(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、前記生体の胸面に平行な（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有し、
前記演算装置は、
（１）前記出力信号から電流分布および／または前記電流分布の絶対値の分布を求める演算と、
（２）T波の出現する期間における前記出力信号に基づいて等積分図を求め、上記等積分図が所定の閾値を越える領域を求める演算と、
を行い、測定される前記生体とは異なる生体のデータに基づいて作成された心臓の形状を模擬する２次元または３次元の心臓モデルを表すデータにおける左心室の領域と前記等積分図の前記の所定の閾値を超える領域とのずれが最小となるように、前記左心室の領域と前記所定の閾値を超える領域との位置合わせを行い、前記（１）で求められる前記電流分布および／または前記電流分布の絶対値の分布を前記ｚ方向から前記２次元または３次元の心臓モデルを表すデータの前記（ｘ，ｙ）座標に投影した合成画像データを求める演算とを行い、前記表示装置に前記合成画像データ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２】
生体から発生する生体磁場の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、前記生体の胸面に平行な（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有し、
前記演算装置は、
（１）前記出力信号から電流分布および／または前記電流分布の絶対値の分布を求める演算と、
（２）P波の開始時点での前記出力信号から１つの電流源の大きさ方向および位置を推定する演算と、
を行い、測定される前記生体とは異なる生体のデータに基づいて作成された心臓の形状を模擬する２次元または３次元の心臓モデルを表すデータにおける洞結節の位置と前記電流源の推定位置とのずれが最小となるように、前記洞結節の位置と前記電流源の推定位置との前記位置合わせを行い、前記（１）で求められる前記電流分布および／または前記電流分布の絶対値の分布を前記ｚ方向から前記２次元または３次元の心臓モデルを表すデータの前記（ｘ，ｙ）座標に投影した合成画像データを求める演算とを行い、前記表示装置に前記合成画像データ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３】
生体から発生する生体磁場の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、前記生体の胸面に平行な（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有し、
前記演算装置は、
（１）前記出力信号から電流分布および／または前記電流分布の絶対値の分布を求める演算と、
（２）T波の出現する期間における前記出力信号に基づいて等積分図を求め、上記等積分図が所定の閾値を越える領域を求める演算と、
（３）P波の開始時点での前記出力信号から１つの電流源の大きさ方向および位置を推定する演算と、
を行い、測定される前記生体とは異なる生体のデータに基づいて作成された心臓の形状を模擬する２次元または３次元の心臓モデルを表すデータにおける左心室の領域と前記等積分図の前記の所定の閾値を超える領域とのずれ、および、前記２次元または３次元の心臓モデルを表すデータにおける洞結節の位置と前記電流源の推定位置とのずれが最小となるように、前記左心室の領域と前記所定の閾値を超える領域との位置合わせ、および、前記洞結節の位置と前記電流減の推定位置との前記位置位置合わせを行い、前記（１）で求められる前記電流分布および／または前記電流分布の絶対値の分布を前記ｚ方向から前記２次元または３次元の心臓モデルを表すデータの前記（ｘ，ｙ）座標に投影した合成画像データを求める演算とを行い、前記表示装置に前記合成画像データ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４】
請求項１乃至３いずれかに記載の生体磁場計測装置において、前記演算装置は、前記生体磁場の計測領域の外部に、前記計測領域での前記複数の磁束計の配列と同じ配列条件で複数の磁束計が存在すると仮定した仮想的な拡張領域を設定して、前記拡張領域での前記複数の磁束計の出力信号を前記計測領域での複数の磁束計の出力信号の補間により求める処理を行い、前記合成画像データを求める演算を行うことを特徴とする生体磁場計測装置。
【請求項５】
請求項１乃至３いずれかに記載の生体磁場計測装置において、前記表示装置に、前記演算処理装置の演算の実行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生体磁場計測装置。
【請求項６】
請求項１乃至３いずれかに記載の生体磁場計測装置において、前記２次元または３次元心臓モデルは、核磁気共鳴イメージング装置またはＸ線ＣＴ装置により撮影される心臓の２次元または３次元画像データ、Ｘ線透視撮影装置により撮影される心臓の２次元画像データの何れか用いることを特徴とする生体磁場計測装置。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の所属する技術分野】
