WO2005117695A1

WO2005117695A1 - 心臓磁界診断装置および傷害心筋の3次元局在評価方法

Info

Publication number: WO2005117695A1
Application number: PCT/JP2005/009928
Authority: WO
Inventors: Kenji Nakai; Kohei Kawazoe; Koichiro Kobayashi; Manabu Ito; Yoshihiko Nakamura; Takayuki Shimizu; Masahito Yoshizawa
Original assignee: Japan Science and Technology Agency; Iwate University NUC
Current assignee: Japan Science and Technology Agency; Iwate University NUC
Priority date: 2004-06-01
Filing date: 2005-05-31
Publication date: 2005-12-15
Anticipated expiration: 2006-12-01
Also published as: EP1769741A4; EP1769741B1; US20080033312A1; EP1769741A1

Abstract

　心臓磁界計測による傷害心筋部位の心臓内の３次元的局在の評価を可能にした心臓磁界診断装置および傷害心筋の３次元局在評価方法を提供する。磁界分布計測装置（１）は、被験者の胸部上の複数座標における非接触磁気計測により磁界分布データを形成する。演算装置（２）はこれに基づいて心筋内の３次元電流密度分布データを算出する。演算装置２はさらにこの３次元電流密度分布データに基づいて、磁界積分立体図を心臓の外郭立体図として描画する。また、演算装置（２）は、３次元電流密度データに基づいて、同一被験者のＱＲＳ差分、Ｔ波ベクトル、またはＲＴディスパーションの３次元分布を描画するデータを生成して心臓外郭上に再構築する。これにより傷害心筋の３次元局在の評価が可能になる。

Description

明細書

心臓磁界診断装置および傷害心筋の 3次元局在評価方法

技術分野

[0001] この発明は、心臓磁界診断装置および傷害心筋の 3次元局在評価方法に関し、より特定的には、被験者の心臓磁界力心臓の 3次元電流密度分布を算出して心臓磁界積分立体図（心臓外郭立体図）を構築して、心臓の空間認識または興奮伝播軌跡構築を可能にするとともに、当該被験者の同一空間内に心臓の傷害心筋部位の 3 次元局在を再構成する心臓磁界診断装置、およびそのような心臓の傷害心筋の 3次元局在評価方法に関する。

背景技術

[0002] 心筋梗塞のような冠動脈疾患の診断にお!、ては、心筋の傷害部位の診断が重要である。心筋の傷害部位の局在を判定することにより、冠動脈の病変部位を推定することができるカゝらである。

[0003] 従来の心筋傷害の診断方法としては、次のような方法が用いられている。たとえば、 Thallium— 201や Tc— 99m tetrofosminなどの single photonや、 ^luF— FDGや NH3などの放射線同位元素（RI)を用いた核医学的手法がゴールデンスタンダードとされてヽる。

[0004] 一方、近年、造影剤を用いたコントラスト心エコー図法やガドリニウム (Gd)造影剤を用いた MRI法による心筋傷害の評価が提案されてヽる。

[0005] いずれの方法も放射線同位元素、超音波、磁気共鳴法にさらに造影剤を用いた方法であり、生体には侵襲的方法である。

[0006] また、上記の従来の診断方法では、心筋の傷害部位の絶対位置を 3次元空間で表示することはできな力つた。

[0007] 一方、近年、さまざまな心疾患の中で、種々の不整脈（WPW (Wolff-Parkinson-Wh ite)症候群、心房粗動、心房細動など）は、心筋内に異常な興奮伝播回路であるリエントリ (re-entry)回路が形成されることにより引き起こされることが知られている。

[0008] これらの不整脈に対しては、近年のカテーテル焼灼法などの医療技術の進歩により根治治療が行なわれて、る。

[0009] そしてこれらの不整脈の治療のためには、原因となるリエントリ回路の心筋内における発生部位の 3次元的な同定を非侵襲な方法で行なえることが望ましいが、従来は、カテーテルを用いた Electro- anatomicalマッピング法のような侵襲的な方法が用いられていた。

[0010] 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千渉ナ (Superconducting Quantum Interference Device : 下、 SQUID) 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、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行なわれている。

[0011] 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、 SQUID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行なわれている。このような心臓磁界の計測は、肺やトルソー形状の臓器構成の影響を受けにくいため、心臓の電気現象により生じる心臓磁界を 3次元的に解析することができるという特徴を有する。

[0012] さらに SQUID磁束計で計測された心臓磁界の 2次元磁界分布から心筋内の 3次元電流密度分布を求める方法が提案されている（特開 2002— 28143号公報 (特許文献 1)、特開 2002— 28144号公報 (特許文献 2)、特開 2002— 28145号公報 (特許文献 3)、中居賢司他、「心磁図による梗塞心筋および虚血心筋の解析開口合成磁界解析法の臨床応用」、日本心電学会誌、 2003年、第 23卷、第 1号、第 35頁〜第 44頁 (非特許文献 1)、中居賢司他、「空間フィルタ法を用いた心磁図による信号源推定」、日本心電学会誌、 2004年、第 24卷、第 1号、第 59頁〜第 66頁 (非特許文献 2)、吉澤正人他、「拡張された SAMによる心磁界の電流密度分布の表示」、日本生体磁気学会大会集、 2002 ; 15 ; 109 (非特許文献3)、 \1.丫031^& & et al. ： Current density imaging of simulated Mし G signal by Modified Synthetic A perture Magnetometry", BIOMAG 2002, 2002.8, (Germany) (非特許文献 4)、中居賢司他、「心磁図の臨床応用と有用性」、心臓、第 36卷、第 7号、第 549頁〜第 55 5頁、心臓編集委員会、 2004年 7月 15日発行 (非特許文献 5)参照)。 [0013] これらの方法では、たとえば、開口合成磁界解析法（Synthetic Aperture Magneto metry:以下、 SAM)を用いた電流密度分布推定法により、計測された心臓磁界に基づいて異常な興奮伝播の信号源を推定したり、生存心筋を評価する方法が提案されている。また、さらに進んで Tikhonov正規ィ匕による最小二乗法による空間分解能に優れた新、空間フィルタを用いて心臓磁界分布カゝら電流密度分布を推定する方法も提案されている。

特許文献 1 :特開 2002— 28143号公報

特許文献 2：特開 2002— 28144号公報

特許文献 3 :特開 2002— 28145号公報

非特許文献 1 :中居賢司他、「心磁図による梗塞心筋および虚血心筋の解析開口合成磁界解析法の臨床応用」、日本心電学会誌、 2003年、第 23卷、第 1号、第 35 頁〜第 44頁

非特許文献 2 :中居賢司他、「空間フィルタ法を用いた心磁図による信号源推定」、日本心電学会誌、 2004年、第 24卷、第 1号、第 59頁〜第 69頁

非特許文献 3：吉澤正人他、「拡張された SAMによる心磁界の電流密度分布の表示」、日本生体磁気学会大会集、 2002 ; 15 ; 109

特干文献 4:M.Yoshizawa et al. ："し urrent density imaging of simulated MC G signal by Modified Synthetic Aperture Magnetometry", BIOMAG 2002, 20 02.8, (Germany)

非特許文献 5 :中居賢司他、「心磁図の臨床応用と有用性」、心臓、第 36卷、第 7号、第 549頁〜第 555頁、心臓編集委員会、 2004年 7月 15日発行

