(57)【要約】【目的】 空間フィルタを用いた開口合成磁界解析装置
において、観測平面上の磁界センサの個数を増加せずに、関心領域内電流密度分布の空間分解能を向上させることができる磁界解析方法および電流分布可視化装置を提供する。
【構成】 複数座標に配置された磁界センサで構成される磁界分布計測手段と、補間処理によってより多い個数の複数座標における磁界分布データを演算する第１の演算装置と、前記演算された磁界分布データ基づいて関心
領域内の任意のボクセルの電流密度ベクトル成分を求める第２の演算手段と、電流密度絶対値を求める第３の演
算手段と、複数の断層画像データを構造的画像データに加工する第４の演算手段と、３次元表示を行う表示装置より構成される磁界解析方法および電流分布可視化装
置。

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【特許請求の範囲】【請求項１】 空間フィルタを用いた開口合成磁界解析装置であって、観測平面上の合計Ｌ個の複数座標における非接触磁気計測により前記複数の座標に対応する複数の磁界時系列データを取得し、かつ前記複数の磁界時系
列データの時刻ｊに対応する合計Ｌ個の磁界データに基づいて前記観測平面上のＬ個よりも多い合計Ｎ個の磁界分布データを補間演算によって生成する第１の演算手段と、前記第１の演算手段によって生成された合計Ｎ個の磁界分布データに基づいて関心領域内に分割された合計Ｍ個のボクセルのうち任意のｉ番目のボクセル内を流れ
互いに直交する電流密度ベクトルを求める空間フィルタ処理を各成分毎に演算する第２の演算手段と、前記第２の演算手段によって生成された時刻ｊに対応するボクセ
ルｉの電流密度ベクトルの絶対値を演算する第３の演算手段と、前記第３の演算手段によって生成されたＭ個のボクセルの電流密度の絶対値を３次元的に濃淡表示する
表示手段とを備え、これにより観測磁界分布時系列デー
タから関心領域内の電流密度分布の時系列データを得て、これを３次元的に可視化することを特徴とする電流分布可視化装置。
【請求項２】 別途得られた複数の断層画像データある
いは設計データを加工して３次元的な関心領域周辺の構造的画像データを生成する第４の演算手段を備え、前記表示手段は、前記電流密度分布時系列データに基づいて、前記構造的画像上に複数の電気的旋回路の位置を３次元的に表示する、請求項１に記載の電流分布可視化装置。
【請求項３】 空間フィルタを用いた開口合成磁界解析方法であって、観測平面上の合計Ｌ個の複数座標における非接触磁気計測により前記複数の座標に対応する複数の磁界時系列データを取得する磁界計測ステップと、かつ前記複数の磁界時系列データの時刻ｊに対応する合計Ｌ個の磁界データに基づいて前記観測平面上のＬ個よりも多い合計Ｎ個の磁界分布データを補間演算によって生成する第１の演算ステップと、前記第１の演算ステップ
によって生成された合計Ｎ個の磁界分布データに基づいて関心領域内に分割された合計Ｍ個のボクセルのうち任意のｉ番目のボクセル内を流れ互いに直交する電流密度ベクトルを求める空間フィルタ処理を各成分毎に演算する第２の演算ステップと、前記第２の演算ステップによって生成された時刻ｊに対応するボクセルｉの電流密度ベクトルの絶対値を演算する第３の演算ステップと、前記第３の演算ステップによって生成されたＭ個のボクセルの電流密度の絶対値を３次元的に濃淡表示する表示ス
テップにより構成され、これにより観測磁界分布時系列
データから関心領域内の電流密度分布の時系列データを得て、これを３次元的に可視化することを特徴とする磁界解析方法。
【請求項４】 別途得られた複数の断層画像データある