本発明は、人の心臓から発する微弱な磁場を計測するＳＱＵＩＤ（Ｓｕｐｅｒｃｏｎｄｕｃｔｉｎｇ  Ｑｕａｎｔｕｍ  Ｉｎｔｅｒｆｅｒｅｎｃｅ  Ｄｅｖｉｃｅ：超伝導量子干渉素子）磁束計を用いる生体磁場計測装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
生体磁場計測装置を用いて心臓から発する磁場（以下、心臓磁場と略記する）を計測し、心筋での電流分布を可視化することができる。特に、心臓磁場データから磁場源の電流分布を推定する問題は生体磁場逆問題と呼ばれ、その解析手法に関する研究が行われている。主な解析手法として、ウィナーフィルタ（ＩＥＥＥ  Ｔｒａｎｓ．  Ｂｉｏｍｅｄ．  Ｅｎｇ．  ｖｏｌ．３９，  ｐｐ．９９７−１００４，Ｏｃｔ、１９９２）、最小２乗法（Ｍｅｄｉｃａｌ  ａｎｄ  Ｂｉｏｌｏｇｉｃａｌ  Ｅｎｇｉｎｅｅｒｉｎｇ＆Ｃｏｍｐｕｔｉｎｇ，ｖｏｌ．３２，ｐｐ．４３−４８，Ｊａｎ，１９９４）等があり、数値シミュレーションを通じてそれらの特徴ならびに有効性が示されている。
【０００３】
また、逆問題を解かずに生体内電流分布を導く方法としてＣｕｒｒｅｎｔ  ａｒｒｏｗ  ｍａｐ（Ｐｒｏｃ．２０ｔｈＩｎｔ．Ｃｏｎｆ．ＩＥＥＥ／ＥＭＢＳ（ＨｏｎｇＫｏｎｇ），ｐｐ．５２０−５２３，１９９８）が開発されており、不整脈診断に対する有効性が示されている。
【０００４】
近年では、逆問題解析手法によって導かれる電流分布を、各被験者の胸部ＭＲ画像から作成した２次元または３次元心臓モデル上に投影する方法（Ｂｉｏｍａｇ９６，Ｃ．Ａｉｎｅ  ｅｔ  ａｌ． Ｅｄｓ．ＮｅｗＹｏｒｋ：Ｓｐｒｉｎｇｅｒ，ｐｐ．２０１−２０４，２０００）が開発されている。
【０００５】
【発明が解決しようとする課題】
被験者の２次元または３次元心臓モデル上に、逆問題解析手法に基づいて推定される電流分布を投影することで、詳細な電流分布の推定ならびに視覚的に分かり易い電流分布の表示結果を得ることができる。また、心臓モデル上に投影される電流分布の表示結果を用いることで、解析結果に対するユーザーの理解度を向上させることが可能となる。
【０００６】
しかし、この電流分布の表示方法では、解析の対象とする被験者一人一人に対してＭＲＩやＸ線ＣＴ等の計測を行う必要があるため、表示結果を得るまで非常に手間と時間がかかる。
【０００７】
本発明の課題は、従来技術で必要としていた被験者のＭＲＩやＸ線ＣＴの計測を行わずに、視覚的に分かり易い電流分布表示ができる生体磁場計測装置を提供することにある。
【０００８】
【課題を解決するための手段】
本発明の生体磁場計測装置では、生体から発生する生体磁場のｘｙ面に垂直なｚ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、前記生体の胸面に平行な（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、複数の磁束計の出力信号の演算を行う演算装置と、出力信号の演算結果を表示する表示手段とを有する。複数の磁束計の出力信号の演算を行う演算装置は、（１）出力信号から電流分布および／または電流分布の絶対値の分布を求める演算、（２）Ｔ波の出現する期間における出力信号から等積分図を求め、等積分図が所定の閾値を越える領域を求める演算、（３）Ｐ波の開始時点における出力信号から１つの電流源の大きさ方向および位置を推定する演算、（４）１つの電流源の大きさ方向および位置を仮定して、所定の時点での電流分布および／または電流分布の絶対値の分布を求める演算、の少なくとも１つの演算を行う。
【０００９】
さらに、演算装置は、生体磁場計測領域の外部に、計測領域での複数の磁束計の配列と同じ配列条件で複数の磁束計が存在すると仮定した拡張領域を設定し、拡張領域での複数の磁束計の出力信号を計測領域での複数の磁束計の出力信号の補間により求める処理を行う。
【００１０】
また、演算装置は、心臓の形状を模擬する２次元または３次元心臓モデル上に、上述の（１）、（２）、（３）、（４）の演算のうち少なくとも１つの演算により得られた結果を用いて、２次元または３次元の心臓モデルを表すデータと、（１）の演算で求められる電流分布および電流分布の絶対値の分布との位置合わせを行うための変換を、２次元または３次元の心臓モデルを表すデータの（ｘ，ｙ）座標に関して行う。さらに、演算装置は、（１）の演算で求められる電流分布および電流分布の絶対値の分布を、ｚ方向から２次元または３次元の心臓モデルを表すデータの（ｘ，ｙ）座標に投影した合成画像データを求める演算を行い、表示装置に合成画像データを表示する。
【００１１】
また、演算装置は、２次元または３次元の心臓モデルを表すデータにおける洞結節の位置と、Ｐ波の開始時点で推定した電流源の推定位置とのずれが最小となるように、洞結節の位置と電流源の推定位置との位置合わせを行い、合成画像データを求める演算を行う。
【００１２】
