(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
被験体を支持するベッドと、該被験体の生体磁場測定部位に配置される複数の検出コイルと、検出コイルにより検出された磁場を電気信号に変換する超伝導量子干渉素子と、該超伝導量子干渉素子を低温に保持するクライオスタットと、該クライオスタットを保持する手段と、前記超伝導量子干渉素子を駆動する磁束計動作回路と、前記超伝導量子干渉素子により検出された磁束に起因する信号を取り込み解析する手段と、前記解析する手段により計算された表示手段とを有し、前記解析する手段は以下の１）、２）の処理をして、前記表示手段は前記１）、２）の処理により得られた線積分値を表示することを特徴とする生体磁場計測装置。
１）計測された磁場を各計測位置に関して、被験体に垂直なＺ方向の磁場をｘ、ｙ方向に偏微分することにより疑似電流の分布を計算する処理
２）前記磁場の計測位置からみて、検出コイルが配置された範囲内で任意の距離にある円周上で、該円周に接する疑似電流を線積分する処理
【請求項２】
前記解析する手段は前記１）、２）の処理により得られた前記線積分値を各計測位置ごとに算出し、前記表示手段は各計測位置ごとの前記積分値を分布図として表示することを特徴とする請求項１記載の生体磁場計測装置。
【請求項３】
前記解析をする手段によって得られた線積分値の最大値または最小値を計算する手段を有することを特徴とする請求項１記載の生体磁場計測装置。
【請求項４】
前記最大値または最小値の絶対値差分値を計算する手段を有することを特徴とする請求項３記載の生体磁場計測装置。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は，成人，小児，胎児等の心臓や脳等から発生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）磁束計を使用する生体磁場装置に関し，特に測定された脳磁場および心磁場の分布から、心臓または脳内の電流の回転性を評価方法に関する。
【０００２】
【従来の技術】
従来，ＳＱＵＩＤ磁束計を用いる生体磁場装置は，生体内の心筋活動（筋肉の活動一般）や脳内のニューロンの活動に伴って生じるイオン流が作る微弱な生体磁場（計測された磁場は心磁場や脳磁場と呼ばれる）の計測に使用されてきた。イオン電流の動きは生体の電気的な活動を反映しており，有益な情報を得ることが可能であり，多くの研究が行われている。これらの測定された磁場から心臓内部の擬似的な電流を観察する方法として電流アローマップ法が提案されてきている（Med. Biol. Eng. Comput. pp 21-28, 2001）。電流アローマップ法は法線方向の磁場（生体の直行方向の磁場）を接線方向（生体と平行した方向）に偏微分して計算されるものである。電流アローマップ法を用いて心臓内部の擬似電流を推定が可能であり、有効性が示されている。
【０００３】
【発明が解決しようとする課題】
しかしながら、脳内または心臓内の回転性の電流を定量評価する方法が考えられておらず、十分に臨床評価し得る情報を得ることができていなかった。本発明の課題は、脳また心臓から発生する微弱磁場を測定する生体磁場計測装置を用いて得られた磁場波形から、脳内または心臓内の電流の回転性を定量評価する方法を提供することにある。
【０００４】
【課題を解決するための手段】
上述の課題を解決するため、本発明によれば、次のような構成を実現する。生体から発生する磁場を計測する超伝導量子干渉素子（Superconducting Quantum Interference Device:以後SQUIDと略す）を用いた複数個の磁束計と、計測された磁場から疑似電流を計算する手段を有し、複数個の磁束計によって得られた磁場から前記疑似電流を計算し、擬似電流を各センサから一定距離にある円周上に一定方向に積分を行う手段を有し、前記積分を行う手段によって得られた積分値の最大値または最小値を計算する手段を有し、前記最大値および最小値の絶対値差分値を計算する手段を有する構成とする。
【０００５】
