲの分布パターンの比較をＲＥｓｉｍとして算出し、それぞれのＲＥｓｉｍの値を比較することによって、間接的にＪＣＡＭの分布パターンと、ＪＭＮＭＴＲの分布パターンとを比較することができる。この数値シミュレーションを用いた電流分布のパターンの比較は、後記する実施例１でさらに詳細に説明する。
【００５９】
また、電流分布のパターンの比較を、（１２）式や（１３）式を用いて行う場合を説明したが、生成された電流分布画像における輝度や輪郭の比較によって電流分布のパターンが近似しているかどうかを評価することもできる。この場合にも、ＪＣＡＭと近似する分布パターンを形成するＪＭＮＭＴＲが、適切なＪＭＮＭＴＲとして採用される。
【００６０】
そして、電流分布比較部８１３ｂにより決定された適切なＪＭＮＭＴＲは、ＪＣＡＭ−ＪＭＮＭＴＲ相関図生成部８１３ｃに出力される。
【００６１】
（ＪＣＡＭ−ＪＭＮＭＴＲ相関図生成部)
ＪＣＡＭ−ＪＭＮＭＴＲ相関図生成部８１３ｃは、複数の時点ｔｎにおける、ＪＣＡＭとＪＭＮＭＴＲの最大値を抽出して相関図を生成し、さらに、その回帰直線を生成するものである。
【００６２】
ここで、ＪＣＡＭ−ＪＭＮＭＴＲ相関図生成部８１３ｃが、回帰直線を生成する手順を説明する。
まず、ＪＣＡＭ−ＪＭＮＭＴＲ相関図生成部８１３ｃは、複数の解析時刻（時点ｔｎ）を決定する。なお、時点ｔｎとしては，ｐ波，ＱＲＳ波，Ｔ波の各１０点程度を使用することが好ましい。
次に、ＪＣＡＭ−ＪＭＮＭＴＲ相関図生成部８１３ｃは、複数の時点ｔｎでの電流分布ベクトルＪＣＡＭおよびＪＭＮＭＴＲの大きさの最大値を抽出する。この最大値とは、例えば、ＣＡＭ画像やＭＮＭＴＲ画像内に描画される６４本のベクトルの中で、それぞれ最も長いベクトルの大きさに該当する。
【００６３】
そして、ＪＣＡＭ−ＪＭＮＭＴＲ相関図生成部８１３ｃは、複数の時点ｔｎでのＪＣＡＭとＪＭＮＭＴＲの大きさの最大値の相関図を生成する。このとき、ＪＣＡＭとＪＭＮＭＴＲの大きさの最大値は、正の強い相関を示す。
そこで、ＪＣＡＭ−ＪＭＮＭＴＲ相関図生成部８１３ｃは、生成されたＪＣＡＭ−ＪＭＮＭＴＲ相関図において、回帰直線を生成する。ここで、この回帰直線の傾きを「換算係数」と言う。回帰直線の傾きの値の単位は、（Ａ・ｍ）／（Ｔ／ｍ）である。
【００６４】
このように、同一の測定対象（一定の電流源深さ）におけるＪＣＡＭとＪＭＮＭＴＲの大きさの最大値に基づいて算出される換算係数は、同一の測定対象で測定されたＪＣＡＭ（Ｔ／ｍ）を電流値（Ａ・ｍ）に換算する際に適用することができる。
【００６５】
このように、ＪＣＡＭ−ＪＭＮＭＴＲ相関図生成部８１３ｃにより算出される換算係数を用いれば、近似的な電流分布を表すＪＣＡＭを電流値に換算することができる。しかしながら、同一の測定対象の測定データから生成される換算係数は、その測定対象にのみ適用されるものであって、他の測定対象に適用することはできない。
【００６６】
そこで、このような換算係数の適用対象を一般化するために、ＪＣＡＭ−ＪＭＮＭＴＲ相関図生成部８１３ｃは、複数の測定対象（複数の電流源深さｚｄ）からの測定データに基づいて、複数のＪＣＡＭ−ＪＭＮＭＴＲ相関図を生成し、それぞれの相関図において複数の磁場電換算係数（回帰直線の傾き）を算出する。ＪＣＡＭ−ＪＭＮＭＴＲ相関図生成部８１３ｃは、この複数の換算係数を、電流源深さ−換算係数相関図生成部８１３ｄに出力する。
【００６７】
（電流源深さ−換算係数相関図生成部）
電流源深さ−換算係数相関図生成部８１３ｄは、複数の電流源深さｚｄと、それぞれの電流源深さｚｄに対応する換算係数との相関図を生成し、さらに、その回帰直線を生成するものである。
【００６８】
ここで、電流源深さ−換算係数相関図生成部８１３ｄが、回帰直線を生成する手順を説明する。
まず、電流源深さ−換算係数相関図生成部８１３ｄは、複数の電流源深さｚｄと、それぞれの電流源深さｚｄに対応する換算係数との相関図を生成する。このとき、電流源深さｚｄと換算係数とは、負の強い相関を示す。
そこで、電流源深さ−換算係数相関図生成部８１３ｄは、生成された電流源深さ−換算係数相関図において、回帰直線を生成する。ここで、この回帰直線を「磁場電流換算直線」と言う。
【００６９】
このように、複数の測定対象（複数の電流源深さｚｄ）と、それぞれの電流源深さｚｄに対応する換算係数に基づいて生成される磁場電流換算直線は、どのような電流源深さｚｄの測定対象であっても、ＪＣＡＭ（Ｔ／ｍ）から電流値（Ａ・ｍ）に換算する際に適用することができる。
【００７０】
そして、電流源深さ−換算係数相関図生成部８１３ｄにより生成された磁場電流換算直線は、演算装置８の図示しない記憶手段に記憶され、適宜、電流値算出部８１４により読み出される。この図示しない記憶手段は、一般に使用されるメモリやハードディスク装置によって実現することができる。また、この記憶手段には、磁場電流換算直線を記憶するだけでなく、ＪＣＡＭ−ＪＭＮＭＴＲ相関図生成部８１３ｃで生成された相関図や回帰直線を記憶したり、また、特定の測定対象（特定の電流源深さｚｄ）に対応した換算係数等をあらかじめ抜粋して記憶しておき、適宜読み出して演算処理に利用することもできる。
【００７１】
〔電流値算出部〕
電流値算出部８１４は、磁場電流換算直線に基づいて、電流源深さｚｄに対応する換算係数を抽出し、この換算係数をＪＣＡＭに乗算することによって電流値を算出するものである。
【００７２】
ここで、図面を参照して、電流値算出部８１４が、電流値を算出する手順を説明する。図５は、磁場電流換算直線の一例を示す図である。
まず、電流値算出部８１４は、記憶手段から磁場電流換算直線１００を読み出す。
そして、電流値算出部８１４は、磁場電流換算直線１００に基づいて、電流源深さ推定部８１２により推定された電流源深さｚｄに対応する換算係数を抽出する。例えば、図５において、電流源深さｚｄが−０．１０ｍのときには、換算係数はおよそ１２００（Ａ・ｍ／Ｔ／ｍ）である。
そして、電流値算出部８１４は、電流源深さｚｄに対応して抽出された換算係数を、ＣＡＭ解析部８１１により算出されたＪＣＡＭに乗算することによって、電流値を算出する。このとき算出された電流値の単位は（Ａ・ｍ）であって、電流値の物理量を示すものである。
そして、電流値算出部８１４は、ＪＣＡＭから変換された電流値を、電流分布画像生成部８１５に出力する。
【００７３】
〔電流分布画像生成部〕
電流分布画像生成部８１５は、ＪＣＡＭから変換された電流値に基づいて、ＣＡＭ画像を生成し、表示装置９に表示させるものである。
電流分布画像生成部８１５が生成するＣＡＭ画像の様式は、従来のＣＡＭで生成されるＣＡＭ画像と同様に、２次元平面上にベクトルで描画されたものであることが好ましい。また、電流分布画像生成部８１５は、ＪＣＡＭから変換された電流値に基づいてＣＡＭ画像を生成するだけでなく、電流値に変換される前のＪＣＡＭや、ＪＭＮＭＴＲに基づいて、電流分布画像を生成する演算処理を行うこともできる。