発明の開示

発明が解決しょうとする課題

[0014] 心筋傷害、特に梗塞心筋の判定には、上記の心磁図から得られる以下の情報が有効であると考えられる。

[0015] まず、心磁図での QRS波は心臓の起電力を反映しており、心筋傷害の判定には、心磁図での QRS波の解析が重要である。

[0016] また、心磁図での T波は心筋の再分極過程を反映しており、心筋傷害の判定には、心磁図の T波ベクトル (再分極過程の方向）の解析が重要である。

[0017] さらに、心磁図での RT時間の分散すなわち RTデイスパーシヨン（RT-dispersion)は、心筋の再分極の時間のばらつき（最大と最小との時間差)を反映しており、心筋傷害の判定には、心磁図の RTデイスパーシヨンの解析が重要である。

[0018] 従来、心磁図より、これら QRS波、 T波ベクトル、 RTデイスパーシヨンの解析を行つているが、心磁図の信号は、逆問題解に関する数理的な理由により 2次元情報に止まるため、心筋傷害部位に関する 2次元の相対的な空間情報が得られるにすぎなかつた o

[0019] また、前述のように、空間フィルタを用いて、心臓磁界分布から心筋内の 3次元電流密度分布を求める方法が提案されているが（特許文献 1〜3、非特許文献 1〜5参照 )、同一症例の心臓における 3次元的な空間認識ができないため、傷害部位の絶対的な 3次元空間における局在の判定は不可能であった。

[0020] また、上述のような従来の SQUID磁束計を用いた心臓磁界計測では、計測した心臓磁界分布から心筋内の 3次元電流密度分布を示すデータを計算して心筋内における異常な興奮伝播回路の位置関係を同定することが行なわれてきた (たとえば特許文献 1〜3参照)。

[0021] し力しながら、得られた 3次元電流密度分布データに対する心臓の 3次元的な解剖学的空間認識は困難であり、さらに不整脈の原因となる心筋内の異常な興奮伝播回路の発生部位の 3次元的な解剖学的空間認識を正確に行なうことは困難であった。

[0022] 特に、被験者につ!ヽて別途 MRI法や CT法で得られた解剖学的画像と、上記の心臓磁界分布に基づいて得られた 3次元電流密度分布データとを再構成する試みがなされて!/、るが、別の時刻に別の方法で得られた 2つのデータを空間的なずれなく正確に合わせることは非常に困難であり、心臓の空間的認識はやはり困難であった

[0023] この発明の目的は、心臓磁界計測により求められた心筋内の電流密度分布から心臓の外郭立体図の構築を可能にするとともに、構築された 3次元空間内において傷害心筋の 3次元局在の評価を可能にした心臓磁界診断装置を提供することである。

[0024] この発明の他の目的は、心臓磁界計測により求められた心筋内の電流密度分布から心臓の外郭立体図の構築を可能にするとともに、構築された 3次元空間内において傷害心筋の 3次元局在の評価を可能にした傷害心筋の 3次元局在評価方法を提供することである。

[0025] この発明のさらに他の目的は、心臓磁界計測により求められた心筋内の電流密度分布力心臓の外郭の描写を可能にするとともに心臓の解剖学的空間認識を可能にした心臓磁界診断装置を提供することである。

[0026] この発明のさらに他の目的は、心臓磁界計測により求められた心筋内の電流密度分布から心臓の外郭の描写を可能にするとともに心臓の興奮伝播軌跡構築を可能にした心臓磁界診断装置を提供することである。

課題を解決するための手段

[0027] この発明の 1つの局面によれば、傷害心筋の 3次元局在を評価するための心臓磁界診断装置は、被験者の胸部上の複数の座標における非接触磁気計測により複数の座標に対応する 2次元心臓磁界分布データを生成する心臓磁界分布計測手段と、生成された 2次元心臓磁界分布データに基づいて被験者の心筋内の 3次元電流密度分布データを生成する電流密度データ生成手段と、 3次元電流密度分布データに基づいて、心臓の外郭を示す心臓磁界積分立体図を構築する心臓立体図構築手段と、 3次元電流密度分布データに基づいて、心臓の傷害心筋の 3次元局在を表わすデータを生成する傷害心筋データ生成手段と、構築された心臓磁界積分立体図と同一空間内に、傷害心筋の 3次元局在を再構成する画像再構成手段とを備える

[0028] 好ましくは、傷害心筋データ生成手段は、予め求められた複数の健常者の QRS波の 3次元電流密度分布データの平均データと、被験者の QRS波の 3次元電流密度分布データとの QRS差分を求める差分算出手段と、求められた QRS差分に基づいて、傷害心筋の 3次元局在を描画するデータを生成する描画データ生成手段とを含む。

[0029] 好ましくは、 QRS差分を求める差分演算手段は、被験者の胸部の 3次元座標のそれぞれの座標における 3次元電流密度分布データの QRS波の期間にわたる積分値を求める積分手段と、積分手段によって求められた複数の健常者の QRS波の期間にわたる積分値の平均値を求めて保持するデータ保持手段と、胸部の 3次元座標のそれぞれの座標における健常者の 3次元電流密度分布データの積分値の平均値と被験者の前記 3次元電流密度分布データの積分値との間の差分を QRS差分として求める演算手段とを含む。

[0030] 好ましくは、描画データ生成手段は、 3次元座標のそれぞれの座標における QRS 差分の値に基づいて、それぞれの座標に対応する点を所定の色で色付けする手段と、 3次元座標のそれぞれの座標に対応する点の間を線形補間する手段と、線形補間された 3次元座標空間を透視法射影する手段とを含む。

[0031] 好ましくは、描画データ生成手段は、それぞれの座標の色の透明度を QRS差分の大きさに応じて設定する。

[0032] 好ましくは、傷害心筋データ生成手段は、被験者の T波の 3次元電流密度分布デ一タカ電流ベクトルの角度を求めるベクトル角度算出手段と、求められた T波の電流ベクトル角度に基づいて、傷害心筋の 3次元局在を描画するデータを生成する描画データ生成手段とを含む。

[0033] 好ましくは、ベクトル角度算出手段は、被験者の胸部の 3次元座標のそれぞれの座標における 3次元電流密度分布データの X成分の T波の期間にわたる積分値を求める第 1の積分手段と、被験者の胸部の 3次元座標のそれぞれの座標における 3次元電流密度分布データの Y成分の T波の期間にわたる積分値を求める第 2の積分手段と、胸部の 3次元座標のそれぞれの座標における 3次元電流密度分布データの X成分および Y成分の積分値の比から電流ベクトルの角度を求める演算手段とを含む。

[0034] 好ましくは、描画データ生成手段は、 3次元座標のそれぞれの座標における電流ベクトルの角度に基づいて、それぞれの座標に対応する点を所定の色で色付けする手段と、 3次元座標のそれぞれの座標に対応する点の間を線形補間する手段と、線形補間された 3次元座標空間を透視法射影する手段とを含む。

[0035] 好ましくは、描画データ生成手段は、それぞれの座標の色の透明度を電流ベクトルの角度の大きさに応じて設定する。

[0036] 好ましくは、傷害心筋データ生成手段は、被験者の QRS— T波の 3次元電流密度分布データから RT時間の分散である RTデイスパーシヨンを求める時間分散算出手段と、求められた RTデイスパーシヨンに基づいて、傷害心筋の 3次元局在を描画するデータを生成する描画データ生成手段とを含む。