上記構成を有する本発明によれば、めまい患者や心房粗動といった回転性の電流を有する磁場分布から、回転性を定量的に評価を行うのに有用な情報を簡易に得ることが可能である。
【０００６】
【発明の実施の形態】
本発明の実施例を図面を用いて説明していく。
第一の実施例について以下説明を行う。
図１は本発明の実施例である生体磁場計測装置の構成を示す図である。図１に示すように磁気シールドルーム１内には、被験者が横になるベッド７とSQUIDセンサを超伝導状態に保持するための冷媒（液体ヘリウムまたは液体窒素）が貯蔵されたクライオスタット2と、クライオスタット2を機械的に保持するガントリー3が、配置されている。ベッドは、X方向とY方向とZ方向に移動可能である。シールドルームの外部にはSQUID磁束計の駆動回路4と、アンプフィルタユニット5と、データ取り込み用コンピュータ6とが配置されている。本実施例においては、データ取り込み用コンピュータ6は解析されたデータが表示される表示部、および取り込まれたデータを解析する解析手段も兼ねている。
図２に心臓から発生する微弱磁場を測定する８×８のアレー状に配置した64個のSQUID磁束計２０２の配置を示す。本実施例では、各SQUID磁束計は検出コイルと補償コイルとを有する１次微分型の検出コイルを使用し、ｚ方向（体表面に対して垂直方向）の磁場を測定する検出コイルを使用するものをSQUID磁束計として定義する。ただし、検出コイルの形状はｚ方向を検出コイルに限るものではない。本実施例の図面では、１次微分型検出コイルのベースラインを50mmとして検出コイルの直径を１８mmとしたものを使用している。成人心臓の計測範囲と心臓との位置合わせは、剣状突起の上方に（３，７）の位置にSQUID磁束計201を位置合わせることで行っている。本実施例では、センサーアレーを８×８の正方配列に配置した64個のSQUID磁束計２０２の配置で示しているが、三角配列やひし形配列などのセンサーアレーを用いて計測してもよく、測定磁場方向もｚ方向に限るものではなく磁場のベクトル３成分の任意の方向を検出してもよい。
【０００７】
図３に脳の神経活動によって生じる磁場（以下脳磁場と呼ぶ）を計測する構成図を示す。本実施例では音の刺激による聴性誘発脳磁場を計測する例を示している。被検者はベッド7に横たわり、クライオスタット２に測定したい頭部の面を近づけて脳磁場は計測される構成となっている。図３では１ｋHzで５０ｍｓ保持時間巾をもつトーンバースト音を音刺激装置303によって作成している。音刺激の間隔は0.3Hz（約3.3秒に1回）で行っている。音刺激のタイミングに合わせて同期信号304が発生し、データ取り込み用コンピュータ6へ同期信号が入力される。入力された同期信号を利用して加算平均化処理が行なわれ、信号雑音比を向上させる構成とする。音刺激装置に303によって作成されたトーンバースト音はエアーチューブ302とアダプタ305を通して左耳に入力されている。また図３では図示していないが、右耳にはホワイト雑音の音を常時与えることによって外来からの音による影響がないように計測を行っている。脳磁場はクライオスタット２内のSQUID磁束計によって計測される。SQUID磁束計はFLL回路４によって駆動され、FLL回路４の出力はアンプフィルタ回路５を通ってデータ取り込み用コンピュータ6にデジタルデータとして記録される。データ取り込み用コンピュータ6、FLL回路４、アンプフィルタ回路５などの制御画面やデータ解析画面などはデータ取り込み用コンピュータ6に表示される構成となっている。以上の構成でベッド４とクライオスタット２以外は、図１記載の磁気シールドルーム１の外部に配置することが望ましい。
図４に各測定エリアでの計測範囲（１７５ｍｍ×１７５ｍｍ）を計測点202によって図示している。被検者301の左側頭を計測する場合の計測範囲を上図に示し、下図に右側頭を測定する場合の計測範囲を示している。図４では聴性誘発脳磁場計測する構成を示しているため、耳のやや上に計測点202を配置する構成で示している。
【０００８】