さらに、演算装置は、２次元または３次元の心臓モデルを表すデータにおける左心室の領域と、等積分図の所定の閾値を越える領域とのずれが最小となるように、左心室の領域と所定の閾値を越える領域との位置合わせを行い、合成画像データを求める演算を行う。
【００１３】
また、演算装置は、２次元または３次元の心臓モデルを表すデータにおける洞結節の位置と、Ｐ波の開始時点で推定した電流源の位置とのずれ、および、２次元または３次元の心臓モデルを表す画像データにおける左心室の領域と、Ｔ波の出現する期間で求めた等積分図の所定の閾値を越える領域とのずれが最小となるように、洞結節の位置と所定の閾値を越える領域との位置合わせを行い、合成画像データを求める演算を行う。
【００１４】
演算装置は、（１）の演算で求められる電流分布および／または電流分布の絶対値の分布と、（４）の演算で求められる電流分布および／または電流分布の絶対値の分布とのずれが最小となるように、（４）の演算における１つの電流源の大きさ方向および位置の仮定を変更して、位置合わせを行い、合成画像データを求める演算を行う。
【００１５】
【発明の実施の形態】
図１は本発明の一実施例の生体磁場計測装置の構成を示す図である。図１に示すようにシールドルーム１の内部には、ＳＱＵＩＤ磁束計を極低温に保持するクライオスタット２を保持するガントリー３と、被験者（図示せず）が横になるベッド４が配置されている。ベッド４は、ベッドの短軸（Ａ方向、ｘ方向）での移動とベッドの長軸（Ｃ方向、ｙ方向）での移動と、ベッドの上下方向（Ｂ方向、ｚ方向）での移動が可能である。シールドルーム１の外部にはクライオスタット２内に設置されているＳＱＵＩＤ磁束計を駆動させる駆動回路５と駆動回路５からの出力を増幅およびフィルタをかけるアンプフィルタユニット６と上記ユニット６からの出力信号をデータ収集し、収集されたデータの演算処理を行うと共に装置の各部の制御を行うコンピューター７とが配置されている。
【００１６】
図２は、ＳＱＵＩＤ磁束計の配列および被験者に対する配置を示す図である。ＳＱＵＩＤ磁束計は８×８の格子状に配置され、各ＳＱＵＩＤ磁束計間の距離は２５ｍｍである。６４個のＳＱＵＩＤ磁束計で構成される心臓磁場計測システムの計測領域９は、被験者の胸壁８に対して平行に設置され、７行３列のＳＱＵＩＤ磁束計１０が胸部の剣状突起１１の真上にくるように計測領域９の位置合わせが行われる。この計測領域９の座標系は、１行８列のセンサ位置を原点とする。また、各ＳＱＵＩＤ磁束計で計測される心臓磁場計測データは、心臓磁場計測システムの計測領域９に対して垂直な成分Ｂｚとする。
【００１７】
全ての被験者に適用可能な標準心臓モデルを作成するため、心疾患の既往歴の無い成人男性（Ａ：２５歳）のＭＲ画像データを用いる。以下において、標準心臓モデルのことを単に心臓モデルと表記する。
【００１８】
図３は、核磁気共鳴イメージング装置（以下、ＭＲＩ装置と略記する）の測定配置を示す図である。ＭＲＩ計測の測定領域１２は、被験者の胸壁８の前額面における３００ｍｍ×３００ｍｍである。心臓の３次元的な構造を画像化するため、ｚ軸に沿って５ｍｍの間隔で計測領域１２を移動させ、順次スライス厚１ｍｍの胸部のＭＲ画像を取得した。また、ＭＲ画像データから作成される心臓モデルの座標を心臓磁場計測の座標系に変換するため、ＭＲ画像データに計測されるマーカーを胸部の剣状突起１１上に配置し、マーカーを含む領域を計測することで剣状突起１１の座標を取得する。このＭＲＩ計測の座標系での剣状突起１１の座標と心磁計の座標系における剣状突起の座標を用いて、ＭＲＩ計測の座標系に基づく心臓モデルの座標変換を行う。
（第１の実施例）
第１の実施例は、心室の再分極過程の時間位相であるＴ波の等積分図を用いて、心臓モデルの位置合わせを行う方法である。等積分図は、Ｃｕｒｒｅｎｔ  ａｒｒｏｗ  ｍａｐの絶対値を任意の区間で時間積分することで得られるマップである。Ｃｕｒｒｅｎｔ  ａｒｒｏｗとは、各ＳＱＵＩＤ磁束計で測定される磁場の法線成分Ｂｚの微分から導かれるベクトルＩ（ｘ，ｙ）（Ｉ（ｘ，ｙ）＝（Ｉｘ（ｘ，ｙ），Ｉｙ（ｘ，ｙ）））を生体内の電流値とする方法であり、各計測点でのベクトルＩ（ｘ，ｙ）のｘ成分およびｙ成分は、それぞれ、（数１）から導かれる。
【００１９】
【数１】
Ｉｘ（ｘ，ｙ）＝ｄＢｚ（ｘ，ｙ）／ｄｙ
Ｉｙ（ｘ，ｙ）＝−ｄＢｚ（ｘ，ｙ）／ｄｘ      ・・・（数１）
また、Ｃｕｒｒｅｎｔ  ａｒｒｏｗ  ｍａｐの絶対値は（数２）のように導かれる。
【００２０】
【数２】
｜Ｉ（ｘ，ｙ）｜＝√｛（Ｉｘ（ｘ，ｙ））２＋（Ｉｙ（ｘ，ｙ））２｝・・・（数２）
Ｃｕｒｒｅｎｔ  ａｒｒｏｗ  ｍａｐは、磁場の体表面に対する接線成分が直下の電流を最も反映することを意味している。このことから、Ｃｕｒｒｅｎｔ  ａｒｒｏｗ  ｍａｐの絶対値の大きな部分は、直下の心臓における心筋興奮の強い部位に対応する。また、Ｃｕｒｒｅｎｔ  ａｒｒｏｗ  ｍａｐの絶対値の時間積分は（数３）から導かれる。
【００２１】
【数３】
Ｉｓｕｍ（ｘ，ｙ）＝∫｜Ｉｔ（ｘ，ｙ）｜ｄｔ      ・・・（数３）
ここで、（数３）においてＩｔ（ｘ，ｙ）はある時刻ｔでの電流ベクトルＩ（ｘ，ｙ）を示している。また、（数３）の積分区間はＴ１からＴ２である。この（数３）の等積分図は、時間積分区間（Ｔ１〜Ｔ２）での心筋興奮の強度の値を表している。