[0037] 好ましくは、時間分布算出手段は、被験者の胸部の 3次元座標のそれぞれの座標における 3次元電流密度分布データから RT時間の最大値と最小値との差分の絶対値を RTデイスパーシヨンとして求める手段を含む。

[0038] 好ましくは、描画データ生成手段は、 3次元座標のそれぞれの座標における RTデイスパーシヨンに基づ、て、それぞれの座標に対応する点を所定の色で色付けする手段と、 3次元座標のそれぞれの座標に対応する点の間を線形補間する手段と、線形補間された 3次元座標空間を透視法射影する手段とを含む。

[0039] 好ましくは、描画データ生成手段は、それぞれの座標の色の透明度を RTディスパーシヨンの大きさに応じて設定する。

[0040] 好ましくは、心臓立体図構築手段は、被験者の胸部の 3次元座標のそれぞれの座標における 3次元電流密度分布データのまたは 3次元電流密度分布データを二乗した 3次元エネルギ密度データの所定期間にわたる積分値を求める積分手段と、それぞれの座標における積分値のうちの最大値を求める最大値判定手段と、胸部の 3次元座標を複数の立方体の集合に区分する立方体設定手段と、積分値の最大値に基づいてしきい値を設定するしきい値設定手段と、設定されたしきい値に対する、立方体の各々の各頂点に対応する座標の積分値の大小を判定する大小判定手段と、複数の立方体の集合における積分値の大小の判定結果を表示する画像を心臓磁界積分立体図として生成する画像生成手段とを含む。

[0041] 好ましくは、画像生成手段は、複数の立方体の各々ごとに、各立方体を構成する 8 個の頂点のうち対応する座標の積分値がしきい値より大きい頂点の数を算出する手段と、積分値がしきい値より大きい頂点の数に応じて予め定められた態様で、しきい値よりも大きい頂点を結ぶポリゴンを描画する手段と、胸部の 3次元座標空間内に複数の立方体を配列して描画されたポリゴンを透視法射影する手段とを含み、透視法射影により得られた各立方体のポリゴンの集合が心臓磁界積分立体図を構成する。

[0042] この発明の他の局面によれば、傷害心筋の 3次元局在を評価するための方法は、被験者の胸部上の複数の座標における非接触磁気計測により複数の座標に対応する 2次元心臓磁界分布データを生成するステップと、生成された 2次元心臓磁界分布データに基づいて被験者の心筋内の 3次元電流密度分布データを生成するステップと、 3次元電流密度分布データに基づいて、心臓の外郭を示す心臓磁界積分立体図を構築するステップと、 3次元電流密度分布データに基づいて、心臓の傷害心筋の 3次元局在を表わすデータを生成するステップと、構築された心臓磁界積分立体図と同一空間内に、傷害心筋の 3次元局在を再構成するステップとを備える。

[0043] 好ましくは、傷害心筋の 3次元局在を表わすデータを生成するステップは、予め求められた複数の健常者の QRS波の 3次元電流密度分布データの平均データと、被験者の QRS波の 3次元電流密度分布データとの QRS差分を求めるステップと、求められた QRS差分に基づ、て、傷害心筋の 3次元局在を描画するデータを生成するステツプとを含む。

[0044] 好ましくは、 QRS差分を求めるステップは、被験者の胸部の 3次元座標のそれぞれの座標における 3次元電流密度分布データの QRS波の期間にわたる積分値を求めるステップと、積分値を求めるステップによって求められた複数の健常者の QRS波の期間にわたる積分値の平均値を求めて保持するステップと、胸部の 3次元座標のそれぞれの座標における健常者の 3次元電流密度分布データの積分値の平均値と被験者の 3次元電流密度分布データの積分値との間の差分を前記 QRS差分として求めるステップとを含む。

[0045] 好ましくは、描画データを生成するステップは、 3次元座標のそれぞれの座標における QRS差分の値に基づ、て、それぞれの座標に対応する点を所定の色で色付けするステップと、 3次元座標のそれぞれの座標に対応する点の間を線形補間するステツプと、線形補間された 3次元座標空間を透視法射影するステップとを含む。

[0046] 好ましくは、描画データを生成するステップは、それぞれの座標の色の透明度を Q RS差分の大きさに応じて設定するステップを含む。

[0047] 好ましくは、傷害心筋の 3次元局在を表わすデータを生成するステップは、被験者の T波の 3次元電流密度分布データ力電流ベクトルの角度を求めるステップと、求められた T波の電流ベクトル角度に基づいて、傷害心筋の 3次元局在を描画するデータを生成するステップとを含む。 [0048] 好ましくは、ベクトル角度を求めるステップは、被験者の胸部の 3次元座標のそれぞれの座標における 3次元電流密度分布データの X成分の T波の期間にわたる積分値を求めるステップと、被験者の胸部の 3次元座標のそれぞれの座標における 3次元電流密度分布データの Y成分の T波の期間にわたる積分値を求めるステップと、胸部の 3次元座標のそれぞれの座標における 3次元電流密度分布データの X成分および Y成分の積分値の比力電流ベクトルの角度を求めるステップとを含む。

[0049] 好ましくは、描画データを生成するステップは、 3次元座標のそれぞれの座標における電流ベクトルの角度に基づいて、それぞれの座標に対応する点を所定の色で色付けするステップと、 3次元座標のそれぞれの座標に対応する点の間を線形補間するステップと、線形補間された 3次元座標空間を透視法射影するステップとを含む。

[0050] 好ましくは、描画データを生成するステップは、それぞれの座標の色の透明度を電流ベクトルの角度の大きさに応じて設定するステップを含む。

[0051] 好ましくは、傷害心筋の 3次元局在を表わすデータを生成するステップは、被験者の QRS— T波の 3次元電流密度分布データから RT時間の分散である RTデイスパーシヨンを求めるステップと、求められた RTデイスパーシヨンに基づいて、傷害心筋の 3 次元局在を描画するデータを生成するステップとを含む。

[0052] 好ましくは、 RTデイスパーシヨンを求めるステップは、被験者の胸部の 3次元座標のそれぞれの座標における 3次元電流密度分布データから RT時間の最大値と最小値との差分の絶対値を RTデイスパーシヨンとして求めるステップを含む。

[0053] 好ましくは、描画データを生成するステップは、 3次元座標のそれぞれの座標における RTデイスパーシヨンに基づ、て、それぞれの座標に対応する点を所定の色で色付けするステップと、 3次元座標のそれぞれの座標に対応する点の間を線形補間するステップと、線形補間された 3次元座標空間を透視法射影するステップとを含む。

[0054] 好ましくは、描画データを生成するステップは、それぞれの座標の色の透明度を R Tデイスパーシヨンの大きさに応じて設定するステップを含む。

[0055] 好ましくは、心臓磁界積分立体図を構築するステップは、被験者の胸部の 3次元座標のそれぞれの座標における 3次元電流密度分布データのまたは 3次元電流密度分布データを二乗した 3次元エネルギ密度データの所定期間にわたる積分値を求めるステップと、それぞれの座標における積分値のうちの最大値を求めるステップと、胸部の 3次元座標を複数の立方体の集合に区分するステップと、積分値の最大値に基づいてしきい値を設定するステップと、設定されたしきい値に対する、立方体の各々の各頂点に対応する座標の積分値の大小を判定するステップと、複数の立方体の集合における積分値の大小の判定結果を表示する画像を心臓磁界積分立体図として生成するステップとを含む。