聴覚刺激による脳内の電気活動を調べるため、電流アローマップ法を使用した。電流アローマップ法とは、体に垂直なＺ方向の磁場（Ｂｚ）をｘ，ｙ方向に偏微分を行うことにより、疑似的な電流を可視化する方法である。具体的に偏微分の方法を示すと次式で表される。
Ix=dBz/dy・・・(1)
Iy=−dBz/dx・・・(2)
ここでIx, Iyを電流アローと呼び、擬似的な電流を示しているものと考える。図５に、健常者の右耳にトーンバースト音を入力して左側頭野で計測された磁場波形４０３を示し、上段には磁場波形４０３の最も強い時刻（Ｎ１００）における式（１）（２）を使って作成された電流アローマップ図を示している。上段のアロー４０１は、強度の違いをアローの長さで示してあり、コンターマップ４０２は電流アロー４０１の強度によって表示している。上記の擬似的な電流は電流アローマップ法よって作成された電流アローに限ることはなく、例えば、フーリエ変換法を用いた２次元または３次元電流分布再構成法やリードフィールド逆行列による２次元または３次元電流分布再構成法によって得られた２次元または３次元の電流分布の電流ベクトルを用いてもよく、３次元電流分布の場合は任意の２次元電流分布内で電流ベクトルを表現できる。ただし以下の説明では、式（１）（２）によって計算される電流アローマップ法を用いた電流アローによって説明を行っていく。
電流アローの回転性を確認するため、ローテーション電流アロー（Irot）について検討した。ローテーション電流アロー（Irot）について図６を用いて説明する。図６(a)は、図５の上図と同じ電流アローマップを示している。説明を簡単にするため、範囲５０１の電流アローのみを抜き出して図６(b)に示している。図６(b)内の中心電流アロー５０４の位置（チャネル）におけるローテンション電流アローを、中心電流アロー５０４の位置から等距離にある積分範囲５０２で線積分を行う。積分範囲５０２の円周上に接する電流アロー成分I1, I2, I3, I4のみを積分方向５０３に沿って線積分を行う様子を図６(c)に示している。積分方向５０３の方向をプラスとするため、図６(c)の例ではIrot=I1+I2+I3+I4の値はプラスの値を持つ事になり、中心電流アロー５０４のまわりには、右方向に回転する電流アローが存在していることを知ることができる。同様に各センサー（チャネル）毎にローテーション電流アロー（Irot）を計算していく。ただし８×８のマトリックス状センサーの内、外周の最も外側に位置するセンサー位置については、計算を行えないため、内側の６×６のセンサー位置についてローテーション電流アロー（Irot）を計算した。上記ローテーション電流アロー（Irot）の計算では、式（１）（２）を用いた電流アローマップ法を使用したが、これに限ることはなく、例えば、フーリエ変換法を用いた２次元電流分布再構成法やリードフィールド逆行列による２次元電流分布再構成法によって得られた逆問題の２次元電流分布の電流ベクトルを用いてもよい。さらにローテーション電流アロー（Irot）の積分範囲についても図６（ｃ）に示した４箇所の電流（I1, I2, I3, I4）に限ることなく、センサー配置間の磁場の補間値を計算して電流アローマップを作成し、複数個の電流アローを積算することによってローテーション電流アロー（Irot）を計算することも可能である。
図６(a)に示した電流アローマップ図から計算されたローテーション電流アロー（Irot）のマップ図を図６に示す。図７に示すように陽極ピーク６０２と陰極ピーク６０１がほぼ同程度の大きさで図６(a)内の最大電流アロー値をもつセンサーの両側に出現している。
次にめまい患者の左耳音刺激によって右側側頭部で検出された磁場波形７０１を図８の下段に、磁場波形７０１の最大ピーク時における電流アローマップ図を図８の上段に示す。上段の電流アローマップ図から電流アローが回転している様子が観察できる。
図８に示しためまい患者の回転性の電流アローパターンを定量的に評価するため図６と同様にローテーション電流アロー（Irot）を計算した。図９は図８の電流アローマップから計算されたローテーション電流アロー（Irot）のマップ図を示している。図９の場合マイナスのピーク８０１が下側に顕著に現れているものの、陽極ピークはほとんど見られない。本症例ではマイナスのピークを持つ事から、左向きの回転が生じていると考えられる。