【００７４】
＜電流分布算出方法＞
次に、図６ないし図７を参照して、本実施形態の生体磁場計測装置１を用いて、ＪＣＡＭを電流値に換算して電流分布を算出する方法について説明する。
【００７５】
図６は、ＪＣＡＭを電流値に換算して電流分布を算出する場合の生体磁場計測装置１の全体動作を示すフローチャートである。
まず、生体磁場計測装置１のＳＱＵＩＤ磁束計は、法線成分の心臓磁場Ｂｚを計測する（ステップＳ１０）。
次に、生体磁場計測装置１の演算装置８は、ＣＡＭ解析部８１１によって、任意の時点ｔ１における法線成分の磁場Ｂｚから接線方向の変化量（ＪＣＡＭに相当する）を計算する（ステップＳ２０）。
そして、生体磁場計測装置１の演算装置８は、電流源深さ推定部８１２によって、所定時刻ｔ２におけるダイポール座標を計算し、ＳＱＵＩＤ磁束計の計測面から電流源までの電流源深さｚｄを取得する（ステップＳ３０）。なお、前記したように、所定時刻ｔ２は、ｐ波またはＱ波の初期時刻であることが好ましい。
そして、生体磁場計測装置１の演算装置８は、磁場電流換算直線生成部８１３によって、磁場電流換算直線１００を生成（記憶）する（ステップＳ４０）。
そして、生体磁場計測装置１の演算装置８は、電流値算出部８１４によって、磁場電流換算直線１００から電流源深さｚｄに対応する換算係数を抽出する（ステップＳ５０）。
そして、生体磁場計測装置１の演算装置８は、電流値算出部８１４によって、ＪＣＡＭに換算係数を乗算することによって、電流値を算出する（ステップＳ６０）。
そして、生体磁場計測装置１の演算装置８は、電流分布画像生成部８１５によって、ＪＣＡＭから変換された電流値に基づいて、ＣＡＭ画像を生成する（ステップＳ７０）。
そして、生体磁場計測装置１の演算装置８は、電流分布画像生成部８１５によって、生成されたＣＡＭ画像を表示装置９に出力する（ステップＳ８０）。
【００７６】
以下、ステップＳ４０の磁場電流換算直線１００の生成処理について詳細に説明する。
図７は、磁場電流換算直線１００の生成処理（ステップＳ４０）を詳細に説明するためのフローチャートである。
まず、磁場電流換算直線生成部８１３は、逆問題解析部８１３ａによって、測定した磁場データに基づいて、逆問題解析処理を行い、電流分布ベクトルＪＭＮＭＴＲを推定する（ステップＳ４１）。
次に、磁場電流換算直線生成部８１３は、電流分布比較部８１３ｂによって、ＪＣＡＭとＪＭＮＭＴＲの分布パターンを比較し、適切なＪＭＮＭＴＲを算出する（ステップＳ４２）。
そして、磁場電流換算直線生成部８１３は、ＪＣＡＭ−ＪＭＮＭＴＲ相関図生成部８１３ｃによって、複数の解析時刻（時点ｔｎ）を決定する（ステップＳ４３）。なお、複数の時点ｔｎとして、Ｐ波，ＱＲＳ波，Ｔ波の各１０点程度を使用することが好ましい。
そして、磁場電流換算直線生成部８１３は、ＪＣＡＭ−ＪＭＮＭＴＲ相関図生成部８１３ｃによって、複数の時点ｔｎにおけるＪＣＡＭとＪＭＮＭＴＲの大きさの最大値を抽出する（ステップＳ４４）。
そして、磁場電流換算直線生成部８１３は、ＪＣＡＭ−ＪＭＮＭＴＲ相関図生成部８１３ｃによって、ＪＣＡＭとＪＭＮＭＴＲの大きさの最大値の相関図を生成し、回帰直線を生成する（ステップＳ４５）。なお、前記したように、この回帰直線の傾きを「換算係数」という。
そして、磁場電流換算直線生成部８１３は、電流源深さ−換算係数相関図生成部８１３ｄによって、複数の電流源深さｚｄと、それぞれの電流源深さｚｄに対応する換算係数との相関図を生成し、回帰直線を生成する（ステップＳ４６）。なお、前記したように、この回帰直線を「磁場電流換算直線」という。
そして、磁場電流換算直線生成部８１３は、電流源深さ−換算係数相関図生成部８１３ｄによって、生成された磁場電流換算直線１００を記憶手段に記憶させる（ステップＳ４７）。なお、前記したように、記憶手段に記憶された磁場電流換算直線１００は、電流値算出部８１４がＪＣＡＭから電流値を算出する際に適宜読み出されて、演算処理に利用される。
【００７７】
＜表示画面例＞
図８は、生体磁場計測装置１の表示装置９に表示される表示画面の一例を示す図である。
表示装置９の表示画面４８には、複数のＳＱＵＩＤ磁束計により計測された経時的な磁場波形を表示する磁場波形表示欄４９と、ＪＣＡＭに基づいて生成されたＣＡＭ画像６８を表示するＣＡＭ表示欄５０とを含んで表示される。また、表示画面４８には、磁場波形表示欄４９に表示される磁場波形の表示条件を入力するための磁場波形表示条件入力欄５１と、以下、ＣＡＭ表示欄５０に表示されるＣＡＭ画像６８に関して、ＪＣＡＭを算出する演算条件を入力するためのＣＡＭ演算条件入力欄５２と、ＣＡＭ画像６８の表示条件を入力するためのＣＡＭ表示条件入力欄５３と、ＪＣＡＭから電流値に換算する演算条件を入力するための電流値演算条件入力欄５４とを含んで表示される。
【００７８】
磁場波形表示欄４９には、心臓磁場波形６０と、磁場波形表示条件入力欄５１における入力に対応して表示されるバー６１と、心臓磁場波形６０の表示時間幅に対応するスクロールバー６２が表示される。
【００７９】
ＣＡＭ表示欄５０には、ＣＡＭ画像６８と、表示されるＣＡＭ画像６８の近似的な電流強度値（ＪＣＡＭの大きさ）に対応したカラーバー６９と、カラーバー６９の最大値表示７０と、カラーバー６９の最小値表示７１が表示される。
【００８０】
磁場波形表示条件入力欄５１は、表示される磁場波形の時間幅を設定する入力フィールド５５と、時間幅のオフセットを設定する入力フィールド５６と、表示される磁場波形の振幅の幅を設定する入力フィールド５７と、振幅の幅のオフセットを設定する入力フィールド５８と、これらの入力フィールド５５〜５８の設定を磁場波形表示欄４９に反映させる実行ボタン５９を有している。
【００８１】
ＣＡＭ演算条件入力欄５２は、計算するＣＡＭ画像６８の枚数（マップ数）を設定する入力フィールド６３と、計算するＣＡＭ画像６８の開始時間を設定する入力フィールド６４と、計算するＣＡＭ画像６８の時間間隔を設定する入力フィールド６５と、これらの入力フィールド６３〜６５の設定値に従いＪＣＡＭを計算し、ＣＡＭ画像６８をＣＡＭ表示欄５０に表示させる実行ボタン６６と、入力フィールド６３〜６５の設定値をクリアするクリアボタン６７を有している。
【００８２】
ＣＡＭ表示条件入力欄５３は、ＣＡＭ画像６８のカラーマップの最大値表示７０を設定する入力フィールド７２と、ＣＡＭ画像６８のカラーマップの最小値表示７１を設定する入力フィールド７３と、これらの入力フィールド７２，７３の設定をＣＡＭ表示欄５０に反映させる実行ボタン７４を有している。
【００８３】