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いは設計データを加工して３次元的な関心領域周辺の構造的画像データを生成する第４の演算ステップを備え、前記表示ステップは、前記電流密度分布時系列データに基づいて、前記構造的画像上に複数の電気的旋回路の位置を３次元的に表示する、請求項３に記載の磁界解析方法。
【発明の詳細な説明】【０００１】【発明の属する技術分野】この発明は、関心領域を複数のボクセルに分割し、観測平面上での非接触磁気計測により得られた複数の磁界時系列データに基づいて空間フ
ィルタ処理によって各ボクセル毎の電流密度分布を求める開口合成磁界解析装置等の電流分布可視化装置および開口合成磁界解析方法等の磁界解析方法に関する。より特定的には、より少ない個数の磁界センサで関心領域内
電流密度分布の空間分解能を向上させることが可能である磁界解析方法および電流分布可視化装置に関する。
【０００２】【従来の技術】従来、非接触磁気計測で得られた脳磁界
分布時系列データから脳内電流密度分布を３次元的に可視化・再構成する開口合成磁界解析方法(Synthetic Ape
rtureMagnetometry)が提案され、一部の脳磁界計測シス
テムで採用されている。
【０００３】しかしながら、従来の開口合成磁界解析方法では１４０チャンネルから２５０チャンネル程度の多数の高価な超高感度磁気センサを配置して磁界分布を計測する必要があった。しかも解析分解能はそれでも不十分であり、脳機能部位の位置推定を行うのに十分な空間分解能を達成するにはさらに多数のセンサを備えた計測システムの開発を必要としていた。
【０００４】これは、開口合成磁界解析方法が積和計算を主体とする空間フィルタ処理であり、積和項数が十分大きくないと空間フィルタの空間分離能を向上させることができないことに起因している。積和項数を増やすた
めにはセンサ数を増やす必要があり、センサを増やすことは価格面で問題があり、普及しない最大要因となっていた。
【０００５】一方、地磁気の１０億分の１程度の磁束を高感度に検出することができる超電導量子干渉素子（Superconducting QUantum Interference Device：以下、
ＳＱＵＩＤと略する）を用いたＳＱＵＩＤ磁束計がさま
ざまな分野で応用されている。特に、前述のように非侵襲性の計測が強く要望されている生体計測の分野では、
ＳＱＵＩＤ磁束計を用いた人体の非接触磁気計測が試みられている。
【０００６】特に、近年の薄膜素子製造技術の進歩によりＤＣ−ＳＱＵＩＤが開発されたことにより、ＳＱＵＩ
Ｄ磁束計を用いて心臓の磁界分布である心磁図を計測することが試みられつつある。
【０００７】しかし、心機能計測のためにＳＱＵＩＤ磁(3)3束計を用いる場合にはさらにシステム価格を抑える必要が生じる。これは安価な多チャンネル心電図計測システ
ムによっても分解能は劣るが、およその患部位置の同定が行えるためである。
【０００８】【発明が解決しようとする課題】しかしながら、心電図
計測は接触計測法であり、多数の電極を人体へ装着する作業が面倒であり、手術において利用できるほどの患部
位置推定分解能は到底得られない。
【０００９】またＳＱＵＩＤ磁束計による心磁界計測システムを使用する場合においても、他の解析方法では人体内における患部の位置、大きさ、形状を直接表示する
ことはできず、心臓内における患部の相対的な位置関係を医師に的確に知らせることが困難であった。
【００１０】開口合成磁界解析方法は原理的に十分な空間分解能を達成することは可能であるが、そのためには非常に多くの磁界センサ数を備えるシステムを用意する必要があり、価格的に実現されなかった。
【００１１】それゆえに、この発明の目的は、開口合成
磁界解析方法を用いた磁界解析装置において従来よりも少ないセンサ数でありながら空間分解能を向上させることが可能な磁界解析方法および電流分布可視化装置を提供することである。
【００１２】【課題を解決するための手段】この発明による空間フィルタを用いた開口合成磁界解析装置は、磁界計測手段と、第１の演算手段と、第２の演算手段と、第３の演算
手段と、表示手段を備える。磁界計測手段は、観測平面上の合計Ｌ個の複数座標における非接触磁気計測により
前記複数の座標に対応する複数の磁界時系列データを取得する。第１の演算手段は、前記複数の磁界時系列デー
タの時刻ｊに対応する合計Ｌ個の磁界データに基づいて
前記観測平面上のＬ個よりも多い合計Ｎ個の磁界分布データを補間演算によって生成する。第２の演算手段は、
前記第１の演算手段によって生成された合計Ｎ個の磁界分布データに基づいて関心領域内に分割された合計Ｍ個のボクセルのうち任意のｉ番目のボクセル内を流れ互いに直交する電流密度ベクトルを求める空間フィルタ処理
を各成分毎に演算する。第３の演算手段は、前記第２の演算手段によって生成された時刻ｊに対応するボクセル
ｉの電流密度ベクトルの絶対値を演算する。表示手段
は、前記第３の演算手段によって生成されたＭ個のボクセルの電流密度の絶対値を３次元的に濃淡表示する。これにより観測磁界分布時系列データから関心領域内の電流密度分布の時系列データを得て、これを３次元的に可視化表示することができる。
【００１３】好ましくは、別途得られた複数の断層画像データあるいは設計データを加工して３次元的な関心領域周辺の構造的画像データを生成する第４の演算手段を備え、前記表示手段は、前記電流密度分布時系列データ