【００２２】
図４は、ＭＲ画像から作成される３次元心臓モデルおよび３次元心臓モデルの左心室領域を示している。まず、ＭＲ画像から作成される３次元心臓モデル１３の座標（ｘｎ、ｙｎ、ｚｎ）（ｎ＝１、２、…、Ｎ）から、ｘｙ面での心臓モデルの最も外側の輪郭を表すｚ＝ｚｎの面１４の左心室に対応する２次元輪郭領域１５の座標（ｘ０，ｎ，ｙ０，ｎ）を抜き出す。
【００２３】
上記２次元輪郭領域１５の座標（ｘ０，ｎ，ｙ０，ｎ）の抽出は以下の手順で行われる。始めに、３次元心臓モデル１３のｚ＝ｚｎの面１４において、ｙ座標が最大である座標Ｄ、中心点Ｅおよびｙ座標が最小である座標Ｆを設定する。次に、３次元心臓モデル１３のｙ軸の離散間隔に合わせて、線分ＤＥおよび線分ＥＦ間を離散化する。座標Ｄをｎ＝１とし、反時計回りで各離散点に番号付けをする。
【００２４】
図５は、Ｔ波のＣｕｒｒｅｎｔ  ａｒｒｏｗ  ｍａｐから得られる等積分図および等積分図から抽出される領域を示している。まず、心臓磁場データからＣｕｒｒｅｎｔ  ａｒｒｏｗ  ｍａｐを導出し、Ｔ波のＣｕｒｒｅｎｔ  ａｒｒｏｗｍａｐの時間積分から計測領域１６に対応する等積分図１７を作成する。この等積分図１７の最大値で等積分図１７の各値を除算することで、等積分図１７を規格化する。
【００２５】
次に，規格化された等積分図に対してしきい値を設定し、しきい値より大きな積分値を持つ領域１８の境界座標（ｘ’ｍ，ｙ’ｍ）（ｍ＝１，２，…，Ｍ）を抽出する。ただし、境界座標（ｘ’ｍ，ｙ’ｍ）はｙ軸が最大である座標をｍ＝１とし、反時計回りに境界座標の番号付けを行う。また、境界座標数ＭはＭ＝Ｎとし、以下において境界座標を（ｘ’ｎ，ｙ’ｎ）と表記する。
【００２６】
次に、３次元心臓モデル１３の左心室に対応する２次元輪郭領域１５の座標（ｘ０，ｎ，ｙ０，ｎ）と等積分図１７から求められる境界座標（ｘ’ｎ，ｙ’ｎ）との差で表される二乗平均誤差Ｆ１を（数４）のように定義し、Ｆ１を最小とする３次元心臓モデル１３の移動量（Δｘ，Δｙ）を求める。
【００２７】
【数４】
Ｆ１（Δｘ，Δｙ）＝√｛Σ［（ｘ０，ｎ＋Δｘ−ｘ’ｎ）２＋
（ｙ０，ｎ＋Δｙ−ｙ’ｎ）２］｝／
√｛Σ［（ｘ’ｎ）２＋（ｙ’ｎ）２］｝      ・・・（数４）
ここで、（数４）の右辺において，分子のΣはｎ＝１〜Ｎ，分母のΣはｎ＝１〜Ｎの加算を表す。（数４）を最小とする移動量（Δｘ、Δｙ）を求める最適化問題に、線形計画法の１つであるシンプレックス法を適用する。最後に、（数４）を最小とする移動量（Δｘ、Δｙ）を用いて、最適な心臓モデルの位置（ｘｔ，ｎ，ｙｔ，ｎ）を（数５）のように決定する。
【００２８】
【数５】
ｘｔ，ｎ＝ｘｎ＋Δｘ
ｙｔ，ｎ＝ｙｎ＋Δｙ      ・・・（数５）
図６は、心疾患の既往歴の無い成人男性Ｂに対して、Ｔ波の等積分図を用いて心臓モデルの位置合わせを行った結果を示す。図６において、実線に囲まれる領域１９は実際のＭＲ画像から構築される被験者Ｂの心臓の輪郭を表している。また、実線に囲まれる斜線の領域２０は、位置合わせが行われた心臓モデルの位置を示している。図６より、正常なＴ波を持つ被験者に対して、本手法は実際の心臓の位置とほぼ同じ位置に心臓モデルを置くことが分かる。
【００２９】
図７は、位置合わせが行われた心臓モデル上へ、Ｐ波の電流分布および電流分布の絶対値を投影した結果を示している。電流分布の計算方法としては、（数１）より得られるＣｕｒｒｅｎｔ  ａｒｒｏｗ  ｍａｐを用いた。図７において、実線に囲まれる領域２０は、位置合わせが行われた心臓モデルの位置を表している。また、矢印２１は電流分布を、実線に囲まれる領域２２は電流分布の絶対値の分布を表している。
【００３０】
以上の処理の流れを図８に示す。まず、処理１０１で処理の流れを開始し、処理１０２で６４チャンネルの磁束計を用い心臓磁場の計測を行い、処理１０３において測定磁場の加算平均処理を行う。次に、処理１０４で加算平均処理を行った測定磁場から（数１）を用いて電流分布を導出する。次に、処理１０５−１で、前述した図４の説明に従い３次元心臓モデルから２次元輪郭座標を抽出する。さらに、処理１０６−１では、前述した図５の説明に従って等積分図を導出する。処理１０７は、処理１０５−１で導出した２次元輪郭座標と処理１０６−１で導出した等積分図から、心臓モデルデータの位置合わせを行う。
【００３１】
次に、処理１０８と処理１０９に従い、心磁計測領域の拡張および拡張した領域での電流分布および電流分布の大きさを導出する。処理１１０では、図７で説明したように、心臓モデル上へ電流分布および電流分布の大きさを投影し、コンピューター７の画面上に投影結果を表示する。最後に、処理１１１では、処理の流れを終了する。
【００３２】
上記処理１０８および処理１０９について、図９を用いて説明する。図９は、心磁計測領域および拡張される領域を示している。第１の実施例を用いて心臓モデルの位置を求めた際、心臓モデルは必ずしも心磁計測領域２３の中に含まれない可能性がある。このとき、心磁計測領域２３から外れた心臓モデル部位に対応する電流分布を心臓磁場の測定値から求めることは難しい。そこで、心磁計測領域２３の拡張を行い、拡張された領域２４−１、２４−２に対応する電流分布をスプライン補間で導く。この拡張された領域２４−１、２４−２に対応する電流分布を、心磁計測領域２３の中に含まれない心臓モデル上へ投影する。