電流値演算条件入力欄５４は、計測面からの心臓の深さ、つまり、ＳＱＵＩＤ磁束計の計測面から心臓までの電流源深さｚｄを設定する入力フィールド７５と、ＪＣＡＭを電流値へ換算する際に利用する換算直線（標準直線、個別直線）を選択するラジオボタン（演算選択ボタン）７６，７７と、ラジオボタン７６，７７で選択された換算直線を計算して表示させる表示ボタン７８と、入力フィールド７５，ラジオボタン７６，７７の設定に従い、ＪＣＡＭを電流値へ換算する実行ボタン７９と、入力フィールド７５，ラジオボタン７６，７７の設定をキャンセルするキャンセルボタン８０を有している。
なお、図中にラジオボタン７６で示す標準直線とは、磁場電流換算直線１００に相当し、ラジオボタン７７で示す個別直線とは、所定の電流源深さｚｄにおいて生成されたＪＣＡＭ−ＪＭＮＭＴＲ相関図の回帰直線に相当する。また、図８では選択された換算直線（標準直線、個別直線）は示されていないが、適宜表示されるものとする。
【００８４】
図９は、ＣＡＭ表示欄５０に、電流値に換算後のＣＡＭ画像６８が表示された場合の表示画面４８である。図９に示すように、電流値演算条件入力欄５４の実行ボタン７９を押した後、ＣＡＭ表示欄５０に電流値へ換算後のＣＡＭ画像６８が表示される。また、カラーバー６９の最大値表示７０と、カラーバーの最小値表示７１は、それぞれ、電流値の最大値と最小値の表示に変更される。このとき、カラーバーの単位も、図８のＴ／ｍから物理的な電流の単位（Ａ・ｍ）の表示に変更される。
また、ＣＡＭ表示欄５０に電流値へ換算されたＣＡＭ画像６８が表示されているときに、電流値演算条件入力欄５４のキャンセルボタン８０を押すと、電流値に換算前のＣＡＭ画像６８が再度表示される。
【００８５】
なお、図８および図９では、電流値に換算前のＣＡＭ画像と換算後のＣＡＭ画像とを、入力に応じて順次表示させる構成としているが、両者を同一画面内に表示させる画面構成としてもよい。
【００８６】
以上によれば、本実施形態において、次のような効果を得ることができる。
近似的な電流分布を表すＪＣＡＭに換算係数を乗算することによって、電流値として電流分布を算出することができる。さらに、換算係数を算出する手段を設けた構成であるため、換算係数があらかじめ記憶されていなくても、測定データに基づいて新たに換算係数を算出し、ＪＣＡＭを電流値に換算することができる。
また、磁場電流換算直線１００を利用することによって、どのような電流源深さｚｄの測定対象であっても、ＪＣＡＭ（Ｔ／ｍ）から電流値（Ａ・ｍ）に換算することができる。さらに、換算係数と電流源深さｚｄとを対応させた磁場電流換算直線１００を生成する手段（磁場電流換算直線生成部８１３）を設けた構成であるため、磁場電流換算直線１００があらかじめ記憶されていなくても、測定データに基づいて新たに磁場電流換算直線１００を生成し、電流源深さｚｄに対応した換算係数を抽出することができる。
すなわち、ひとたび磁場電流換算直線１００が生成されれば、本実施形態の生体磁場計測装置１を用いて、電流源深さｚｄの異なる複数の測定対象のＪＣＡＭを電流値に換算することができる。
【００８７】
なお、本実施形態は前記実施形態に限定されるものではなく、その技術思想のおよぶ範囲で様々の変更実施を行うことができる。
【００８８】
本実施形態においては、ＪＣＡＭ−ＪＭＮＭＴＲ相関図生成部８１３ｃが、複数の時点ｔｎでのＪＣＡＭとＪＭＮＭＴＲの大きさの最大値に基づいて相関図を生成したが、本発明の技術的思想の範囲は、ＣＡＭにより推定される近似的な電流分布と生体磁場逆問題解析により推定される電流分布とを比較することによって、適切な電流分布を求めるものであって、必ずしも前記した換算係数・磁場電流換算直線の生成方法に限定されるものではない。例えば、複数の時点ｔｎでのＪＣＡＭとＪＭＮＭＴＲの大きさの平均値に基づいて相関図を生成することもできる。
【００８９】
＜近似的な電流分布ベクトル算出処理に関する変形例＞
また、本実施形態においては、ｘｙ面に垂直なｚ方向の磁場成分Ｂｚを測定し、空間微分することによって、ｘｙ方向に並行なｘ方向の磁場成分Ｂｘとｙ方向の磁場成分Ｂｙとを算出する構成としたが、近似的な電流分布ベクトルＪＣＡＭとして、ｘ方向の磁場成分Ｂｘとｙ方向の磁場成分Ｂｙとを求めることができれば、その方法は特に限定しない。
【００９０】
ここで、生体磁場のｘｙ面に平行なｘ方向の磁場成分Ｂｘおよびｙ方向の磁場成分Ｂｙの時間変化を検出するＳＱＵＩＤ磁束計を使用する場合のＪＣＡＭの算出方法を説明する。ｉ（ｉ＝１，２，・・・，Ｍ）番目の計測点ｒでのｘ方向の磁場線分Ｂｘ，ｉ（ｒ）およびｙ方向の磁場成分Ｂｙ，ｉ（ｒ）を用いると、ＪＣＡＭは次の（１４）式，（１５）式から計算できる。
【００９１】
ＪＣＡＭｘ，ｉ（ｒ）＝Ｂｙ，ｉ（ｒ）                              ・・・（１４）
ＪＣＡＭｙ，ｉ（ｒ）＝−Ｂｘ，ｉ（ｒ）                            ・・・（１５）
【００９２】
なお、近似的な電流分布ベクトルの大きさ｜ＪＣＡＭｉ（ｒ）｜は（６）式と同様の計算から求めることができる。
【００９３】
＜電流源深さ推定部に関する変形例＞
また、本実施形態においては、データ処理部８１に電流源深さ推定部８１２を設け、測定した磁場データに基づいてダイポール推定を行うことによって電流源深さｚｄを推定したが、電流源深さｚｄを求めることができれば、生体磁場計測装置１はどのような構成であってもよい。電流源深さ推定部８１２の代わりに、例えば、従来公知の核磁気共鳴イメージング装置、Ｘ線ＣＴ装置、または、超音波撮像装置を併設することにより、容易に電流源深さｚｄを推定することができる。
【００９４】
核磁気共鳴イメージング装置、Ｘ線ＣＴ装置または超音波撮像装置の測定結果から、電流源深さｚｄを求める場合には、まず、核磁気共鳴イメージング装置、Ｘ線ＣＴ装置または超音波撮像装置の測定結果を用いて、体表面から心臓までの距離を計算する。次に、心磁計測の際に測定した心磁計の計測面から体表面までの距離と、体表面から心臓までの距離とを足し合わせ、心磁計の計側面から心臓までの距離（電流源深さｚｄ）を求める。
【００９５】
なお、図示しないが、実際にこの変形例に沿って電流源深さｚｄを測定した場合には、ＱＲＳ波最大の電流値が、６．８５×１０−１０  Ａ・ｍであった。一方で、本実施形態のダイポール推定に基づいて電流源深さｚｄを推定した場合には、ＱＲＳ波最大の電流値が、６．６６×１０−１０  Ａ・ｍであって、ほぼ同一の値を示した。
本発明の生体磁場計測装置によれば、電流源深さｚｄの推定方法に関わらず、適切な電流値を求めることができる。
【００９６】
＜電流分布算出方法の変形例＞
また、本実施形態においては、近似的な電流分布を表すＪＣＡＭを電流値に換算して電流分布を算出したが、本発明の技術的思想の範囲は、ＣＡＭにより推定される近似的な電流分布と生体磁場逆問題解析により推定される電流分布とを比較することによって、適切な電流分布を求めるものであって、必ずしも前記した電流分布算出方法に限定されるものではない。