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特開２００２−３５５２２９4に基づいて、前記構造的画像上に複数の電気的旋回路の位置を３次元的に表示することである。
【００１４】この発明の他の局面に従うと、空間フィル
タを用いた開口合成磁界解析方法であって、観測平面上の合計Ｌ個の複数座標における非接触磁気計測により前記複数の座標に対応する複数の磁界時系列データを取得する磁界計測ステップと、かつ前記複数の磁界時系列データの時刻ｊに対応する合計Ｌ個の磁界データに基づいて前記観測平面上のＬ個よりも多い合計Ｎ個の磁界分布
データを補間演算によって生成する第１の演算ステップと、前記第１の演算ステップによって生成された合計Ｎ個の磁界分布データに基づいて関心領域内に分割された
合計Ｍ個のボクセルのうち任意のｉ番目のボクセル内を流れ互いに直交する電流密度ベクトルを求める空間フィルタ処理を各成分毎に演算する第２の演算ステップと、
前記第２の演算ステップによって生成された時刻ｊに対応するボクセルｉの電流密度ベクトルの絶対値を演算する第３の演算ステップと、前記第３の演算ステップによって生成されたＭ個のボクセルの電流密度の絶対値を３次元的に濃淡表示する表示ステップとを備えている。これにより観測磁界分布時系列データから関心領域内の電流密度分布の時系列データを得て、これを３次元的に可視化することができる。
【００１５】好ましくは、別途得られた複数の断層画像データあるいは設計データを加工して３次元的な関心領域周辺の構造的画像データを生成する第４の演算ステップを備え、前記表示ステップは、前記電流密度分布時系
列データに基づいて、前記構造的画像上に複数の電気的
旋回路の位置を３次元的に表示する。
【００１６】したがって、この発明によれば、空間フィルタを用いた開口合成磁界解析装置において、観測平面上に複数個配置された磁界センサの個数を増加させることなく、関心領域内電流密度分布の空間分解能を向上させることが可能である。
【００１７】【発明の実施の形態】以下、この発明の実施の形態を図面を参照して詳しく説明する。なお、図中同一または相当部分には同一符号を付してその説明を省略する。
【００１８】［実施の形態］図１は、この発明の実施の形態による、空間フィルタを用いた電流分布可視化装置の構成を概略的に示す機能ブロック図である。
【００１９】図１を参照して、磁界分布計測手段１は、
たとえば、後で詳述するＳＱＵＩＤ磁束計のような計測手段を用いて、被験者の胸部上の複数の座標における非接触磁気計測を行ない、総数Ｌ個の複数の座標に対応する複数の磁界時系列データを取得する。
【００２０】磁界分布計測手段１によって計測された心臓の磁界分布時系列データの時刻ｊの磁界分布データＬ個に基づいて、第１の演算手段２は、スプライン補間や直線補間、あるいは特開平４−１１６４８１号公報に記(4)5載されているサンプリング関数を用いた補間処理等の種々の公知の計算手法を用いて、Ｌ個よりも多い総数Ｎ個の補間処理された磁界分布データを得る。
【００２１】第２の演算手段３では、関心領域を総数Ｍ個のボクセルで近似し、積和計算からなる空間フィルタ
処理によって総数Ｎ個の観測平面上の磁界分布データか
ら任意のボクセルｉの電流密度ベクトルの互いに直交する成分（ｘ方向成分をｉｘ、ｙ方向成分をｉｙと表記する。）を演算する。
【００２２】第３の演算手段４によって、第２の演算手
段３で得られた時刻ｊにおけるボクセルｉの電流密度ベクトルの絶対値（電流密度）を演算する。
【００２３】一方、核磁気共鳴（ＭＲＩ）、Ｘ線ＣＴ、
心エコー図、心筋ＳＰＥＣＴなどの断層診断装置によって別途得られた同一被験者の胸部の断層画像データ（複数枚の断層画像のデータを含む）が、第４の演算手段６に与えられ、第４の演算手段６は、これらの断層画像データを加工して３次元的な解剖学的画像を示す構造的データを生成して出力する。
【００２４】ここで、上述の時刻ｊにおけるボクセルｉの電流密度ベクトルの絶対値データを画像で表現すると、第１の演算手段３で得られた電気的活動状態がたとえば心筋内の電流密度分布であるときには、電流密度分
布を表わす画像の濃淡の局所的旋回に着目することによって、電気的旋回路の３次元的な同定が可能となる。
【００２５】表示装置４は、第３の演算手段によって生成された各ボクセル毎の電流密度ベクトルの絶対値のデータが示す心筋内の３次元電気的活動（たとえば電流密度分布）を示す画像を、第４の演算装置６によって生成された構造的データが示す被験者の胸部の３次元的解剖学的画像に重ね合わせて表示する。この結果、解剖学的画像上において心筋内の電気的旋回路の位置関係を３次元的に同定することができる。
【００２６】次に、図２は、図１に示したこの発明の実施の形態による心臓磁界診断装置の構成をより具体化して示したブロック図である。図２を参照して、磁界分布
計測装置１は、磁気シールドルーム（Magnetic Shield
Room：以下、ＭＳＲ）１１内において、被験者１２の胸部上において非接触の磁気計測を行なうように設置された、ＳＱＵＩＤ磁束計を内蔵するデュワー１３と、磁界分布時系列データを得る演算部１４とを備えている。
【００２７】デュワー１３内には液体ヘリウムが満たされて超電導が生じる低温系の環境が形成されており、その中に、超電導体からなる検出コイルで構成されたＳＱ
ＵＩＤ磁束計が収納されている。
【００２８】図３は、図２に示したＭＳＲ１１内のデュ
ワー１３内の超低温系に設置されるＳＱＵＩＤ磁束計１５、および常温系のＭＳＲ１１内に設置される演算部１４をより詳細に示すブロック図である。なお、図３に示した構成は、被験者の胸部上の１点の磁界データを計測