[0056] 好ましくは、画像を生成するステップは、複数の立方体の各々ごとに、各立方体を構成する 8個の頂点のうち対応する座標の積分値がしきい値より大きい頂点の数を算出するステップと、積分値がしきい値より大きい頂点の数に応じて予め定められた態様で、しきい値よりも大きい頂点を結ぶポリゴンを描画するステップと、胸部の 3次元座標空間内に複数の立方体を配列して描画されたポリゴンを透視法射影するステップとを含み、透視法射影により得られた各立方体のポリゴンの集合が心臓磁界積分立体図を構成する。

[0057] この発明のさらに他の局面によれば、心臓磁界診断装置は、被験者の胸部上の複数の座標における非接触磁気計測により複数の座標に対応する 2次元心臓磁界分布データを生成する心臓磁界分布計測手段と、生成された 2次元心臓磁界分布データに基づ、て被験者の心筋内の 3次元電流密度分布データを生成する第 1の演算手段と、 3次元電流密度分布データに基づいて、心臓の外郭を示す心臓磁界積分立体図を構築する第 2の演算手段と、被験者の胸部上の所定の位置に外部から印加された所定の磁気信号を心臓磁界分布計測手段によって検出して、胸部上の所定の位置を認識する磁気信号認識手段と、構築された心臓磁界積分立体図と同一空間内に、認識された所定の位置を同定する空間位置同定手段とを備える。

[0058] 好ましくは、第 2の演算手段は、被験者の胸部の 3次元座標のそれぞれの座標における 3次元電流密度データのまたは 3次元電流密度データを二乗した 3次元エネルギ密度データの所定期間にわたる積分値を求める積分手段と、それぞれの座標における積分値のうちの最大値を求める最大値判定手段と、胸部の 3次元座標を複数の立方体の集合に区分する立方体設定手段と、積分値の最大値に基づいてしきい値を設定するしきい値設定手段と、設定されたしきい値に対する、立方体の各々の各頂点に対応する座標の積分値の大小を判定する大小判定手段と、複数の立方体の集合における積分値の大小の判定結果を表示する画像を心臓磁界積分立体図として生成する画像生成手段とを含む。

[0059] 好ましくは、画像生成手段は、複数の立方体の各々ごとに、各立方体を構成する 8 個の頂点のうち対応する座標の積分値がしきい値より大きい頂点の数を算出する手段と、積分値がしきい値より大きい頂点の数に応じて予め定められた態様で、しきい値よりも大きい頂点を結ぶポリゴンを描画する手段と、胸部の 3次元座標空間内に複数の立方体を配列して透視法射影する手段とを含む。透視法射影により得られた各立方体のポリゴンの集合が心臓磁界積分立体図を構成する。

[0060] 好ましくは、心臓の心房の外郭を示す磁界積分立体図を得るときには、所定期間は P波心房部の時間である。

[0061] 好ましくは、心臓の心室の外郭を示す磁界積分立体図を得るときには、所定期間は QRS波心室部の時間である。

[0062] 好ましくは、心臓磁界診断装置は、所定の位置が特定された、被験者の胸部の解剖学的画像を供給する手段と、所定の位置が同定された心臓磁界積分立体図に、解剖学的画像を合成する手段とをさらに備える。

[0063] この発明のさらに他の局面によれば、心臓磁界診断装置は、被験者の胸部上の複数の座標における非接触磁気計測により複数の座標に対応する 2次元心臓磁界分布データを生成する心臓磁界分布計測手段と、生成された 2次元心臓磁界分布データに基づ、て被験者の心筋内の 3次元電流密度分布データを生成する第 1の演算手段と、 3次元電流密度分布データに基づいて、心臓の外郭を示す心臓磁界積分立体図を構築する第 2の演算手段と、 3次元電流密度分布データに基づいて被験者の心筋内の刺激伝導系の 3次元興奮伝播軌跡を構築する第 3の演算手段と、構築された心臓磁界積分立体図と構築された 3次元興奮伝播軌跡とを合成するデータ合成手段とを備える。

[0064] 好ましくは、第 2の演算手段は、被験者の胸部の 3次元座標のそれぞれの座標における 3次元電流密度データのまたは 3次元電流密度データを二乗した 3次元エネルギ密度データの所定期間にわたる積分値を求める積分手段と、それぞれの座標における積分値のうちの最大値を求める最大値判定手段と、胸部の 3次元座標を複数の立方体の集合に区分する立方体設定手段と、積分値の最大値に基づいてしきい値を設定するしきい値設定手段と、設定されたしきい値に対する、立方体の各々の各頂点に対応する座標の積分値の大小を判定する大小判定手段と、複数の立方体の集合における積分値の大小の判定結果を表示する画像を心臓磁界積分立体図として生成する画像生成手段とを含む。

[0065] 好ましくは、画像生成手段は、複数の立方体の各々ごとに、各立方体を構成する 8 個の頂点のうち対応する座標の積分値が前記しきい値より大きい頂点の数を算出する手段と、積分値がしきい値より大きい頂点の数に応じて予め定められた態様で、しきい値よりも大きい頂点を結ぶポリゴンを描画する手段と、胸部の 3次元座標空間内に複数の立方体を配列して透視法射影する手段とを含む。透視法射影により得られた各立方体のポリゴンの集合が心臓磁界積分立体図を構成する。

[0066] 好ましくは、第 3の演算手段は、被験者の胸部の 3次元座標のそれぞれの座標における電流密度分布データの、所定期間内の複数のタイミングにおける最強値の座標を求める手段と、複数のタイミングにおける最強値の座標を結ぶ線を描画する手段と、タイミングをずらしながら最強値の座標を結ぶ動作を繰返す手段とを含む。

[0067] 好ましくは、最強値の座標を結ぶ線を描画する手段は、 Bスプライン曲線で座標を糸口ふ。

[0068] 好ましくは、心臓の心房の外郭を示す磁界積分立体図を得るときには、所定期間は P波心房部の時間である。

[0069] 好ましくは、心臓の心室の外郭を示す磁界積分立体図を得るときには、所定期間は QRS波心室部の時間である。

[0070] 好ましくは、心臓磁界診断装置は、被験者の胸部の解剖学的画像を供給する手段と、 3次元興奮伝播軌跡が合成された心臓磁界積分立体図に、解剖学的画像を合成する手段とをさらに備える。

発明の効果

[0071] 以上のように、この発明によれば、被験者の胸部の 3次元電流密度分布から、 QRS 差分、 T波ベクトル、または RTデイスパーシヨンのような、傷害心筋部位を相対的に表示するデータの 3次元立体表示を得るとともに、同一被験者の 3次元電流密度分布力別途構築された心臓外郭立体図と再構成することにより、心臓における傷害心筋部位の絶対的な 3次元空間表示を非侵襲的に可能にし、病院内や救急治療室における心疾患診断における心筋傷害の局在の判定が可能になる。

[0072] 特に、この発明は、近年増加している急性冠症候群 (冠動脈の粥腫の崩壊に伴う急性心筋傷害)の診断や、冠動脈バイパス手術やカテーテルによる冠動脈形成術の評価に有用な手法を提供するものである。

[0073] さらに、この発明によれば、非侵襲な心臓磁界計測に基づいて算出された心筋内の電流密度分布力心臓磁界積分立体図を心臓の外郭として描画し、そのような心臓の解剖学的空間認識を可能とすることができる。