ここで、図１０を参照して、本実施形態の生体磁場計測装置１を用いて、ＪＭＮＭＴＲとして電流分布を算出する方法について説明する。
【００９７】
図１０は、ＪＭＮＭＴＲとして電流分布を算出する場合の生体磁場計測装置１の全体動作を示すフローチャートである。
まず、生体磁場計測装置１のＳＱＵＩＤ磁束計は、法線成分の心臓磁場Ｂｚを計測する（ステップＳ１１０）。
次に、生体磁場計測装置１の演算装置８は、ＣＡＭ解析部８１１によって、任意の時点ｔ１における法線成分の磁場Ｂｚから接線方向の変化量（ＪＣＡＭに相当する）を計算する（ステップＳ１２０）。
そして、生体磁場計測装置１の演算装置８は、電流源深さ推定部８１２によって、所定時刻ｔ２におけるダイポール座標を計算し、ＳＱＵＩＤ磁束計の計測面から電流源までの電流源深さｚｄを取得する（ステップＳ１３０）。なお、前記したように、所定時刻ｔ２は、ｐ波またはＱ波の初期時刻であることが好ましい。
そして、生体磁場計測装置１の演算装置８は、逆問題解析部８１３ａによって、電流源深さｚｄにおける逆問題解析処理を行い、ＪＭＮＭＴＲを推定する（ステップＳ１４０）。なお、この逆問題解析処理に用いられる正則化パラメータαの初期値α０として、通常１０−１程度の値が採用される。
そして、生体磁場計測装置１の演算装置８は、電流分布比較部８１３ｂによって、ＪＭＮＭＴＲとＪＣＡＭとを用いて、（１２）式を最小とする最適な正則化パラメータαｏｐｔを計算する（ステップＳ１５０）。なお、（１２）式の関数の最小化処理は、滑降シンプレックス法を用いることが好ましい。
そして、生体磁場計測装置１の演算装置８は、逆問題解析部８１３ａによって、最適な正則化パラメータαｏｐｔを用いて最適なＪＭＮＭＴＲを算出する（ステップＳ１６０）。
そして、生体磁場計測装置１の演算装置８は、電流分布画像生成部８１５によって、最適なＪＭＮＭＴＲに基づいて、ＭＮＭＴＲ画像を生成する（ステップＳ１７０）。
そして、生体磁場計測装置１の演算装置８は、電流値算出部８１４によって、生成されたＭＮＭＴＲ画像を表示装置９に出力する（ステップＳ１８０）。
【００９８】
以上示したように、電流分布算出方法の変形例によれば、Ｔｉｋｈｏｎｏｖの正則化法を組み合わせた生体磁場逆問題解析において、最適な正則化パラメータαｏｐｔを、ＣＡＭと生体磁場逆問題解析により推定される電流分布の差で定義される評価関数を最小とするように決定することができる。その結果、最適なＪＭＮＭＴＲを算出することができる。
なお、この電流分布算出方法の変形例で算出された、最適な正則化パラメータαｏｐｔや、最適なＪＭＮＭＴＲを、本実施形態で説明した磁場電流換算直線１００や、ＪＣＡＭ−ＪＭＮＭＴＲ相関図における回帰直線の生成に利用できることはいうまでもない。
【００９９】
＜電流分布算出方法の変形例にともなう表示画面例＞
図１１は、本実施形態の生体磁場計測装置１を用いて、最適なＪＭＮＭＴＲに基づいて生成された電流分布（以下、ＭＮＭＴＲ画像という）を表示する表示画面の一例を示す図である。
図１１に示す表示画面例においては、図８を参照して説明した本実施形態の表示画面例と比較して、ＭＮＭＴＲ画像１６８を表示するＭＮＭＴＲ表示欄１５０と、生体内電流分布演算条件入力欄１５２と、ＭＮＭＴＲ表示条件入力欄１５４とにおいて相違する。従って、重複する部分に関しては説明を省略し、本例において特徴的な部分に関して詳細に説明する。
【０１００】
ＭＮＭＴＲ表示欄１５０は、ＭＮＭＴＲ画像１６８と、表示されるＭＮＭＴＲ画像１６８の電流強度値（ＪＭＮＭＴＲの大きさ）に対応したカラーバー１６９と、カラーバー１６９の最大値表示１７０と、カラーバー１６９の最小値表示１７１が表示される。
【０１０１】
生体内電流分布演算条件入力欄１５２は、計算するＣＡＭ画像６８およびＭＮＭＴＲ画像１６８の枚数（マップ数）を設定する入力フィールド１６３と、計算するＣＡＭ画像６８およびＭＮＭＴＲ画像１６８の開始時間を設定する入力フィールド１６４と、計算するＣＡＭ画像６８およびＭＮＭＴＲ画像１６８の時間間隔を設定する入力フィールド１６５と、ＭＮＭＴＲ画像１６８の計算に使用する計測面からの心臓の深さ、つまり、ＳＱＵＩＤ磁束計の計測面から心臓までの電流源深さｚｄを設定する入力フィールド１７５と、入力フィールド１６３，１６４，１６５，１７５の設定値に従い電流分布ベクトル（ＪＣＡＭおよびＪＭＮＭＴＲ）を計算し、そして、ＣＡＭ画像６８とＭＮＭＴＲ画像１６８をそれぞれＣＡＭ表示欄５０とＭＮＭＴＲ表示欄１５０に表示させる実行ボタン１６６と、入力フィールド１６３，１６４，１６５，１７５の設定値をクリアするクリアボタン１６７を有している。
【０１０２】
ＭＮＭＴＲ表示条件入力欄１５４は、ＭＮＭＴＲ表示欄１５０に表示されるＭＮＭＴＲ画像１６８のカラーマップの最大値表示１７０を設定する入力フィールド１７２と、ＭＮＭＴＲ表示欄１５０に表示されるＭＮＭＴＲ画像１６８のカラーマップの最小値表示１７１を設定する入力フィールド１７３と、入力フィールド１７２，１７３の設定をＭＮＭＴＲ表示欄１５０に反映させる実行ボタン１７９を有している。
【実施例】
【０１０３】
以下、実施例を用いて、前記した実施形態にて説明した本発明の生体磁場計測装置を説明する。
【０１０４】
＜実施例１＞
実施例１は、数値シミュレーションにより適切な正則化パラメータαを決定した実施例である。
具体的には、前記した実施形態において仮定した電流ダイポールＪ（ｒ’）（図４参照）に数値を設定し、設定した電流ダイポールＪ（ｒ’）に基づいて算出されるＪＣＡＭとＪＭＮＭＴＲの分布パターンを比較することにより適切な正則化パラメータαを決定した。
【０１０５】
実施例１の数値シミュレーションでは、まず、図４に示すように、ｚ＝０ｍのｘｙ面１４に、８×８の格子状に計測点１５を配置した。計測点１５の間隔は０．０２５ｍとし、０．１７５ｍ×０．１７５ｍの計測領域を持つ。
【０１０６】
そして、実施例１の数値シミュレーションでは、３つのシミュレーションモデルについて検討する。３つのシミュレーションモデルでは、共通して、半無限平面導体１６中のｚ＝ｚｄのｘｙ面１７（平面Ａ’）上に電流ダイポールＪ（ｒ’）を設定した。
それぞれの３つのシミュレーションモデルにおいて、ＳＱＵＩＤ磁束計の計測面から電流ダイポールＪ（ｒ’）までの電流源深さｚｄは、ｚｄ＝−０．０８ｍ，−０．１０ｍ，−０．１２ｍに設定した。
【０１０７】