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特開２００２−３５５２２９6するための１チャネル分の構成であり、後述するように、この発明では、被験者の胸部上において複数の座標における磁場の多点同時計測を行なう。したがって、図２のＭＳＲ１１内には、図３に示す１チャネル分の構成が、計測に必要な複数チャネル分設けられていることになる。
【００２９】以下に、図３を参照して、１チャネル分の
ＳＱＵＩＤ磁束計による磁界データの生成について説明する。まず、ＳＱＵＩＤ磁束計１５は、被験者の胸部表面から発生する磁場を検出するための、超電導体からなるピックアップコイル１６を備える。ピックアップコイ
ル１６が磁場を捉えると電流が流れ、この電流はコイル
１７に引き込まれてＮｂシールド２０内に磁場を生じさせる。
【００３０】この結果、この磁場に対して線形に変化す
る磁場が超電導ループ１８内に形成され、この超電導ループ１８の両端の電圧を、常温系のＭＳＲ１１内に設置された演算部１４の増幅器によって検出し、演算部１４は、検出電圧に変化が生じないよう、Ｎｂシールド２０内のモジュレーションコイル１９に流れる電流を調整する。
【００３１】すなわち、このＳＱＵＩＤによる生体の磁場の検出は、発生する磁場を直接計測するものではな
く、いわゆるゼロ位法を用いて、超電導リング１８内の磁場が常に一定値となるようにフィードバックをかける（具体的にはモジュレーションコイル１９に流れる電流を調整してモジュレーションコイル１９に発生する磁場を制御することにより、超電導ループ１８内に常に一定の磁場が生じるようにする）ことにより、ピックアップ
コイル１６で検出される磁場を、演算部１４が電気信号に変換して出力するものである。このようなフィードバックの手法は通常、フラックス・ロックト・ループ（flux locked loop：以下、ＦＬＬ）と呼ばれる周知の技術である。このようなＳＱＵＩＤ磁束計１５およびその演
算部１４は周知の技術であるため、これ以上の説明を省略する。
【００３２】前述のように、図３に示した構成は、１チャネル分の磁界データの計測に必要な構成であり、被験者の胸部前面上における１点で計測された磁場の磁界時
系列データを示す電気信号を出力するものである。
【００３３】この発明では、前述のように被験者の胸部前面に多くのセンサ（ＳＱＵＩＤ磁束計）を配列し、胸部前面上の磁場を多点測定しようとするものである。磁場は時間的に変化するものであり、たとえば１心拍に相当する期間中においても、測定場所が異なれば磁場は場所に応じた異なる変化をする。
【００３４】図４は、被験者の胸部前面上における複数のセンサ（各々が１チャネルのＳＱＵＩＤ磁束計）の配置の一例を示す図である。また、図５は、図４の複数のセンサのそれぞれの位置に対応してそれぞれのセンサか