【００３３】
また、拡張された領域２４−１、２４−２での電流分布の補間計算に対して、境界条件を与える必要がある。図９に示すように、拡張された領域２４−１、２４−２に対応する電流分布の補間は、内部の計測データから外部の値を補間する外挿である。まず、図９の斜線に囲まれた領域２４−１のスプライン補間は、計測データに基づいて行われるため、振動の少ない連続的な値が得られる。しかし、黒の領域２４−２のスプライン補間は、斜線の領域２４−１の値を用いて行われる。これは、補間により得られた値を用いてさらに補間を行うことであり、補間結果に振動成分が生じる可能性がある。心臓における電流分布は空間的に連続であるため、補間結果に生じる振動は好ましくない。
【００３４】
そこで、この黒の領域２４−２の振動的な振る舞いを抑えるために、拡張する領域の最も外側の境界２４−３に境界条件を設ける必要がある。本実施例において、測定される心臓磁場データは心臓領域の電流分布からのみ生じるという仮定に基づき、拡張する領域の最も外側の境界２４−３の電流値を零とする境界条件を用いる。
（第２の実施例）
第２の実施例は、洞結節の興奮に始まる心房興奮の時間位相であるＰ波に着目し、Ｐ波のダイポール推定部位と３次元心臓モデル上に設定する洞結節の座標を用いて、心臓モデルの位置を決定する方法である。ダイポール推定法とは、生体内の電気生理学的活動を１つの電流ダイポールで代表させ、その電流ダイポールの位置（ｘ’ｄ，ｙ’ｄ，ｚ’ｄ）、向きおよびモーメントＱを推定する方法であり、（数６）を最小とする最適化問題に帰着する。
【００３５】
【数６】
Ｆ２（ｘ’ｄ，ｙ’ｄ，ｚ’ｄ，θ，Ｑ）＝
Σ（Ｂｔ，ｉ−ＱＬｉ（ｘ’ｄ，ｙ’ｄ，ｚ’ｄ，θ））２／
Σ（Ｂｔ，ｉ）２          ・・・（数６）
ここで、Ｂｔ，ｉ（ｉ＝１，２，…，６４）は心臓磁場計測システムの各ＳＱＵＩＤ磁束計で計測されるある時刻ｔでの磁場の法線成分、Ｌｉはビオ・サバールの式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、ｉ＝１〜６４の加算を表す。
【００３６】
本実施例では、洞結節の興奮に始まる心房興奮の時間位相であるＰ波に着目し、Ｐ波の初期時刻のダイポール推定部位と３次元心臓モデル上に設定する洞結節の座標を用いて、心臓モデルの位置を決定する。
【００３７】
図１０は、ＭＲ画像から作成される３次元心臓モデルおよび３次元心臓モデル上での洞結節を示している。まず、３次元心臓モデル１３の座標（ｘｎ，ｙｎ，ｚｎ）（ｎ＝１，２，…，Ｎ）上に、洞結節２５の座標（ｘｄ、ｙｄ、ｚｄ）を設定する。次に、Ｐ波の初期時刻の心臓磁場計測データを用いてダイポール推定を行う。ここで、（数６）を最小とする最適化問題にシンプレックス法を適用する。
【００３８】
図１１は、Ｐ波のダイポール推定結果を示す。ダイポール推定から導かれるダイポールの座標２６を（ｘ’ｄ，ｙ’ｄ，ｚ’ｄ）とする。このダイポールの座標２６（ｘ’ｄ，ｙ’ｄ，ｚ’ｄ）と心臓モデル上の洞結節の座標２５（ｘｄ，ｙｄ，ｚｄ）との差（Δｘｄ，Δｙｄ，Δｚｄ）を（数７）から求める。
【００３９】
【数７】
Δｘｄ＝ｘ’ｄ−ｘｄ
Δｙｄ＝ｙ’ｄ−ｙｄ
Δｚｄ＝ｚ’ｄ−ｚｄ      ・・・（数７）
最後に、（数７）を用いて、心臓モデルの位置（ｘｔ，ｎ，ｙｔ，ｎ，ｚｔ，ｎ）を（数８）から導く。
【００４０】
【数８】
ｘｔ，ｎ＝ｘｎ−Δｘｄ
ｙｔ，ｎ＝ｙｎ−Δｙｄ
ｚｔ，ｎ＝ｚｎ−Δｚｄ      ・・・（数８）
図１２は、心疾患の既往歴の無い成人男性Ｂに対して、Ｐ波の初期時刻のダイポール推定結果を用いて心臓モデルの位置合わせを行った結果を示す。図１２において、実線に囲まれる領域１９は実際のＭＲ画像から構築される被験者Ｂの心臓の輪郭を表している。また、実線に囲まれる斜線の領域２７は、位置合わせが行われた心臓モデルの位置を示している。図１２より、洞調律による正常な心房興奮である被験者に対して、本手法は実際の心臓の位置から左にずれた位置に心臓モデルを置くことが分かる。
【００４１】
図１３は、位置合わせが行われた心臓モデル上へ、Ｐ波の電流分布および電流分布の絶対値を投影した結果を示している。電流分布の計算方法としては、（数１）から得られるＣｕｒｒｅｎｔ  ａｒｒｏｗ  ｍａｐを用いた。図１３において、実線に囲まれる領域２７は、位置合わせが行われた心臓モデルの位置を表している。また、矢印２１は電流分布を、実線に囲まれる領域２２は電流分布の絶対値の分布を表している。
【００４２】
以上の処理の流れを図８に示す。本実施例では、処理１０５−２および処理１０６−２から心臓モデルの位置決定を実施する。まず、処理１０５−２は、前述した図１０の説明に従って、３次元心臓モデル上へ洞結節の座標を設定する。次に、処理１０６−２では、前述した図１１の説明に従ってＰ波でのダイポール位置を導出する。処理１０７では、洞結節の座標とダイポール位置を用いて心臓モデルデータの位置合わせを行う。ここで、処理１０１から処理１０４、処理１０８から処理１１１までは第１の実施例の処理の流れと同様であるため、説明を省略する。