図１２は、３つのシミュレーションモデルにおいて、設定した電流ダイポールＪ（ｒ’）のｚ＝ｚｄであるｘｙ面１７上での配置図である。図１２において、（ａ）は、正方領域に４個の電流ダイポール１８を配置したシミュレーションモデル（モデル１）、（ｂ）はＬ字形の領域に１２個の電流ダイポール１９を配置したシミュレーションモデル（モデル２）、（ｃ）は正方領域に連続的に回転する１２個の電流ダイポール２０を配置したシミュレーションモデル（モデル３）である。いずれのシミュレーションモデルにおいても、電流ダイポールＪ（ｒ’）のモーメントを、５．０μＴ・ｍとしている。
また、電流ダイポールＪ（ｒ’）の角度は、（ａ）が１つの方向（４５°）、（ｂ）は２つの方向（０°と９０°）、（ｃ）は４つの方向（０°，９０°，１８０°および２７０°）を持つ。なお、これらの電流方向の角度は、（ｄ）に示す角度定義２１に従っている。
【０１０８】
そして、３つのシミュレーションモデルについて、（３）式から法線方向の磁場Ｂｚ，ｉ（ｒ）を計算した。さらに、法線成分の磁場Ｂｚ，ｉ（ｒ）に基づいて、ＪＣＡＭとＪＭＮＭＴＲとを計算した。なお、ＪＭＮＭＴＲは、正則化パラメータαを１０−１から１０−１６の範囲で変更しながらそれぞれの正則化パラメータαに対応した値を求めた。
【０１０９】
そして、設定した電流ダイポールＪ（ｒ’）の分布パターンと、算出されたＪＣＡＭの分布パターンとの一致度ＲＥｓｉｍを（１３）式に従って算出した。同様に、設定した電流ダイポールＪ（ｒ’）の分布パターンと、算出されたＪＭＮＭＴＲの分布パターンとの一致度ＲＥｓｉｍを（１３）式に従って算出した。
【０１１０】
図１３〜１５は、電流ダイポールＪ（ｒ’）とＪＣＡＭの分布パターンの一致度ＲＥｓｉｍと、電流ダイポールＪ（ｒ’）とＪＭＮＭＴＲの分布パターンの一致度ＲＥｓｉｍとを同時にプロットした図であって、図１３〜１５は、それぞれ、図１２（ａ），（ｂ）および（ｃ）で示したモデル１〜３に対応する。また、図１３〜１５において、横軸は、設定した電流ダイポールＪ（ｒ’）の分布パターンに対して比較した手法（ＣＡＭおよびＭＮＭＴＲ）であって、縦軸は電流ダイポールＪ（ｒ’）と比較した手法との分布パターンの一致度ＲＥｓｉｍである。また、図１３〜１５において、丸（●）２２，三角形（▲）２３および四角形（■）２４は、それぞれ、電流源深さｚｄが、−０．０８ｍ，−０．１０ｍおよび−０．１２ｍの時のＲＥｓｉｍである。
【０１１１】
ここで、図１３に示すように、モデル１の各深さ（ｚｄ＝−０．０８ｍ，−０．１０ｍおよび−０．１２ｍ）における、電流ダイポールＪ（ｒ’）とＪＣＡＭの分布パターンの一致度ＲＥｓｉｍは、それぞれ、２．４３，３．２０および４．０７である。
図１４に示すように、モデル２の各深さ（ｚｄ＝−０．０８ｍ，−０．１０ｍおよび−０．１２ｍ）における、電流ダイポールＪ（ｒ’）とＪＣＡＭの分布パターンの一致度ＲＥｓｉｍは、それぞれ、０．９６，１．２２および１．４８である。
図１５に示すように、モデル３の各深さ（ｚｄ＝−０．０８ｍ，−０．１０ｍおよび−０．１２ｍ）における、電流ダイポールＪ（ｒ’）とＪＣＡＭの分布パターンの一致度ＲＥｓｉｍは、それぞれ、１．８６，２．６０および３．１２である。
【０１１２】
そして、図１３〜１５で示されるように、各シミュレーションモデル、および、各深さにおいて、電流ダイポールＪ（ｒ’）とＪＭＮＭＴＲの分布パターンの一致度ＲＥｓｉｍは、正則化パラメータαが１０−１から１０−８のときにはほとんど変化せず、大きな値をとる一方で、正則化パラメータαが１０−９から１０−１５のときには、ＲＥｓｉｍの値は大きく減少する。
【０１１３】
そして、電流ダイポールＪ（ｒ’）とＪＣＡＭの分布パターンの一致度ＲＥｓｉｍと、電流ダイポールＪ（ｒ’）とＪＭＮＭＴＲの分布パターンの一致度ＲＥｓｉｍとを比較すると、図１３〜１５で示される各シミュレーションモデル、および、各深さにおいて、電流ダイポールＪ（ｒ’）とＪＣＡＭの分布パターンの一致度ＲＥｓｉｍと、電流ダイポールＪ（ｒ’）とＪＭＮＭＴＲの分布パターンの一致度ＲＥｓｉｍとは、正則化パラメータαが１０−９から１０−１０のときに一致した。これは、ＪＣＡＭとＪＭＮＭＴＲの分布パターンの一致度が高いことを反映するものである。
従って、実施例１の数値シミュレーションの結果、適切な正則化パラメータαを１０−１０として決定した。
【０１１４】
ここで、図１６〜１８を参照して、実施例１のシミュレーションモデルにおける電流分布のパターンの一致度を、視覚的に評価する。
図１６は、モデル１で算出したＪＣＡＭとＪＭＮＭＴＲとに基づいて生成した電流分布画像であって、（ａ）はＪＣＡＭ、（ｂ）〜（ｄ）はＪＭＮＭＴＲに基づいて生成された電流分布画像である。また、（ｂ）、（ｃ）、（ｄ）はＪＭＮＭＴＲを算出するときの正則化パラメータαの値が異なる。なお、図１６において、電流源深さｚｄは、一例として、ｚｄ＝−０．１０ｍの場合を示している。
【０１１５】
図１６（ａ）〜（ｄ）において、矢印２５は電流分布ベクトルを表している。また、図１６（ａ）〜（ｄ）において、黒の領域２６は電流分布ベクトルの大きさが大である領域を、灰色の領域２７は電流分布ベクトルの大きさが中である領域を、白の領域２８は電流分布ベクトルの大きさが小である領域を示している。
【０１１６】
ここで、図１６（ａ）に示すＪＣＡＭに基づく電流分布画像と、図１６（ｃ）に示す正則化パラメータαを１０−１０としたときのＪＭＮＭＴＲに基づく電流分布画像は、よく一致していることが示された。そして、図示しないが、他の電流源深さｚｄ（ｚｄ＝−０．０８ｍ，−０．１２ｍ）においても、ＪＣＡＭに基づく電流分布画像と、正則化パラメータαを１０−１０としたときのＪＭＮＭＴＲに基づく電流分布画像が、よく一致していた。一方で、正則化パラメータαを１０−１，１０−１５としたときには、一致がみられなかった。
【０１１７】
また、図１７および図１８は、それぞれ、モデル２およびモデル３で算出したＪＣＡＭとＪＭＮＭＴＲとに基づいて生成した電流分布画像を示す図である。図１７および図１８に示すように、モデル２およびモデル３においても、ＪＣＡＭに基づく電流分布画像と、正則化パラメータαを１０−１０としたときのＪＭＮＭＴＲに基づく電流分布画像が、よく一致していた。
【０１１８】
実施例１の結果によれば、数値シミュレーションにおいて、ＪＣＡＭとＪＭＮＭＴＲの分布パターンが、所定の正則化パラメータ（本実施例では１０−１０）において一致することが示された。このことは、所定の換算係数を用いて、近似的な電流分布を表すＪＣＡＭを、ＪＭＮＭＴＲの単位である電流値に換算できることを意味する。
【０１１９】
＜実施例２＞
実施例２は、計測した磁場データに基づいて適切な正則化パラメータαを決定した実施例である。
具体的には、実際に計測された磁場データに基づいて算出されるＪＣＡＭとＪＭＮＭＴＲの分布パターンを比較することにより適切な正則化パラメータαを決定した。
【０１２０】