(5)7ら得られた、１心拍期間における磁場の変化を示す１群の磁界時系列データを示している。
【００３５】図２に示す磁界分布計測装置１から出力されるデータは、図５に示すような複数の測定位置（座標）に対応する１群の磁界時系列データであるが、ある特定の時刻ｊに着目してこれらの１群の磁界時系列デー
タを捉えると、測定対象である胸部前面上におけるある時刻の磁場の強さの分布状態を示す実際の山谷の様子をグラフ（図）で表現するのは困難なので、天気図の気圧のように等高線図で表現している磁界分布データが得られる。この意味からも、磁界分布計測装置１から出力されるデータは、胸部前面上の磁界分布時系列データとして捉えることができる。
【００３６】磁界分布計測装置１から出力されるこのような１群の磁界時系列データ、すなわち磁界分布時系列
データは、図１の第１の演算装置２に与えられ、この第１の演算装置２は、ある時刻ｊの総数Ｌ個の磁界分布データに基づいて補間処理によりＬ個よりも多い個数Ｎ個の磁界分布データを演算する。図６に補間処理の過程を説明する図を図示する。図６Ａは磁界分布計測装置１から出力される総数Ｌ個の１群の磁界時系列データである。図１の第１の演算手段２により特定の時刻ｊに対する磁界分布データ(図６Ｂ)を基に２次元補間処理を行い、観測平面上のより多くの座標点における総数Ｎ個の補間処理された磁界分布データ(図６Ｃ)を得る。全ての時刻についてこの補間処理を行えば、仮想的に総数Ｎ個の観測平面上の異なる座標点における磁界分布時系列データ(図６Ｄ)を得ることができる。
【００３７】図１の第２の演算手段３は、時刻ｊに対する補間処理された磁界分布データを入力としてその瞬間
における胸部内の電気的活動、たとえばその瞬間に流れる胸部内の電流密度ベクトル成分を求めるように機能する。
【００３８】第２の演算手段２が、第２の演算手段３によって生成された補間処理された磁界分布時系列データ
から、測定対象となる人体内の部位（この発明では心臓）における３次元的な電気的活動の情報、たとえば当該部位を流れる電流密度分布を求める手法について説明する。
【００３９】図７は、このような電流密度ベクトル成分を求める方法を模式的に説明する図である。以下に説明する方法では、解析しようとする人体内の特定の１つの部位に仮に電流センサ（仮想センサ）が設けられていたとすれば、あたかもそこに流れるはずの電流を間接的に算出しようとするものである。このため、人体胸部前面に設置されたすべてのセンサ（ＳＱＵＩＤ磁束計）から得られる磁界時系列データの時刻ｊの情報に基づいて補間処理された総数Ｎ個の磁界分布データにある係数をかけてその総和を取る積和計算を行うことによって、当該
仮想センサの電流出力を得ることができる。そして、こ1020

特開２００２−３５５２２９8の係数をどのように求めるかがこの演算における中心的な課題となる。
【００４０】以下に、図７を参照して電流密度を求める
手法についてより詳細に説明する。まず、人体表面（胸部前面）上に仮想的に総数がＮ個の磁界センサが配列されているものとする。一方、解析対象である人体（胸部、特に心臓）を、各々が小さなブロックであるボクセルの集合体とみなす。ここで、ボクセルの総数をＭ個とする。
【００４１】各センサｋから得られる時刻ｊに対応する
磁界時系列データをＢｚｋ（ｊ）とし、各センサ出力Ｂ
ｚｋ（ｊ）に対応するボクセルｉの電流密度ベクトルのｘ方向成分にたいする空間フィルタ係数をβxik とし、ｙ方向成分をβyik とする。
【００４２】観測平面において磁界成分のうちｚ方向成分Ｂｚのみ観測している場合には、計測している磁界Ｂｚは直交する成分である電流密度分布ベクトルのｘ成分とｙ成分によってのみ生成される。図８Ａ、図８Ｂはボクセルｉに対する電流密度分布ベクトルの各方向成分の定義を示す図であり、図８Ｃは以下の空間フィルタ処理を参照する図である。
【００４３】ここで、ボクセルｉに仮想電流センサがあるものと考えた場合、当該仮想電流センサｉから得られる電流密度ベクトルのｘ方向成分に対応する仮想センサ
出力をixi （j）とすると、ixi （j）は次式で定義される。
【００４４】【数１】30【００４５】また、当該仮想電流センサｉから得られる
電流密度ベクトルのｙ方向成分に対応する仮想センサ出力をｉyi （j）とすると、iyi （j）は次式で定義される。
【００４６】
【数２】

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【００４７】したがって、空間フィルタ係数βxik 、βyik を用いて各ボクセルｉにおける電流密度を得ることができ、解析対象全体における３次元的電流密度分布を得ることができる。
【００４８】上述の空間フィルタ係数βxik 、βyik を、対応するボクセルｉの分布電流に対してのみ鋭敏な感度を有するように設定する手法としてはＳＡＭ（Synthetic Aperture Magnetometry）、ＭＵＳＩＣ（Multiple Si
gnal Classification）などの種々の手法を用いることができる。ＳＡＭやＭＵＳＩＣは、これまで、レーダや