（第３の実施例）
第３の実施例は、第１の実施例と第２の実施例を組み合わせた実施例である。図１４は、ＭＲ画像から作成される３次元心臓モデルの左心室および３次元心臓モデルの洞結節を示している。まず、ＭＲ画像から作成される３次元心臓モデルの座標（ｘｎ，ｙｎ，ｚｎ）（ｎ＝１，２，…，Ｎ）からｘｙ面での心臓モデルの最も外側の輪郭を表すｚ＝ｚｎの面の左心室に対応する２次元輪郭領域１５の座標（ｘ０，ｎ，ｙ０，ｎ）を抜き出す。
【００４３】
ここで、２次元輪郭領域１５の座標（ｘ０，ｎ，ｙ０，ｎ）の抽出は以下の手順で行われる。始めに、３次元心臓モデルのｚ＝ｚｎの面から、ｙ座標が最大である座標Ｄ、中心点Ｅおよびｙ座標が最小である座標Ｆを設定する。次に、３次元心臓モデルのｙ軸の離散間隔に合わせて、線分ＤＥおよび線分ＥＦ間を離散化する。座標Ｄをｎ＝１とし、反時計回りで各離散点に番号付けをする。次に、３次元心臓モデルの座標（ｘｎ，ｙｎ，ｚｎ）上に、洞結節２５の座標（ｘｄ，ｙｄ，ｚｄ）を設定する。
【００４４】
図１５は、Ｔ波のＣｕｒｒｅｎｔ  ａｒｒｏｗ  ｍａｐから得られる等積分図および等積分図から抽出される領域およびＰ波のダイポール推定位置を示している。まず、心臓磁場データからＣｕｒｒｅｎｔ  ａｒｒｏｗ  ｍａｐを導出し、Ｔ波のＣｕｒｒｅｎｔ  ａｒｒｏｗ  ｍａｐの時間積分から計測領域に対応する等積分図を作成する。この等積分図の最大値で等積分図の各値を除算することで、等積分図を規格化する。
【００４５】
次に、規格化された等積分図に対してしきい値（例えば０．８）を設定し、しきい値より大きな積分値を持つ領域１８の境界座標（ｘ’ｍ，ｙ’ｍ）（ｍ＝１，２，…，Ｍ）を抽出する。ただし、境界座標（ｘ’ｍ，ｙ’ｍ）はｙ軸が最大である座標をｍ＝１とし、反時計回りに境界座標の番号付けを行う。また、境界座標数ＭはＭ＝Ｎとし、以下において境界座標を（ｘ’ｎ，ｙ’ｎ）と表記する。次に、Ｐ波の開始時刻のダイポール推定から導かれるダイポールの座標２６を（ｘ’ｄ，ｙ’ｄ，ｚ’ｄ）とする。
【００４６】
次に、心臓モデルの２次元輪郭座標（ｘ０，ｎ，ｙ０，ｎ）と等積分図より導かれる境界座標（ｘ’ｎ，ｙ’ｎ）との差および心臓モデルの洞結節の座標（ｘｄ，ｙｄ，ｚｄ）とダイポール推定から導かれる座標（ｘ’ｄ，ｙ’ｄ，ｚ’ｄ）との差の和で表される二乗平均誤差Ｆ３を（数９）のように定義し、この二乗平均誤差Ｆ３を最小とする心臓モデルの移動量（Δｘ，Δｙ）を求める。
【００４７】
【数９】
Ｆ３（Δｘ，Δｙ）＝√｛Σ［（ｘ０，ｎ＋Δｘ−ｘ’ｎ）２＋
（ｙ０，ｎ＋Δｙ−ｙ’ｎ）２］｝／
√｛Σ［（ｘ’ｎ）２＋（ｙ’ｎ）２］｝＋
√｛［（ｘｄ＋Δｘ−ｘ’ｄ）２＋
（ｙｄ＋Δｙ−ｙ’ｄ）２］｝／
√｛［（ｘ’ｄ）２＋（ｙ’ｄ）２］｝      ・・・（数９）
ここで、右辺第１項の分子および分母のΣは、ｎ＝１〜Ｎの加算を表す。（数９）を最小とする心臓モデルの移動量（Δｘ，Δｙ）を求める最適化問題に、シンプレックス法を適用する。また、ｚ座標に関する移動量Δｚは、ダイポール推定結果を用いて（数１０）から導く。
【００４８】
【数１０】
Δｚ＝ｚ’ｄ−ｚｄ      ・・・（数１０）
（数９）を最小とする移動量（Δｘ，Δｙ）とダイポール推定に基づく移動量Δｚを用いて、最適な心臓モデルの位置（ｘｔ，ｎ，ｙｔ，ｎ，ｚｔ，ｎ）を（数１１）から決定する。
【００４９】
【数１１】
ｘｔ，ｎ＝ｘｎ−Δｘ
ｙｔ，ｎ＝ｙｎ−Δｙ
ｚｔ，ｎ＝ｚｎ−Δｚ      ・・・（数１１）
図１６は、心疾患の既往歴の無い成人男性Ｂに対して、Ｔ波の等積分図およびＰ波のダイポール推定結果を用いて心臓モデルの位置合わせを行った結果を示す。図１６において、実線に囲まれる領域１９は実際のＭＲ画像から構築される被験者Ｂの心臓を表している。また、実線に囲まれる斜線の領域２８は、位置合わせが行われた心臓モデルの位置を示している。図１６より、正常なＴ波および洞調律による正常な心房興奮を持つ被験者に対して、本手法は実際の心臓の位置とほぼ同じ位置に心臓モデルを置くことが分かる。
【００５０】
図１７は、位置合わせが行われた心臓モデル上へ、Ｐ波の電流分布および電流分布の絶対値を投影した結果を示している。電流分布の計算方法としては、（数１）から得られるＣｕｒｒｅｎｔ  ａｒｒｏｗ  ｍａｐを用いた。図１７において、実線に囲まれる領域２８は、位置合わせが行われた心臓モデルの位置を表している。また、矢印２１は電流分布を、実線に囲まれる領域２２は電流分布の絶対値の分布を表している。
【００５１】
以上の処理の流れを図８に示す。第３の実施例では、処理１０５−１および処理１０６−１と処理１０５−２および処理１０６−２を組み合わせて心臓モデルの位置決定を行う。まず、処理１０５−１では、前述した図４の説明に従って、３次元心臓モデルから２次元輪郭座標を抽出する。次に、処理１０６−１では、前述した図５の説明に従って等積分図を導出する。一方、処理１０５−２は、前述した図１０の説明に従って、３次元心臓モデル上へ洞結節の座標を設定する。次に、処理１０６−２では、前述した図１１の説明に従ってＰ波でのダイポール位置を導出する。処理１０７では、これら２つの情報を用いて、心臓モデルデータの位置合わせを行う。ここで、処理１０１から処理１０４、処理１０８から処理１１０までは第１の実施例の処理の流れと同様であるため、説明を省略する。（第４の実施例）