実施例２における心臓磁場の計測条件は、前記した実施形態において例示したものと同じであって、６４個のＳＱＵＩＤ磁束計を有し、法線方向の心臓磁場を計測する装置を用いた。このＳＱＵＩＤ磁束計は８×８の格子状に配列されており、各センサ間の距離は０．０２５ｍである。
【０１２１】
図１９は、６４個のＳＱＵＩＤ磁束計により経時的に計測された健常者Ａの心磁波形を、１つのトレース上に重畳した図である。図１９に示すように、心磁波形２９はｐ波，ＱＲＳ波，Ｔ波の３つの波で構成される。
そして、実施例２においては、ｐ波最大時刻３０、ＱＲＳ波最大時刻３１、Ｔ波最大時刻３２の３点における、ＪＣＡＭとＪＭＮＭＴＲを計算した。
【０１２２】
ＪＭＮＭＴＲとしては、正則化パラメータαを１０−１，１０−１０，１０−１６としたときの値をそれぞれ算出して評価した。また、ＪＭＮＭＴＲを算出するための電流源深さｚｄは、ｐ波初期のダイポール推定結果から得られるダイポール座標（ｘｄ，ｙｄ，ｚｄ）を利用した。ｐ波初期でのダイポール推定結果によれば、電流源深さｚｄは、−０．１１２ｍであった。
【０１２３】
ここで、図２０〜２２を参照して、実施例２の測定データに基づいて算出された電流分布のパターンの一致度を、視覚的に評価する。
図２０は、ｐ波最大時刻（図１９参照）３０において算出したＪＣＡＭとＪＭＮＭＴＲとに基づいて生成した電流分布画像であって、（ａ）はＪＣＡＭ、（ｂ）〜（ｄ）はＪＭＮＭＴＲに基づいて生成された電流分布画像である。また、（ｂ）、（ｃ）、（ｄ）はＪＭＮＭＴＲを算出するときの正則化パラメータαの値が異なる。
【０１２４】
図２０（ａ）〜（ｄ）において、矢印３３は電流分布ベクトルを表している。また、図２０（ａ）〜（ｄ）において、黒の領域３４は電流分布ベクトルの大きさの大である領域を、灰色の領域３５は電流分布ベクトルの大きさの中である領域を、白の領域３６は電流分布ベクトルの大きさの小である領域を示している。
【０１２５】
ここで、図２０（ａ）に示すＪＣＡＭに基づく電流分布画像と、図２０（ｃ）に示す正則化パラメータαを１０−１０としたときのＪＭＮＭＴＲに基づく電流分布画像は、よく一致していることが示された。一方で、正則化パラメータαを１０−１，１０−１５としたときには、一致がみられなかった。
【０１２６】
また、図２１および図２２は、それぞれ、ＱＲＳ波最大時刻（図１９参照）３１およびＴ波最大時刻（図１９参照）３２で算出したＪＣＡＭとＪＭＮＭＴＲとに基づいて生成した電流分布画像である。図２１および図２２に示ように、ＱＲＳ波最大時刻（図１９参照）３１およびＴ波最大時刻（図１９参照）３２においても、ＪＣＡＭに基づく電流分布画像と、正則化パラメータαを１０−１０としたときのＪＭＮＭＴＲに基づく電流分布画像が、よく一致していた。
【０１２７】
実施例２の結果によれば、実際に計測された磁場データを用いた場合において、ＪＣＡＭとＪＭＮＭＴＲの分布パターンが、所定の正則化パラメータ（本実施例では１０−１０）において一致することが示された。このことは、所定の換算係数を用いて、近似的な電流分布を表すＪＣＡＭを、ＪＭＮＭＴＲの単位である電流値に換算できることを意味する。
また、実施例２で決定された適切な正則化パラメータ１０―１０が、実施例１の数値シミュレーションで決定された正則化パラメータ１０―１０と一致したことから、数値シミュレーションによっても適切な正則化パラメータαを決定できることを示した。
【０１２８】
＜実施例３＞
実施例３は、１名の健常者Ａの心臓の磁場データに基づいて、ＪＣＡＭ−ＪＭＮＭＴＲ相関図を生成し、さらに、回帰直線を生成した実施例である。
まず、心臓の磁場データの３３時点（ｐ波、ＱＲＳ波、Ｔ波の初期時刻から所定時間幅を抽出し、それぞれの時間幅を１０等分する時点）において、ＪＣＡＭとＪＭＮＭＴＲ（α＝１０−１０）を計算し、各時点におけるＪＣＡＭとＪＭＮＭＴＲ（α＝１０−１０）の大きさ最大値を抽出した。
そして、抽出した最大値に基づいて、ＪＣＡＭ−ＪＭＮＭＴＲ相関図を生成した。なお、ＪＭＮＭＴＲを推定するための電流源深さｚｄは、健常者Ａのｐ波初期のダイポール推定結果から得られるダイポール座標（ｘｄ，ｙｄ，ｚｄ）を用いた。
【０１２９】
図２３は、健常者ＡのＪＣＡＭ−ＪＭＮＭＴＲ相関図（正則化パラメータα＝１０−10)である。図２３において、横軸（ｘ軸）はＪＣＡＭの大きさの最大値であって、縦軸（ｙ軸）はＪＭＮＭＴＲの大きさの最大値を示す。そして、丸（●）３７は、ＪＣＡＭとＪＭＮＭＴＲの大きさの最大値を対応させるプロットである。生成されたＪＣＡＭ−ＪＭＮＭＴＲ相関図において、ＪＣＡＭとＪＭＮＭＴＲ（α＝１０−１０）の大きさの最大値の相関係数は０．９以上であった。
【０１３０】
続いて、このＪＣＡＭ−ＪＭＮＭＴＲ相関図において、回帰直線３８を生成した。このとき、回帰直線３８はｙ＝１１０１ｘであった。この回帰直線３８の傾きを換算係数として、ＣＡＭ値（Ｔ／ｍ）に乗算することで、電流値（Ａ・ｍ）に換算できることが分かる。
実施例３の結果によれば、同一の被験者の心臓の磁場データに基づいて算出されたＪＣＡＭとＪＭＮＭＴＲ（α＝１０−１０）は非常に強い相関を持ち、互いに換算できることが示された。
【０１３１】
＜実施例４＞
実施例４は、１０名の成人の心臓の磁場データに基づいて、電流源深さ−換算係数相関図を生成し、さらに、回帰直線を生成した実施例である。
まず、１０人の成人の被験者に対して、心磁計測データの全時間幅から３３時点において、ＪＣＡＭとＪＭＮＭＴＲ（α＝１０−１０）を計算し、各時点におけるＪＣＡＭとＪＭＮＭＴＲ（α＝１０−１０）の大きさの最大値を抽出した。そして、抽出した最大値に基づいて、ＪＣＡＭ−ＪＭＮＭＴＲ相関図を生成した。
なお、ＪＭＮＭＴＲを推定するための電流源深さｚｄは、被験者毎のｐ波初期のダイポール推定結果から得られるダイポール座標（ｘｄ，ｙｄ，ｚｄ）を用いた。
【０１３２】
図２４は、１０人の成人の被験者に対するＪＣＡＭ−ＪＭＮＭＴＲ相関図（正則化パラメータα＝１０−１０)である。図２４において、横軸（ｘ軸）はＪＣＡＭの大きさの最大値であって、縦軸（ｙ軸）はＪＭＮＭＴＲの大きさの最大値を示す。そして、符号３９は、ＪＣＡＭとＪＭＮＭＴＲの大きさの最大値を対応させるプロットである。また、符号３９において、同一の被験者に由来するプロットは、同一の記号で示している。生成されたＪＣＡＭ−ＪＭＮＭＴＲ相関図において、同一の被験者におけるＪＣＡＭとＪＭＮＭＴＲ（α＝１０−１０）の大きさの最大値の相関係数は０．９以上であった。その一方で、異なる被験者間におけるプロットの相関係数は相対的に弱い相関を示した。
【０１３３】
続いて、このＪＣＡＭ−ＪＭＮＭＴＲ相関図において、図２５に示すように、回帰直線４０を生成した。回帰直線４０は、同一の被験者（図２４における同一の記号の符号３９）毎に生成した。