(6)9ソナーなどの分野で研究開発が行なわれてきたものであり、それぞれの手法は周知であるが、未だ心臓磁界の診断に応用されたことはない。
【００４９】ＳＡＭやＭＵＳＩＣの手法によって空間フィルタ係数を用いて求められた各ボクセルのリアルタイ
ムに算出された仮想センサ出力は、非常に高いリアルタ
イム性を有するという利点を有している。
【００５０】ＳＡＭやＭＵＳＩＣの技術そのものは周知であり、またこれらの手法を用いて空間フィルタ係数を求めるアルゴリズムは極めて複雑なため、ここではその 10
詳細な説明を省略するが、ＳＡＭについては、１９９９
年発行のProceedings of the11th International Confe
rence on Biomagnetismの Reent Advances in Biomagn
etism （Tohoku University Press発行）の第３０２頁
から第３０５頁のRobinson SE および Vrba J による
Functional Neuroimaging by Synthetic Aperture Ma
gnetometry （SAM） に詳細に説明されており、ＭＵＳ
ＩＣについては、平成９年１月２５日発行の原宏および栗城真也による「脳磁気科学−ＳＱＵＩＤ計測と医学応用−」（オーム社）の第１１７頁から第１１９頁に詳細 20に説明されている。
【００５１】このようにして図１の第２の演算手段３は第１の演算手段２によって補間処理されたＮ個の磁界分布データからＭ個のボクセル毎に電流密度分布ベクトルの互いに直交する各成分を生成する。
【００５２】第３の演算手段４では、次式に基づいて電流密度分布ベクトルの絶対値を算出している。
【００５３】【数３】30【００５４】このようにして、第３の演算手段４は、各ボクセルに対する電流密度分布ベクトルの各方向成分から解析対象である心臓内の３次元的電流密度分布の絶対値を示す時系列データ(３次元電流密度分布時系列データ)を生成し、表示手段５の一方の入力に与える。
【００５５】一方、図１に示す第４の演算手段６には、図示しない他の断層診断装置、たとえばＭＲＩ、Ｘ線Ｃ
Ｔ、心エコー図、心筋ＳＰＥＣＴなどを用いて予め、心電図同期トリガをかけて撮影された同一被験者の胸部の 40
複数のスライス画像（たとえば５ミリピッチで十数枚程度）の画像データが入力される。
【００５６】第４の演算手段６は、これらの複数のスラ
イス画像のデータを加工（補間）して所定視点から３次
元透視変換を施し、解剖学的画像を示す構造的データを生成する。このように複数のスライス画像から３次元的な解剖学的画像を形成する技術は周知であり、たとえば
特開平１１−１２８２２４号公報、国際公開ＷＯ９８／
１５２２６号公報などに詳細に開示されている。したがって、その詳細はここでは説明しない。
50

特開２００２−３５５２２９10【００５７】このようにして、第４の演算手段６は、同一被験者の心臓付近の胸部の３次元的な解剖学的画像を示す構造的データを生成し、表示手段５の他方の入力に与える。
【００５８】図１の表示手段５は、第４の演算手段６において複数のスライス画像のデータに基づいて形成した
被験者の胸部の３次元的な解剖学的画像上に、第３の演
算手段４からの３次元電流密度分布時系列データに基づいて形成した心筋内の３次元的電流密度分布を示す画像
を重ね合わせて表示する。
【００５９】図９の（ａ），（ｂ）は各々、表示手段５
によって表示される３次元的な解剖学的画像に重ね合わされた３次元的電流密度分布のリアルタイム表示の態様を示す図であり、（ａ）と（ｂ）とでは、時間の推移により電流密度分布が経時的に変化している。
【００６０】図９の（ａ），（ｂ）の各々は、たとえば被験者の胸部を５ミリピッチでスライスして得た５枚程度の断層画像を補間処理した３次元的画像であり、実際の表示画像の奥行き感を図面上で表現することは困難である。図９（ａ），（ｂ）の各図では、各画像を構成する線図が重複した複数の線図によって表現されていることから、複数のスライス画像の合成により形成された奥行き感のある立体的な解剖学的画像であることを推測することができる。
【００６１】なお、図９の（ａ），（ｂ）の各々において、断層像の上側が人体の前面であり、下側が背面である。また（ａ），（ｂ）の各断層像は、下側（足側）から見た断層像である。
【００６２】図９の（ａ），（ｂ）の各々において、Ａで示す円の集合は、３次元的解剖学的画像に重ね合わされた３次元的電流密度分布を表示するものであり、各円の径の大きさが電流密度の大きさを表わしている。また、電流密度の大小は、画面上の特定の色の濃淡で表示することもできる。
【００６３】また、図１０は、図９の（ａ），（ｂ）のような深さのある立体的解剖学的画像のある深さにおける断層画像を抽出して表示するものであり、同様にＡで示す円の集合が当該断層画像上における電流密度分布を表わしている。
【００６４】このように、深さのある３次元的な解剖学的画像上に心筋内の３次元的電流密度分布を表示することにより、医師は心筋内の電流密度分布の解剖学的画像
上における相対的な位置関係を的確に把握することができる。特に、表示された電流密度分布が局所的旋回を示しているときには、心房粗動および心房細動の原因となる電気的旋回路の生じている心筋内の患部の位置、大きさ、および形状を的確に診断することができる。
【００６５】図１１は、以上の実施の形態による磁界診
断装置によって実行される心筋内の電流密度分布（特に、異常な電気的旋回路）の同定方法を示すフロー図で