[0074] さらに、この発明によれば、非侵襲な心臓磁界計測に基づいて算出された心筋内の電流密度分布力心臓磁界積分立体図を心臓の外郭として描画し、そのような心臓における興奮伝播軌跡の構築を可能にすることができる。

図面の簡単な説明

[0075] [図 1]この発明の原理を説明するための心磁図の波形を示す図である。

[図 2]この発明の実施の形態 1〜3による心臓磁界診断装置の構成を示す概略ブロック図である。

[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]磁界時系列データ力電流密度データを算出する方法を模式的に説明する図である。

[図 7]この発明の実施の形態 1〜4による心臓外郭立体図作成処理を説明するフロー図である。

[図 8]この発明の実施の形態 1〜4による心臓外郭立体図作成処理を説明するフロー図である。

[図 9]この発明の実施の形態 1〜4による心臓外郭立体図作成処理を説明するフロー図である。

圆 10]この発明による心臓外郭の描写方法を概念的に示す模式図である。

圆 11A]この発明による心臓外郭の描写方法を概念的に示す模式図である。

圆 11B]この発明による心臓外郭の描写方法を概念的に示す模式図である。

圆 11C]この発明による心臓外郭の描写方法を概念的に示す模式図である。

圆 12A]この発明による心臓外郭の描写方法を概念的に示す模式図である。

圆 12B]この発明による心臓外郭の描写方法を概念的に示す模式図である。

圆 13A]この発明による心臓外郭の描写方法を概念的に示す模式図である。

圆 13B]この発明による心臓外郭の描写方法を概念的に示す模式図である。

圆 14]この発明による心臓外郭の描写方法を概念的に示す模式図である。

圆 15]この発明による心臓外郭の描写方法を概念的に示す模式図である。

[図 16]被験者の体表上のコイル位置を示す CT撮像画像を示す図である。

[図 17]SQUID磁束計で計測されたコイル力もの信号波形図である。

[図 18]SQUID磁束計の心磁図上にコイル位置を再構成した図である。

[図 19]この発明によって得られる心臓外郭立体図である。

[図 20]図 19の心臓外郭立体図を MRI画像と再構成した画像を示す図である。

[図 21]この発明の実施の形態 1による QRS差分の表示処理を説明するフロー図である。

[図 22]この発明の実施の形態 1による QRS差分の表示処理を説明するフロー図である。

圆 23A]図 22の QRS差分描画処理を概念的に示す模式図である。

圆 23B]図 22の QRS差分描画処理を概念的に示す模式図である。

[図 24A]健常者における QRS差分の 3次元表示の実例を示す図である。

[図 24B]健常者における QRS差分の 3次元表示の実例を示す図である。

[図 25A]心疾患患者における QRS差分の 3次元表示の実例を示す図である。

[図 25B]心疾患患者における QRS差分の 3次元表示の実例を示す図である。

[図 26A]この発明の実施の形態 2によって測定される電流ベクトルを示す図である。

[図 26B]この発明の実施の形態 2によって測定される電流ベクトルを示す図である。 [図 27]この発明の実施の形態 2による T波ベクトルの表示処理を説明するフロー図である。

[図 28]この発明の実施の形態 2による Τ波ベクトルの表示処理を説明するフロー図である。

圆 29]心磁図波形の加算平均波形を示す波形図である。

[図 30Α]図 28の Τ波ベクトル描画処理を概念的に示す模式図である。

[図 30Β]図 28の Τ波ベクトル描画処理を概念的に示す模式図である。

[図 31]Τ波ベクトルの角度分布のヒストグラムを示す図である。

[図 32Α]健常者における Τ波ベクトルの 3次元表示の実例を示す図である。

[図 32Β]健常者における Τ波ベクトルの 3次元表示の実例を示す図である。

[図 33Α]心疾患患者における Τ波ベクトルの 3次元表示の実例を示す図である。

[図 33Β]心疾患患者における Τ波ベクトルの 3次元表示の実例を示す図である。

[図 34]Τ波ベクトルの角度分布の円形グラフを示す図である。

[図 35]この発明の実施の形態 3による RTデイスパーシヨンの表示処理を説明するフロ一図である。

[図 36]この発明の実施の形態 3による RTデイスパーシヨンの表示処理を説明するフロ一図である。

[図 37Α]図 36の RTデイスパーシヨン描画処理を概念的に示す模式図である。

[図 37Β]図 36の RTデイスパーシヨン描画処理を概念的に示す模式図である。

[図 38Α]健常者における RTデイスパーシヨンの 3次元表示の実例を示す図である。

[図 38Β]健常者における RTデイスパーシヨンの 3次元表示の実例を示す図である。

[図 39Α]心疾患患者における RTデイスパーシヨンの 3次元表示の実例を示す図である。

[図 39Β]心疾患患者における RTデイスパーシヨンの 3次元表示の実例を示す図である。

圆 40]この発明の実施の形態 4による心臓磁界診断装置の構成を示す概略ブロック図である。

圆 41]この発明の実施の形態 4による心臓磁界診断装置の動作を説明するフロー図である。

[図 42A]この発明によって得られる心臓外郭立体図と興奮伝播軌跡とを再構成した状態を示す図である。

[図 42B]この発明によって得られる心臓外郭立体図と興奮伝播軌跡とを再構成した状態を示す図である。

[図 43]この発明によって得られる空間認識された心臓外郭立体図と興奮伝播軌跡とを再構成した状態を示す図である。

[図 44]図 43の心臓外郭立体図および興奮伝播軌跡を MRI画像と再構成した画像を示す図である。

符号の説明

[0076] 1 磁界分布計測装置、 2 演算装置、 3 解剖学的画像データ生成装置、 4 表示装置、 5 磁界発生装置、 6 コイル、 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 SQUID素子、 19 フィードバックコイル、 20 Nbシールド、 21 心電計、 22 記憶装置。

発明を実施するための最良の形態

[0077] 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は繰返さない。

[0078] (実施の形態 1)

この発明の実施の形態 1は、心磁図の QRS差分の 3次元表示を可能にすることにより、心筋傷害部位の 3次元の空間的局在の判定を可能にしたものである。

[0079] 図 1は、心磁図の実波形を示す波形図である。図 1を参照して、この発明の実施の形態 1の原理について、説明する。

[0080] 図 1の心磁図の実波形において、（A)の波形は、たとえば SQUID磁束計で測定された心臓磁界の各チャネルの実波形図であり、（B)の波形は、以下に説明する QRS 差分を示す波形図である。

[0081] 前述したように、 QRS波は、心臓の起電力を反映しており、心筋梗塞のような心筋傷害の発生している部位では、心臓の起電力の低下が認められる。したがって、心磁図信号の QRS波相当部分から 3次元電流密度分布を求め、心臓の起電力を推定することにより、傷害心筋の局在の判定が可能になる。

[0082] この発明の実施の形態 1では、明らかな心疾患のない複数 (たとえば 30名）の健常者 (以下、対象群と称する）の心磁図信号の QRS波相当部分力空間フィルタを用いて 3次元電流密度分布の平均データを予め求めて保存しておく。一方、特に心筋梗塞等の心疾患を有する被験者 (患者)の心磁図信号の QRS波相当部分力空間フィルタを用いて 3次元電流密度分布を求める。