図１８は、電流分布および電流分布の絶対値の心臓モデル上への投影結果を示す図であり、生体磁場計測装置のコンピューター７に表示される画面を表している。コンピューター７の画面には、複数の磁束計により測定される心臓から発する１つまたは複数の磁場波形の表示画面２９と、心臓モデルあるいは胸部画像データ上に投影された電流分布３０および電流分布の絶対値３１の表示画面３２と、選択ボタン３３とが表示される。
【００５２】
選択ボタン３３には、電流分布３０および電流分布の絶対値３１を投影する対象を選択するボタン３４と、電流分布３０および電流分布の絶対値３１を投影する対象の次元を選択するボタン３５と、モデルの位置決定法を選択するボタン３６と、画像データの種類を選択するボタン３７とが配置される。
【００５３】
また、選択ボタン３３には、電流分布３０および電流分布の絶対値３１の計算方法を選択するボタン３８も配置される。さらにボタン３８には、再構成する電流分布の領域のｚ座標を入力する入力フィールド３９と電流分布の再構成に使用する正則化パラメータの値を入力する入力フィールド４０が配置される。
【００５４】
磁場波形の表示画面２９には、心臓磁場波形の計測時刻に対応するスクロールバー４１と、電流分布表示時刻線４２とが配置されている。図１８の画面には、表示画面３２の視点方向の角度の調整を行うプルダウン４４と、電流分布の絶対値３１の表示範囲を選択するプルダウン４５と、表示画面２９の磁場波形の強度の表示範囲を選択するプルダウン４６と電流分布表示時刻線４２の時刻に対応する電流分布表示時刻入力フィールド４３とを有する。
【００５５】
ここで、オペレーターは、選択ボタン３３内に配置されるボタン３４、３５、３６および３７を選択することで、電流分布３０および電流分布の絶対値３１を投影する対象物、対象物の次元、対象物の位置決定法および対象物の画像データの種類を選択することができる。同様に、選択ボタン３８を選択することで、電流分布３０および電流分布の大きさ３１の計算方法を選択することができる。
【００５６】
電流分布の計算方法としては、実施例１で説明した電流アロー図と最小二乗法やウィナーフィルタ等の逆問題解析手法により推定された電流分布を用いる。また、電流分布表示時刻線４２を心臓磁場波形上の任意の時刻に合わせることで、その時刻に対応する電流分布３０および電流分布の絶対値３１の表示結果３２を得ることができる。さらに、プルダウン４５からは、電流分布の絶対値３１の強度に合わせた表示結果を、プルダウン４６からは、心臓磁場波形の強度に合わせた表示結果を表すことができる。また、プルダウン４４のθおよびφを変化させることで、画面表示３２の視点方向の角度を任意に選択することができる。
【００５７】
視点方向の角度θおよびφは、図１９を用いて説明する。図１９は、画面表示３２の視点角度θおよびφを示す図である。座標系４７は視点の座標系を示し、座標系４８は２次元または３次元心臓モデル４９の座標系を表している。ここで、２次元または３次元心臓モデル４９の中心点５０をｚ’軸に沿ってｘｙ面に投影した点をｏ”とする。また、ｘ軸と平行でｏ”と交わる直線をｘ”とする。このとき、視点の位置ｏと２次元または３次元心臓モデル４９の中心点５０を結ぶ直線とｘｙ面が成す角度をφとする。また、２次元または３次元心臓モデル４９の中心点５０とｏ”を結ぶ直線とｘ”が成す角度をθとする。
（第５の実施例）
第１の実施例、第２の実施例および第３の実施例において、ＭＲ画像に基づいて心臓モデルを作成したが、第５の実施例ではＸ線ＣＴ装置およびＸ線透視撮像装置から得られる胸部画像データから心臓モデルを作成する。
（第６の実施例）
第１の実施例、第２の実施例および第３の実施例では、１名の健常者のＭＲ画像データに基づいて心臓モデルを作成したが、第６の実施例では、核磁気共鳴イメージング装置、Ｘ線ＣＴ装置およびＸ線透視撮像装置により撮影された各世代の健常者の胸部画像データから、世代毎の平均的な心臓の大きさや形状を模擬した心臓モデルを作成する。さらに、心臓モデル上へ電流分布を投影する際、解析の対象とする被験者の年齢に最も近い世代の心臓モデルを使用する。
【００５８】
【発明の効果】
以上説明したように本発明によれば、心臓疾患を有する被験者または健常者に対して、Ｔ波やＰ波の心臓磁場データから心臓モデルの位置を適切に求めることが可能となる。また、この適切な位置が導かれた心臓モデル上へＣｕｒｒｅｎｔａｒｒｏｗ  ｍａｐを投影することで、ＭＲＩやＸ線ＣＴ等の計測を行わずに、心臓の各部位に対応する電流分布を、視覚的に分かり易く簡便な計算で表示することが可能となる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の一実施例において使用される生体磁場計測装置の構成を示す模式図。
【図２】本発明の一実施例における生体磁場計測装置の配置を示す説明図。
【図３】本発明の一実施例における核磁気共鳴イメージング装置の配置を示す説明図。