(7)
11
ある。
【００６６】図１１を参照すると、まずステップＳ１において、磁界分布計測手段１により、人体胸部上の複数の座標において非接触磁気計測を行ない、複数の時系列
データを生成し、必要であれば記録する。
【００６７】次に、ステップＳ２において、予め心電図
同期トリガをかけて撮影した複数のＭＲＩ画像に対して、第４の演算手段６により補間演算（所定視点からの３次元透視変換）を施し、３次元の解剖学的画像を得る。
【００６８】次に、ステップＳ３において、解析の初期時刻をｔs 、解析の終了時刻をｔe 、解析の時間間隔をΔｔと定める。
【００６９】次に、ステップＳ４において、解析時刻ｔに初期時刻ｔs を代入して解析を開始する。そして、ス
テップＳ５において、解析時刻ｔが終了時刻ｔe に達す
るまで、以下の処理を行なう。
【００７０】すなわち、ステップＳ６において、第１演
算手段２により磁界分布の補間計算を行い、総数Ｎ個の磁界分布データを得る。
【００７１】次に、ステップＳ７において、第２の演算手段３により指定解析時刻ｔにおける心臓磁界分布デー
タをＳＡＭ法またはＭＵＳＩＣ法で処理して心筋内電流
密度分布データを得る。
【００７２】次に、ステップ８において、第３の演算手
段４により指定解析時刻ｔにおける心臓内電流分布の絶対値データを得る。
【００７３】次に、ステップＳ９において、表示手段５
により、心筋内電流密度分布データを所定始点から３次
元透視変換を施した解剖学的画像に重ね合わせて表示する。
【００７４】なお、第１の演算手段２における前述の磁界分布補間処理、第２の演算手段３によるＳＡＭまたはＭＵＳＩＣによる演算、第３の演算手段４による電流密度分布ベクトルの絶対値演算は、リアルタイムで供給される時系列データに対して実行可能である。
【００７５】次に、ステップＳ１０において解析時刻ｔにΔｔを加算する。
【００７６】これらのステップＳ６〜Ｓ１０の処理が、解析時刻ｔが終了時刻ｔe に達したことがステップＳ５で判断されるまで繰返され、終了時刻ｔe に達すると、解剖学的画像に重ね合わされた心筋内電流密度分布デー
タの表示を終了する。
【００７７】以上のように、この発明の実施の形態によれば、より少ない磁気センサ数で高い空間分解能での電流密度分布の解析を行うことができる。また、ＳＱＵＩ
Ｄ磁束計を用いた被験者の胸部上の非侵襲的な磁気計測によって得られた心筋内の電流密度分布を示す画像を３次元的解剖学的画像に重ねて表示することにより、心房粗動および心房細動の原因となる心筋内の異常な興奮伝