[0083] そして、波形の QRS部における対照群の 3次元電流密度分布の平均データと被験者の 3次元電流密度分布データとの差 (以下、 QRS差分と称する）を求める。これが、心筋梗塞等の心筋傷害部位の空間分布を表わすことになる。

[0084] し力しながら、 3次元電流密度分布データの差分を求めただけでは、心臓内の傷害心筋部位の局在は相対的にし力判定できず、心臓における絶対的な 3次元での空間的局在を判定することはできな、。

[0085] そこで、この発明の実施の形態 1では、心臓磁界計測により求められた被験者の心筋内の 3次元電流密度分布から心臓の外郭の描写を可能にするとともに、 QRS波部における上記の対照群と上記の被験者との間の 3次元電流密度分布の差分を、描写された心臓外郭立体図と同一被験者の同一空間内に再構成することにより、当該被験者の心臓における絶対的な 3次元での傷害心筋の空間的局在を判定することができるようにしたものである。

[0086] 以下に、このような発明の実施の形態 1を実現するための具体的構成について説明する。

[0087] 図 2は、この発明の実施の形態 1による心臓磁界診断装置の構成を示すブロック図である。

[0088] 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（Magnetically Shield ed 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、 MSR11 の外に設けられた磁界分布データの演算部 14とを備えている。なお、磁気分布データ演算部 14は、 MSR11内に設けられてもよい。

[0089] デュワー 13内には液体へ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 SQUID磁束計が収納されている。

[0090] 図 3は、図 2に示した MSR11内のデュワー 13内の低温系に設置される SQUID磁束計 15、および常温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は、以下に説明するように、演算部 14として、変調方式の磁束ロック (FLL) 方式を例示しているが、非変調方式 FLLも同様に適用可能である。

[0091] 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するための 1チャネル分の構成である。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 3に示す 1チヤネル分の構成が、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。なお、以下に説明する例では、被験者の胸部座標上の 64点で磁場計測が行なわれ、 64チヤネル分の図 3の構成が設けられているものとする。

[0092] 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。

[0093] 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に伝達されて Nbシールド 20内に磁場を生じさせる。

[0094] この結果、この磁場に対して線形に変化する磁場が SQUID素子 18内に形成される。適当なバイアス電流を SQUID素子 18に流し、この SQUID素子 18の両端の電圧を、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内に設置された、変調方式 FLLにおいては磁界のモジユレ一シヨンにも用いられるフィードバックコイル 19に流れる電流を調整する。

[0095] 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ぐいわゆるゼロ位法を用いて、 SQUID素子 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、フィードバックコイル 19に流れる電流を調整してフィードバックコイル 19に発生する磁場を制御することにより、 SQUID素子 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。このようなフイ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。

[0096] 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。

[0097] 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。

[0098] 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ょ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。

[0099] 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力得られた、 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ヽる。

[0100] 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力ある特定の時刻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。

[0101] 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 2の演算装置 2に与えられる。この演算装置 2は、ソフトウェアにより、ある時刻の磁界分布データに基づい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を求めるように機能する。

[0102] また、演算装置 2は、必要に応じて、演算した結果のデータを記憶装置 22に保存する。

[0103] 磁界分布計測装置 1によって生成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演算装置 2で求める手法について説明する。

[0104] 図 6は、このような電流密度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、解析しょ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、あた力もそこに流れるはずの電流を間接的に算出しょ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ベてのセンサ（ SQUID磁束計)から得られる磁界時系列データにある係数をかけてその総和を取ることによって、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。

[0105] 以下に、図 6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、総数力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、ボタセルの総数を M個とする。

[0106] 各センサ jから得られる磁界時系列データを Bj (t)とし、各センサ出力 Bj(t)に対応するボタセル iの空間フィルタ係数を j8 とする。

[0107] ここで、ボタセル 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力得られる電流密度に対応する仮想センサ出力を S (t)とすると、 S (t)は次式で定義される。

[0108] [数 1]

[0109] したがって、空間フィルタ係数 j8 が決まれば、各ボタセル 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。

[0110] 上述の空間フィルタ係数 j8を、対応するボタセル 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、前述の SAM、 MUSIC (Multiple Signal 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、レーダゃソナ一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。

[0111] 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タ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。

[0112] 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、ここではその詳細な説明を省略する力 SAMについては、 1999年発行の Proceedings of the 11th International Conference on Biomagnetismの" Recent Advances in Biomagnetism" (1 ohoku 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 Magnetometry (SAM; 【こ g羊ホ田に説明されている。 MUSIC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計測と医学応用一」（オーム社)の第 117頁から第 119頁に詳細に説明されている。

[0113] このようにして、演算装置 2は、磁界分布計測装置 1によって生成された磁界分布データ力解析対象である心臓内の 3次元的電流密度分布を示す時系列データを生成し、さらに以下に説明する心臓磁界積分立体図を構築する演算をソフトウェアで実行する。

[0114] この発明の心臓磁界積分立体図構築方法は、基本的に心筋部分にしか電流密度が存在しないことに注目し、心臓磁界積分立体図を構築してこれを心臓の外郭とみなすものである。

[0115] 図 7および図 8は、図 2の演算装置 2でソフトウェアで実行される心臓磁界積分立体図構築方法のフロー図であり、特に図 7は、そのうちの心房の立方体描画の処理を示すフロー図である。

[0116] 図 7を参照して、ステップ S1において、図 6に関して先に説明した空間フィルタを用いた手法により、図 2の SQUID磁束計によって検出した心臓磁界分布から 3次元電流密度を算出する。ここで被験者胸部の 3次元座標 X, y, zに対する時間 tにおいて算出された 3次元電流密度を Ft (x, y, z)とする。なお、 3次元電流密度の各頂点間のデータは線形補間を行なって、る。

[0117] 次に、ステップ S2において、 3次元座標 X, y, zのすベての組合せの座標点の各々について、図 2の心電計 21によって測定される P波心房部の時間 tl〜t2にわたつて、電流密度 Ft (X, y, z)の積分値である S(x, y, z)を求める。そして、 S(x, y, z)の最大値である Smaxを求める。

[0118] 次に、ステップ S3, S4, S5は、心臓の心房部の磁界積分立体図を描画するためのループ処理を表わしており、ステップ S3で示す 3次元座標 xO〜xmax, yO〜ymax, zO〜zmaxのすベての組合せについて、ステップ S5で x, y, zに関するループが閉じるまで、ステップ S4の心房の立体図描画処理が実行繰り返し実行される。

[0119] 次に、図 8は、図 7の処理に引続いて実行される、心臓磁界積分立体図構築方法のうちの心室の立方体描画の処理を示すフロー図である。図 8のステップ S6〜S9は、ステップ S6における積分時間が心電計 21で測定される QRS波心室部の時間 t3〜 t4である点を除いて、図 7のステップ S2〜S5の処理と同じなので説明は繰返さない

[0120] 図 9は、図 7のステップ S4の心房の立方体描画処理および図 8のステップ S8の心室の立方体描画処理に共通の処理を示すフロー図である。また、図 10〜図 14は、心房または心室の立方体描画処理を概念的に示す模式図である。

[0121] 以下に、図 9〜図 14を参照して、ステップ S4の心房の立体描画処理またはステツプ S8の心室の立方体描画処理につ!、て説明する。

[0122] まず、被験者の胸部の 3次元空間を複数の立方体の集合と考え、その 1つとして、 3 次元座標 S(x, y, z), S(x+1, y, z) , S (x, y+1, z) , S(x, y, z+1), S(x+1, y +1, z), S(x+1, y, z+1), S(x, y+1, z+1), S(x+1, y+1, z+1)の 8点を頂点とする立方体を想定する。