【図４】本発明の一実施例におけるＭＲ画像に基づく３次元心臓モデルの左心室を示す図。
【図５】本発明の一実施例におけるＴ波の等積分図および等積分図から抽出される領域を示す図。
【図６】本発明の一実施例におけるＴ波の等積分図から導かれる心臓モデルの位置を示す図。
【図７】本発明の一実施例におけるＴ波の等積分図から導かれる心臓モデル上へのＣｕｒｒｅｎｔ  ａｒｒｏｗ  ｍａｐの投影結果を示す図。
【図８】本発明の実施例における位置決定法の処理流れ図。
【図９】本発明の一実施例における心臓磁場計測領域および拡張計測領域を示す図。
【図１０】本発明の一実施例におけるＭＲ画像に基づく３次元心臓モデルおよび３次元心臓モデルの洞結節を示す図。
【図１１】本発明の一実施例におけるＰ波のダイポール推定結果を示す図。
【図１２】本発明の一実施例におけるＰ波のダイポール推定結果から導かれる心臓モデルの位置を示す図。
【図１３】本発明の一実施例におけるＰ波のダイポール推定結果から導かれる心臓モデル上へのＣｕｒｒｅｎｔ  ａｒｒｏｗ  ｍａｐの投影結果を示す図。
【図１４】本発明の一実施例におけるＭＲ画像に基づく３次元心臓モデルの左心室および洞結節を示す図。
【図１５】本発明の一実施例におけるＴ波の等積分図から抽出される領域およびＰ波のダイポール推定結果を示す図。
【図１６】本発明の一実施例におけるＴ波の等積分図およびＰ波のダイポール推定結果から導かれる心臓モデルの位置を示す図。
【図１７】本発明の一実施例におけるＴ波の等積分図およびＰ波のダイポール推定結果から導かれる心臓モデル上へのＣｕｒｒｅｎｔ  ａｒｒｏｗ  ｍａｐの投影結果を示す図。
【図１８】本発明の一実施例における表示画面を示す図。
【図１９】本発明の一実施例における視点方向の角度θおよびφの説明図。
【符号の説明】
１…シールドルーム、２…クライオスタット、３…ガントリー、４…ベッド、５…駆動回路、６…アンプフィルタユニット、７…コンピューター、８…被験者の胸壁、９…心臓磁場計測システムの計測領域、１０…３行７列目のＳＱＵＩＤ磁束計、１１…剣状突起、１２…核磁気共鳴イメージング装置の計測領域、１３…ＭＲ画像から作成される３次元心臓モデル、１４…３次元心臓モデルのｚ＝ｚｎの面、１５…３次元心臓モデルの左心室に対応する２次元輪郭領域、１６…心臓磁場計測システムの計測領域、１７…Ｔ波の等積分図、１８…しきい値より大きな積分値を持つ領域、１９…実際のＭＲ画像から構築される被験者Ｂの心臓、２０…位置合わせが行われた心臓モデルの位置、２１…電流ベクトル、２２…電流ベクトルの絶対値の分布、２３…心臓磁場計測システムの計測領域、２４−１…拡張された領域１、２４−２…拡張された領域２、２４−３…拡張された領域の最も外側の境界、２５…３次元心臓モデルの洞結節、２６…Ｐ波のダイポール推定位置、２７…位置合わせが行われた心臓モデルの位置、２８…位置合わせが行われた心臓モデルの位置、２９…心臓磁場波形の表示画面、３０…電流分布、３１…電流分布の絶対値、３２…心臓モデルあるいは胸部画像データ上に投影された電流分布および電流分布の絶対値の表示画面、３３…選択ボタン、３４…電流分布および電流分布の絶対値を投影する対象を選択するボタン、３５…電流分布および電流分布の絶対値を投影する対象の次元を選択するボタン、３６…心臓モデルの位置決定法を選択するボタン、３７…画像データの種類を選択するボタン、３８…電流分布および電流分布の絶対値の演算方法を選択するボタン、３９…推定する電流分布のｚ座標を入力する入力フィールド、４０…正則化パラメータの値を入力する入力フィールド、４１…心磁波形表示のスクロールバー、４２…電流分布表示時刻線、４３…電流分布表示時刻入力フィールド、４４…表示画面の視点方向の角度を選択するプルダウン、４５…電流分布の強度に関する表示範囲を選択するプルダウン、４６…心磁波形の強度の表示範囲を選択するプルダウン、４７…視点の座標系、４８…心臓モデルの座標系、４９…２次元および３次元心臓モデル、５０…２次元および３次元心臓モデルの中心点。
【図１】
0003921415.tif 000002
【図２】
0003921415.tif 000003
【図３】
0003921415.tif 000004
【図４】
0003921415.tif 000005
【図５】
0003921415.tif 000006
【図６】
0003921415.tif 000007
【図７】
0003921415.tif 000008
【図８】
0003921415.tif 000009
【図９】
0003921415.tif 000010
【図１０】
0003921415.tif 000011
【図１１】
0003921415.tif 000012
【図１２】
0003921415.tif 000013
【図１３】
0003921415.tif 000014
【図１４】
0003921415.tif 000015
【図１５】
0003921415.tif 000016
【図１６】
0003921415.tif 000017
【図１７】
0003921415.tif 000018
【図１８】
0003921415.tif 000019
【図１９】
0003921415.tif 000020