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播回路、すなわち電気的旋回路の解剖学的位置関係、大きさ、形状を医師が３次元的に同定することが可能となる。
【００７８】このため、外科的開胸手術によって多点同時の心筋電位計測を行ないそのデータ解析により患部の同定を行なっていた従来の診断方法を用いなくても、心房粗動および心房細動の原因となる患部を、安全、迅
速、かつ高精度に同定することが可能となり、開胸手術の手術時間を著しく短縮することができ、患者の負担を軽減することができる。
【００７９】また、胸部Ｘ線透視をしながらカテーテル
による電気生理学的検査を行なっていた従来の診断方法を用いなくても、上述のように患部の安全、迅速、かつ高精度な同定が可能となるため、医師や放射線技師のＸ
線被爆時間を著しく短縮することができ、医師および放射線技師の負担を軽減することができる。
【００８０】また、この実施の形態による電気的旋回路の同定方法を、高周波によるカテーテル焼灼法と併用することにより、低侵襲性の手術で心房粗動および心房細動を治療することができ、患者の負担をさらに軽減することができる。
【００８１】さらに、この実施の形態では、心筋内の電気的活動状態を示すデータとして電流密度分布を計測しているので、心筋内電流密度分布と、心筋に関する医学的知見との整合性を容易にとりながら診断を行なうことができる。開示された実施の形態はすべての点で例示であって制限的なものではないと考えられるべきである。
本発明の範囲は上記した説明ではなくて特許請求の範囲によって示され、特許請求の範囲と均等の意味および範囲内でのすべての変更が含まれることが意図される。
【００８２】【発明の効果】以上のように、この発明によれば、より少ないセンサ数で関心領域内の電流密度分布の空間分解能を向上することができるので、低価格な心磁界計測シ
ステムを供給することが可能であるだけでなく、患者の胸部上における非侵襲磁気計測によって得られた心筋内
電気的活動状態を、３次元的な解剖学的画像上で可視表示することができるので、心筋内の電流密度分布時系列
データの位置、形状、個数を３次元的に同定することができる。
【００８３】したがって、胸部Ｘ線透視をしながらカテーテルによる電気生理学的検査を行なう場合の医師や放射線技師の年間Ｘ線被爆時間を著しく低減することができ、また開胸手術をする場合の手術時間を著しく短縮することができ、この結果、患者および医師双方の負担を軽減することができる。
【００８４】さらに、高周波を用いたカテーテル焼灼法による治療と併用することにより、迅速かつより低侵襲の治療を行なうことができる。
【００８５】特に、生成される電気的活動状態が電流密(8)特開２００２−３５５２２９14＊ 【図７】 観測平面上のセンサと関心領域内のボクセルの電流密度ベクトルを模式的に説明する図である。
【図８】 電流密度分布ベクトルの各成分ｉｘ、ｉｙの演算過程を説明する図である。
【図９】 表示手段５に表示される３次元的解剖学的画像の例を示す図である。
【図１０】 図９に示した３次元的解剖学的画像の一断
面を示す断層図である。
【図１１】 この発明の実施の形態による磁界解析方法
10 の動作を説明するフロー図である。
【符号の説明】
１ 磁界分布計測手段、２ 第１の演算手段、３ 第２の演算手段、４ 第３の演算手段、６ 第４の演算手
段、５ 表示手段、１１ ＭＳＲ、１２ 被験者、１３
デュワー、１４ 演算部、１５ ＳＱＵＩＤ磁束計、１６ 検出コイル、１７ コイル、１８ 超電導ルー
プ、１９ モジュレーションコイル、２０Ｎｂシール
ド、２１ 心電計。

13度分布データであるため、生成された電流密度分布と心筋内電流密度分布との対応が容易にとりやすく、１個または複数個の電流ダイポールで磁場源を模倣していた従来の解析方法のように、個数の設定や初期値次第で結果が変わるという不都合が生じない。
【図面の簡単な説明】【図１】 この発明の実施の形態による電流分布可視化
装置の構成を概略的に示す機能ブロック図である。
【図２】 図１に示した心臓磁界診断装置の構成をより具体化して示したブロック図である。
【図３】 図２に示した磁界分布計測装置の詳細な構成を示すブロック図である。
【図４】 被験者の胸部前面上における複数の磁界センサの配列例を示す図である。
【図５】 図４の複数のセンサのそれぞれから得られた
磁界時系列データを示す図である。
【図６】 Ｌ個の磁界時系列データからより多い個数Ｎの磁界分布データを補間する方法を模式的に説明する図
である。
＊
【図１】

【図２】

【図３】

【図４】

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【図５】

特開２００２−３５５２２９

【図６】

【図７】

【図８】

【図１０】

(10)

【図９】

特開２００２−３５５２２９【図１１】─────────────────────────────────────────────────────
フロントページの続き(72)発明者 中居 賢司
岩手県盛岡市上田堤１−12−14(72)発明者 川副 浩平
岩手県盛岡市三ツ割字久保屋敷21−８(72)発明者 上田 智章
京都府京都市下京区中堂寺南町17番地 株
式会社関西新技術研究所内(72)発明者 山崎 慶太
千葉県印西市大塚１丁目５番地１ 株式会社竹中工務店技術研究所内(72)発明者 加藤 和夫
千葉県印西市大塚１丁目５番地１ 株式会社竹中工務店技術研究所内(72)発明者 中村 義彦
岩手県盛岡市大沢川原２−５−16
Ｆターム(参考） 2G017 AA01 AC01 AD32
4C027 AA10 BB05 CC00 FF02 FF09
GG00 HH13 KK00 KK01