[0123] 一方、図 7のステップ S 2で求めた電流密度の最大値 Smaxに基づいてあるしきい値を設定する。このようなしきい値は、心筋部分の内部に電流密度の強弱が存在することに鑑み、正確な心臓外郭図を描写するために設けたものである。

[0124] このしきい値は Smaxに 0.0〜1.0の係数を掛けたものであり、たとえば係数の初期値としては、 0. 66666666を用いる。そして、装置のオペレータは、後述するようにして完成した心臓外郭の立体図を目視しながらこの係数を最適値に微調整する。

[0125] まず、図 9のステップ S41において、上記の特定の立方体の頂点 8点のなかで、上記 Smaxに基づくしきい値よりも大きな電流密度の積分値を有する点の個数を計数する。そして、そのような頂点の個数が 2個以下か否かを判定する (ステップ S42)。 2 個以下であれば、何も処理は行なわない。

[0126] 一方、 2個よりも多ければ、次に 3個力否かが判定される (ステップ S43)。 3個の場合、ステップ S44で三角形のポリゴン (多角形）が描画される。すなわち、たとえば図 1

0に示すように 3個の頂点を結ぶ三角形のポリゴンを描画する。

[0127] 一方、 3個でなければ、次に 4個力否かが判定される (ステップ S45)。 4個の場合、ステップ S46で三角形または四角形のポリゴンが描画される。

[0128] すなわち、たとえば図 11Aに示すように、 4点のうち 1点（大きい黒丸）を中心に残りの 3点が隣接する場合、 3点を結ぶ三角形のポリゴンを描画する。

[0129] また、たとえば図 11Bに示すように、 4点が同一平面上にある場合、 4点を結ぶ四角形のポリゴンを描画する。

[0130] また、たとえば図 11Cに示すように、上記以外の場合には、 4個の三角形のポリゴンを描画する。

[0131] 一方、 4個でなければ、次に 5個力否かが判定される (ステップ S47)。 5個の場合、ステップ S48で三角形のポリゴンが描画される。

[0132] すなわち、たとえば図 12Aに示すように、 5点を結ぶ三角形のポリゴンを描画する。

また、たとえば図 12Bに示すように、 5点が離れている場合、三角形のポリゴンを描画する。

[0133] 一方、 5個でなければ、次に 6個力否かが判定される (ステップ S49)。 6個の場合、ステップ S50で三角形または四角形のポリゴンが描画される。

[0134] すなわち、たとえば図 13Aに示すように、しきい値以下の 2点が同じ辺上にある場合、四角形のポリゴンを描画する。

[0135] また、たとえば図 13Bに示すように、しきい値以下の 2点が同じ辺上にない場合、 2 個の三角形のポリゴンを描画する。 [0136] 一方、 6個でなければ、次に 7個力否かが判定される (ステップ S51)。 7個の場合、ステップ S52で三角形のポリゴンが描画される。

[0137] すなわち、たとえば図 14に示すように、しきい値以下の 1点に隣接する三角形のポリゴンを描画する。

[0138] 一方、ステップ S51で 7個でないと判断された場合、すなわち 8個の場合には何も処理を行なわない。これにより、ある特定の立方体についてのポリゴンの描画を終了すること〖こなる。

[0139] そして、図 7のステップ S3〜S5で繰り返し行なわれた心房に関する立方体のポリゴン描写の結果および図 8のステップ S7〜S9で繰り返し行なわれた心室に関する立方体のポリゴン描写の結果をすベて併せて、図 8のステップ S10で透視法射影を行なう。

[0140] 図 15は、このステップ S10の透視法射影を模式的に表わす図である。図 10〜図 1 4のようにして得られた各立方体の電流密度分布の強弱を示すポリゴンの集合を透視法射影することにより、心筋の磁界積分立体図の画像データを得ることができ、この画像データは、図 2の表示装置 4の一方入力に与えられ、ディスプレイ上に描写される。前述のように、基本的に電流密度は心筋内にのみ存在するため、このように得られた磁界積分立体図は、心臓全体の外郭立体図を表わすものである。

[0141] たとえば図 19の被験者胸部の 64測定点の座標上に示すような心房部の外郭を示す心臓磁界積分立体図 (線 aで示す図中左側の実線の枠)および心室部の外郭を示す心臓磁界積分立体図 (線 bで示す図中右側の実線の枠)が、表示装置 4のデイスプレイ上に描画されることになる。

[0142] なお、最終的な画像は、前述のように、オペレータが画像を目視してしき!、値の係数を微調整することにより、最適な状態に調整される。

[0143] 次に上記のようにして求められた心臓磁界積分立体図によって表わされる心臓外郭の空間認識の方法について説明する。

[0144] すなわち、図 2を参照して、磁界発生装置 5に接続された 4個の磁界コイル 6を被験者の胸部上の所定の位置に設置する。この例では、たとえば第 4肋間胸骨右縁、第 4 肋間胸骨左縁、第 5肋間鎖骨中線、剣状突起の 4点にコイル 6をそれぞれ設置するものとする。

[0145] なお、これらの 4点のうち、剣状突起を除く 3点は、標準 12誘導心電図の国際標準誘導点であり、本願発明のような心磁図の誘導法を標準化する上で基準点になりうる点である。

[0146] そして、磁界発生回路 5から供給される所定の信号に応じて、 4個のコイル 6はそれぞれ磁界を発生する。そして 4個のコイル 6によって発生した磁界は、デュワー 13に内蔵された SQUID磁束計によって検出される。

[0147] 図 16は、被験者の胸部体表面上の 4個のコイル 6の位置を CT撮像画像上で示す図であり、図中 4個の丸印がコイル位置を表わしている。すなわち、 VIは、第 4肋間胸骨右縁からの胸部誘導を表わし、 V2は、第 4肋間胸骨左縁からの胸部誘導を表わし、 V4は、第 5肋間鎖骨中線からの胸部誘導を表わし、 Nは、剣状突起を表わしている。

[0148] 次に、図 17は、 64チャネルの SQUID磁束計で計測された、上記体表上の 4個のコイルからの信号を示す波形図である。図 17において、 1は、第 4肋間胸骨右縁からの胸部誘導を表わし、 2は、第 4肋間胸骨左縁からの胸部誘導を表わし、 4は、第 5肋間鎖骨中線からの胸部誘導を表わし、 Nは、剣状突起を表わしている。このようなコィルの位置は、オペレータの波形図の目視によって同定される。

[0149] 図 18は、このような 4個のコイル位置を、 64チャネルの SQUID磁束計の心磁図上に再構成した状態を示す図である。

[0150] さらに、オペレータは心磁図からコイルの空間位置を目視で認識しながら図示しない入力装置を操作し、図 19に示すように、表示装置 4上の心臓の外郭立体図を示す画像と同一空間上に、 4個のコイルの各々について、位置 1, 2, 4および Nを丸印で描画する。