以上のように電流アローの回転性を評価する方法としてローテーション電流アロー（Irot）を検討してきた。全ての患者で定量的に回転性を評価するため、陽極のピークの値と陰極のピークの値を各患者の各測定毎（左側頭―右音刺激、左側頭―左音刺激、右側頭―左音刺激、右側頭―右音刺激の４パターン）に計算した結果を図１０に示す。図１０(a)が健常者５例を示し、図１０(b)がめまい患者８例を示している。ただし#8'は#8患者のアミオダミン治療後の結果を示している。各患者の結果は左から左側頭―右音刺激、左側頭―左音刺激、右側頭―左音刺激、右側頭―右音刺激の４パターンに対応している。健常者の図１０(a)ではどの被験者も陽極と陰極の値がほぼ等しい事から、対称性がよいと考えられる。一方図１０(b)のめまい患者では、Ｎ１００が観測されなかった測定部位などもあるほか、測定されているもののについても陽極側の値と陰極側の値が異なる対称性の悪いパターンであることが分かる。
図１０の結果をよりわかりやすくするため、（陽極側の値）―（陰極側の値）の絶対値を計算し、各被験者毎の絶対値の最大値を比較した。その結果、図１１に示すように、健常者とめまい患者では明らかな違いを示すことができた。まためまい抑制の薬剤メリスロンを投与後、最大値の値が健常者に近い値に変化し、めまい症状が緩和されたことが分かった。
以上説明した実施例では全て脳磁場計測におけるめまい患者の例を示してきたが、上記ローテーション電流アロー（Irot）法は、めまい患者に限ることなく、心房粗動などの回転性の電流を有する心疾患においても同様のローテーション電流アロー（Irot）を計算することができ、心疾患の定量評価に有効な情報を得ることができる。
【０００９】
【発明の効果】
以上説明したように、上記構成を有する本発明によれば、診断に有効な指標を得ることが可能となる。
【図面の簡単な説明】
【図１】生体磁場計測装置の構成図。
【図２】８×８のアレー状に配置した64個のSQUID磁束計の配置を示す図。
【図３】聴性誘発脳磁場を計測する例を示す図。
【図４】脳磁場計測の計測範囲を示す図。
【図５】健常者の聴覚刺激脳磁図測定例、上段：カレントアローマップ図、下段：脳磁場波形の６４チャネル重ね合わせ波形。
【図６】ローテーション電流アローの作成方法を示す図。
【図７】健常者のローテーション電流アローによるマップ図。
【図８】めまい患者の聴覚刺激脳磁図測定例、上段：カレントアローマップ図、下段：脳磁場波形の６４チャネル重ね合わせ波形。
【図９】めまい患者のローテーション電流アローによるマップ図。
【図１０】ローテーション電流アローの最大値および最小値による各被験者毎の比較。
【図１１】（（陽極側の値）―（陰極側の値））の絶対値の健常者とめまい患者の比較。
【符号の説明】
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：ＦＬＬ回路、５：アンプフィルタユニット、６：データ取り込み用コンピュータ、７：ベッド、２０１：献上突起、２０２：ＳＱＵＩＤ磁束計、３０１：被験者、３０２：エアーチューブ、３０３：音刺激装置、３０４：トリガー信号、３０５：アダプタ、４０１：電流アロー、４０２：コンターマップ、４０３：６４チャネル磁場波形の重ね合わせ波形、５０１：範囲、５０２：積分範囲、５０３：積分方向、５０４：電流アロー、６０１：陽極ピーク、６０１：陰極ピーク、８０１：陰極ピーク。
【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】
0003757815.tif 000009
【図９】
0003757815.tif 000010
【図１０】
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【図１１】
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