このとき、回帰直線の傾きは、被験者毎にばらついていた。この原因としては、心磁計測面から生体内の電流源までの電流源深さｚｄが、被験者毎に異なるためだと考えられる。
【０１３４】
そこで、図２６に示すように、心磁計側面から生体内の電流源までの電流源深さｚｄと、被験者毎の換算係数を対応させる、電流源深さ−換算係数相関図を生成した。
図２６において、横軸（ｘ軸）は計測面から生体内の電流源までの電流源深さｚｄであって、縦軸（ｙ軸）は換算係数を示す。そして、丸（●）４１は、電流源深さｚｄと換算係数とを対応させるプロットである。生成された電流源深さ−換算係数相関図において、電流源深さｚｄと換算係数とは強い相関を示した。
【０１３５】
さらに、この電流源深さ−換算係数相関図において、回帰直線４２を生成した。このとき、回帰直線４２はｙ＝−１１７７３ｘ−１５８であった。この回帰直線４２に、計測面から生体内の電流源までの電流源深さｚｄを代入し、抽出される換算係数をＪＣＡＭ（Ｔ／ｍ）に乗算することで、電流値（Ａ・ｍ）を得ることができることが分かる。
実施例４の結果によれば、計測面から生体内の電流源までの電流源深さｚｄと１０名の被験者の換算係数は、強い相関があることが示された。
【０１３６】
＜実施例５＞
実施例５は、心臓の小さい小児の心臓の磁場データに基づいて、換算係数を算出し、電流源深さｚｄとの対応関係を検証した実施例である。
まず、４人の小児（５才から９才）の被験者に対して、心磁計測データの全時間幅から３３時点において、ＪＣＡＭとＪＭＮＭＴＲ（α＝１０−１０）を計算し、各時点におけるＪＣＡＭとＪＭＮＭＴＲ（α＝１０−１０）の大きさの最大値を抽出した。そして、抽出した最大値に基づいて、ＪＣＡＭ−ＪＭＮＭＴＲ相関図（図示せず）を生成した。
なお、ＪＭＮＭＴＲを推定する電流源深さｚｄは、被験者毎のｐ波初期のダイポール推定結果から得られるダイポール座標（ｘｄ，ｙｄ，ｚｄ）を用いた。
そして、ＪＣＡＭ−ＪＭＮＭＴＲ相関図において、回帰直線を生成し、回帰直線の傾きを算出することによって、換算係数を取得した。
【０１３７】
そして、心磁計側面から生体内の電流源までの電流源深さｚｄと、被験者毎の換算係数を対応させる、電流源深さ−換算係数相関図を生成した。
図２７は、図２６で示した成人の電流源深さ−換算係数相関図に、実施例５で生成した小児の電流源深さ−換算係数相関図を重畳したものである。従って、図２６と重複する部分に関する説明は省略する。
図２７において、白丸（○）４３は、小児の電流源深さｚｄと換算係数とを対応させるプロットである。図２７に示すように、この白丸（○）４３は、成人から得られた回帰直直線（磁場電流換算直線）４２上に位置していた。すなわち、心臓の小さな小児においても、電流源深さｚｄと換算係数とは強い相関を示した。
実施例５の結果によれば、心臓の小さい小児であっても、成人と同様に、電流源深さｚｄによって換算係数が一意に決定されることが示された。
【０１３８】
＜実施例６＞
実施例６は、電流分布算出方法の変形例を詳細に説明するための実施例である。
具体的には、実際に計測された磁場データに基づいて、最適な正則化パラメータαｏｐｔを算出し、算出した最適な正則化パラメータαｏｐｔに基づいて、最適なＪＭＮＭＴＲを算出した。そして、ＪＭＮＭＴＲに基づいて電流分布画像を生成した。
【０１３９】
図２８は、健常者ＡのＪＭＮＭＴＲ（正則化パラメータαｏｐｔ）とＪＣＡＭとに基づいて生成した電流分布画像であって、（ａ）はｐ波最大時刻、（ｂ）ＱＲＳ波最大時刻、（ｃ）はＴ波最大時刻の電流分布である。また、図２８（ａ)〜（ｃ）において、左列の図はＪＭＮＭＴＲ（αｏｐｔ）に基づく電流分布画像であって、右列の図はＪＣＡＭに基づく電流分布画像である。
【０１４０】
図２８（ａ）〜（ｃ）において、矢印４４は電流分布ベクトルを表している。また、図２８（ａ）〜（ｃ）において、黒の領域４５は電流分布ベクトルの大きさが大である領域を、灰色の領域４６は電流分布ベクトルの大きさが中である領域を、白の領域４７は電流分布ベクトルの大きさが小である領域を示している。
【０１４１】
ここで、図２８（ａ）〜（ｃ）の各時刻において、ＪＭＮＭＴＲ（αｏｐｔ）に基づいて生成された電流分布画像と、ＪＣＡＭに基づいて生成された電流分布画像が一致していることが示された。
【０１４２】
実施例６の結果によれば、最適な正則化パラメータαｏｐｔを用いて算出されたＪＭＮＭＴＲの分布パターンは、各計測時刻において、ＪＣＡＭの分布パターンと等しいことが示された。
【図面の簡単な説明】
【０１４３】
【図１】本実施形態の生体磁場計測装置の全体構成を示す概略図である。
【図２】複数のＳＱＵＩＤ磁束計の配列および被験者に対する配置の一例を説明するための図である。
【図３】演算装置の機能構成を示すブロック図である。
【図４】本実施形態で用いた電流ダイポールモデルを説明するための図である。
【図５】磁場電流換算直線の一例を示す図である。
【図６】ＪＣＡＭを電流値に換算して電流分布を算出する場合の生体磁場計測装置の全体動作を示すフローチャートである。
【図７】磁場電流換算直線の生成処理を詳細に説明するためのフローチャートである。
【図８】生体磁場計測装置の表示装置に表示される表示画面の一例を示す図である。
【図９】ＣＡＭ表示欄に、電流値に換算後のＣＡＭ画像が表示された場合の表示画面である。
【図１０】ＪＭＮＭＴＲとして電流分布を算出する場合の生体磁場計測装置の全体動作を示すフローチャートである。
【図１１】本実施形態の生体磁場計測装置を用いて、最適なＪＭＮＭＴＲに基づいて生成された電流分布を表示する表示画面の一例を示す図である。
【図１２】３つのシミュレーションモデルにおいて、設定した電流ダイポールＪ（ｒ’）のｚ＝ｚｄであるｘｙ面上での配置図である。
【図１３】電流ダイポールＪ（ｒ’）とＪＣＡＭの分布パターンの一致度ＲＥｓｉｍと、電流ダイポールＪ（ｒ’）とＪＭＮＭＴＲの分布パターンの一致度ＲＥｓｉｍとを同時にプロットした図である。
【図１４】電流ダイポールＪ（ｒ’）とＪＣＡＭの分布パターンの一致度ＲＥｓｉｍと、電流ダイポールＪ（ｒ’）とＪＭＮＭＴＲの分布パターンの一致度ＲＥｓｉｍとを同時にプロットした図である。
【図１５】電流ダイポールＪ（ｒ’）とＪＣＡＭの分布パターンの一致度ＲＥｓｉｍと、電流ダイポールＪ（ｒ’）とＪＭＮＭＴＲの分布パターンの一致度ＲＥｓｉｍとを同時にプロットした図である。
【図１６】モデル１で算出したＪＣＡＭとＪＭＮＭＴＲとに基づいて生成した電流分布画像である。
【図１７】モデル２で算出したＪＣＡＭとＪＭＮＭＴＲとに基づいて生成した電流分布画像である。
【図１８】モデル３で算出したＪＣＡＭとＪＭＮＭＴＲとに基づいて生成した電流分布画像である。
【図１９】６４個のＳＱＵＩＤ磁束計により経時的に計測された健常者Ａの心磁波形を、１つのトレース上に重畳した図である。
【図２０】ｐ波最大時刻において算出したＪＣＡＭとＪＭＮＭＴＲとに基づいて生成した電流分布画像である。
【図２１】ＱＲＳ波最大時刻において算出したＪＣＡＭとＪＭＮＭＴＲとに基づいて生成した電流分布画像である。
【図２２】Ｔ波最大時刻において算出したＪＣＡＭとＪＭＮＭＴＲとに基づいて生成した電流分布画像である。
【図２３】健常者ＡのＪＣＡＭ−ＪＭＮＭＴＲ相関図（正則化パラメータα＝１０−10)である。
【図２４】１０人の成人の被験者に対するＪＣＡＭ−ＪＭＮＭＴＲ相関図（正則化パラメータα＝１０−10)である。
【図２５】図２４に示すＪＣＡＭ−ＪＭＮＭＴＲ相関図において、回帰直線を生成した図である。
【図２６】成人の電流源深さ−換算係数相関図である。
【図２７】図２６に示す成人の電流源深さ−換算係数相関図に、小児の電流源深さ−換算係数相関図を重畳した図である。
【図２８】健常者ＡのＪＭＮＭＴＲ（正則化パラメータαｏｐｔ）とＪＣＡＭとに基づいて生成した電流分布画像である。
【符号の説明】
【０１４４】
１      生体磁場計測装置
２      磁気シールドルーム
３      クライオスタット
４      ガントリ
５      ベッド
６      駆動回路
７      アンプフィルタユニット
８      演算装置
９      表示装置
１０    胸壁
１１    測定領域
１２    ７行３列目に対応するＳＱＵＩＤ磁束計
１３    剣状突起
１４    ｚ＝０ｍのｘｙ面
１５    計測点
１６    半無限平面導体
１７    ｚ＝ｚｄのｘｙ面
１８，１９，２０  電流ダイポール
２１    角度定義
２５，３３，４４  電流分布ベクトル
２６，３４，４５  電流分布ベクトルの大きさが大である領域
２７，３５，４６  電流分布ベクトルの大きさが中である領域
２８，３６，４７  電流分布ベクトルの大きさが小である領域
２９    心磁波形
３０    ｐ波最大時刻
３１    ＱＲＳ波最大時刻
３２    Ｔ波最大時刻
３８    回帰直線
３９    ＪＣＡＭとＪＭＮＭＴＲの大きさの最大値を対応させるプロット
４０    回帰直線
４１    電流源深さｚｄと換算係数とを対応させるプロット
４２    回帰直線
４３    小児の電流源深さｚｄと換算係数とを対応させるプロット
４８    表示画面
４９    磁場波形表示欄
５０    ＣＡＭ表示欄
５１    磁場波形表示条件入力欄
５２    ＣＡＭ演算条件入力欄
５３    ＣＡＭ表示条件入力欄
５４    電流値演算条件入力欄
５５    表示される磁場波形の時間幅を設定する入力フィールド
５６    時間幅のオフセットを設定する入力フィールド
５７    表示される磁場波形の振幅の幅を設定する入力フィールド
５８    振幅の幅のオフセットを設定する入力フィールド
５９    実行ボタン
６０    心臓磁場波形
６１    バー
６２    スクロールバー
６３    計算するＣＡＭ画像の枚数（マップ数）を設定する入力フィールド
６４    計算するＣＡＭ画像の開始時間を設定する入力フィールド
６５    計算するＣＡＭ画像の時間間隔を設定する入力フィールド
６６    実行ボタン
６７    クリアボタン
６８    ＣＡＭ画像
６９    表示されるＣＡＭ画像の近似的な電流強度値（ＪＣＡＭの大きさ）に対応したカラーバー
７０    カラーバーの最大値表示
７１    カラーバーの最小値表示
７２    ＣＡＭ画像のカラーマップの最大値表示を設定する入力フィールド
７３    ＣＡＭ画像のカラーマップの最小値表示を設定する入力フィールド
７４    実行ボタン
７５    ＳＱＵＩＤ磁束計の計測面から心臓までの電流源深さｚｄを設定する入力フィールド
７６，７７  ＪＣＡＭを電流値へ換算する際に利用する換算直線（標準直線、個別直線）を選択するラジオボタン（演算選択ボタン）
７８    ラジオボタンで選択された換算直線を計算して表示させる表示ボタン
７９    実行ボタン
８０    キャンセルボタン
８１    データ処理部
８２    制御部
１００  磁場電流換算直線
１５０  ＭＮＭＴＲ表示欄
１５２  生体内電流分布演算条件入力欄
１５４  ＭＮＭＴＲ表示条件入力欄
１６３  計算するＣＡＭ画像およびＭＮＭＴＲ画像の枚数（マップ数）を設定する入力フィールド
１６４  計算するＣＡＭ画像およびＭＮＭＴＲ画像の開始時間を設定する入力フィールド
１６５  計算するＣＡＭ画像およびＭＮＭＴＲ画像の時間間隔を設定する入力フィールド
１６６  実行ボタン
１６７  クリアボタン
１６８  ＭＮＭＴＲ画像
１６９  表示されるＭＮＭＴＲ画像１６８の電流強度値（ＪＭＮＭＴＲの大きさ）に対応したカラーバー
１７０  カラーバーの最大値表示
１７１  カラーバーの最小値表示
１７２  ＭＮＭＴＲ画像のカラーマップの最大値表示を設定する入力フィールド
１７３  ＭＮＭＴＲ画像のカラーマップの最小値表示を設定する入力フィールド
１７５  ＳＱＵＩＤ磁束計の計測面から心臓までの電流源深さｚｄを設定する入力フィールド
１７９  実行ボタン
８１１  ＣＡＭ解析部（第１の演算手段）
８１２  電流源深さ推定部（第３，第９の演算手段）
８１３  磁場電流換算直線生成部
８１３ａ  逆問題解析部(第４，第１０の演算手段)
８１３ｂ  電流分布比較部(第４，第１０の演算手段)
８１３ｃ  ＪＣＡＭ−ＪＭＮＭＴＲ相関図生成部（第２，第５，第６，第８，第１１，第１２の演算手段）
８１３ｄ  電流源深さ−換算係数相関図生成部（第１４，第１６の演算手段）
８１４  電流値算出部（第７，第１３，第１５，第１７の演算手段）
８１５  電流分布画像生成部
【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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【図２３】
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【図２４】
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【図２５】
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【図２６】
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【図２７】
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【図２８】
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