[0151] ここで、被験者の体表上の既知の 4点（図 16〜図 18参照）のうち、 VI, V2, Nはほぼ同一平面上にあるが、 V4については、被験者により異なるがおよそ l〜2cm程度奥まっている。表示装置 4に表示された心臓外郭立体図を演算装置 2の処理により深さ方向の表示に切替えることにより、このような奥行きのことなるコイル位置についても外郭立体図中に 3次元的に描画することができる。 [0152] このように、この発明によれば、心臓磁界力も SQUID磁束計で検出した心臓磁界分布力も求めた電流密度分布に基づいて描画された心臓磁界積分立体図すなわち心臓の外郭と、既知のコイル位置 4点との空間位置的関連付けを行ない、描画された心臓空間位置の認識が可能となるものである。

[0153] 特に、この発明の実施の形態 1によれば、同一被験者について、同一の時刻に同一の測定方法を用いて計測した心臓外郭立体図と既知のコイル位置とを同一空間上に再構成してヽるので、従来の別の時刻に別の方法で得たデータを再構成する場合に比べて、空間的なずれが起こることはなぐ極めて正確な心臓の空間認識が可能となる。

[0154] なお、このように心臓の正確な空間認識が可能になると、必要に応じて、 MRI, CT 等の解剖学的画像データとの合成が容易になる。図 2において、必要な場合には、破線で示す解剖学的画像データ生成装置 3には、図示しない他の断層診断装置、たとえば MRI、 X線 CTなどを用いて撮影された同一被験者の胸部のスライス画像データが入力される。

[0155] 解剖学的画像データ生成装置 3は、入力されたスライス画像データを加工して所定視点から 3次元透視変換を施し、解剖学的画像データを生成する。このようにスライス画像データから 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 W098Z15226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。

[0156] このようにして、解剖学的画像データ生成装置 3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データを生成し、表示装置 4の他方入力に与える。

[0157] 図 2の表示装置 4は、解剖学定画像データ生成装置 3から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、演算装置 2からの心臓磁界積分立体図のデータに基づいて形成した心臓の外郭を示す画像を重ね合わせて表示する。

[0158] 図 20は、図 19に示した心臓外郭の立体図と MRI画像とを合成した図である。 MRI の計測時に、同一被験者の体表上の、上記 4個のコイルと同じ 4点にマーカーで目印を付けておくことにより、心臓外郭立体図との合成を、空間的なずれなく正確に行なうことができる。

[0159] なお、上述の心臓の空間認識方法では、オペレータが、 SQUID磁束計で取得した 64チャネルの磁界波形の大きさから目視により体表上に装着された 4個のコイルの位置を推定し、入力手段を操作することにより、心臓外郭立体図と同一空間上に磁界コイル位置を描画するように構成した力オペレータによる目視に代わって、演算装置 2においてソフトウェアの信号処理により、 64チャネル磁束計の出力波形に基づくコイル位置の判定、および心臓外郭立体図上への描画を行なうことも可能であることは言うまでもない。

[0160] 以上のように、まずこの発明の実施の形態 1で採用される心臓の空間認識方法では、非侵襲な心臓磁界計測に基づいて算出された心筋内の電流密度分布力も心臓磁界積分立体図を心臓外郭の立体図として描画するので、そのような心臓の正確な解剖学的空間認識を可能とすることができる。

[0161] 特に、同一被験者について、同一の時刻に同一の測定方法を用いて計測した心臓外郭立体図と既知のコイル位置とを同一空間上に再構成しているので、双方の間に空間的なずれが起こることはなぐ極めて正確な心臓の空間認識を可能とすることができる。

[0162] 上述のように、演算装置 2は、磁界分布計測装置 1によって生成された磁界分布データから解析対象である心臓内の 3次元電流密度分布を示す時系列データを生成し、図 7〜図 9の処理により心臓磁界積分立体図すなわち心臓外郭立体図の画像データを生成する。

[0163] この発明の実施の形態 1によれば、その後、演算装置 2は、このようにして得られた心臓外郭立体図における 3次元電流密度の QRS差分を再構成する処理を行なう。

[0164] すなわち、この発明の実施の形態 1では、 3次元電流密度解析により QRS差分を描画して、上記のようにして得られた心臓外郭立体図と合成することにより、傷害心筋部位の推定を可能にするものである。

[0165] 図 21および図 22は、図 2の演算装置 2でソフトウェアで実行される QRS差分の 3次元分布表示方法のフロー図である。 [0166] 図 21を参照して、ステップ SI 1において、被験者の心臓磁界を図 2の SQUID磁束計を用いて検出して心臓磁界波形を発生する。

[0167] 次に、ステップ S12において、図 2の心電計 21による心電図 Rトリガにより、被験者の 64チャネル分の心磁図信号（図 4、図 5)の加算平均波形を求め、これに空間フィルタを適用して、 3次元電流密度分布を検出する。ここで、被験者の時間 tにおける 3 次元電流密度を Ft (X, y, z)とする。

[0168] 特に、被験者が対照群 (たとえば 30名の健常者)を構成する健常者の場合、各被験者 (健常者)の 64チャネルの心磁図信号加算平均波形にも空間フィルタを適用して、 3次元電流密度分布を検出する。そして、対照群を構成するすべての被験者 (健常者）の時間 tにおける 3次元電流密度の平均を Ct (x, y, z)として、図 2の記憶装置 22に保存する。

[0169] 次に、ステップ S13, S14, S15は、 3次元電流密度分布の積分値を求めるためのループ処理を表わしており、ステップ S13で示す 3次元座標 xO〜xmax, yO〜ymax , zO〜zmaxのすべてに組合せについて、ステップ S15で χ, y, zに関するループが閉じるまで、ステップ 14の処理が繰り返し実行される。

[0170] すなわち、ステップ S14においては、対照群 (健常者）と被験者との間で 3次元電流密度分布の比較をすべき心臓の部位に相当する間隔に渡って、被験者の時間 tにおける 3次元電流密度 Ft (X, y, z)、および記憶装置 22に保存されている対照群の時間 tにおける 3次元平均電流密度 Ct (x, y, z)のそれぞれの積分値を求め、 S (x, y, z)、 SC (x, y, z)とする。

[0171] なお、比較すべき間隔の初期値を QRS間に設定するものとする。 QRS間は、心臓外郭のうち心室に対応する。したがって、初期値 QRS間は、被験者と健常者平均との心室での 3次元電流密度分布の比較を意味する。このような比較する間隔を変えることにより、心室以外の部位での 3次元電流密度分布の比較も可能となる。

[0172] 次に、ステップ S16において、 3次元座標の各点における S (x, y, z)の最大値を S maxとし、 3次元座標の各点における SC (x, y, z)の最大値を SCmaxとする。

[0173] 次に、図 22のステップ S17において、 3次元座標のすべての点において、次式のように積分値 Sと積分値 SCとの減算を行い、その結果を D (x, y, z)とする。 [0174] D (x,y,z) = SC (χ-cx, y-cy, z— cz) X Smax/ SCmax— S(x,y,z)

ここで、 cx, cy, czは、それぞれ、空間情報を補正する任意の値である。すなわち、基本的に、被験者の計測時と健常者の計測時とにおいて、計測する空間は同じである力ベッドでの姿勢等により、心臓の位置がずれることがある。それをこれらの値 cx

, cy, czで補正している。

[0175] 次に、ステップ S18において、 3次元座標の各点での D (x, y, z)の最大値を Dmax とする。

[0176] 次に、ステップ S19, S20, S21は、 QRS差分を描画するためのループ処理を表わしており、ステップ S19で示す 3次元座標 xO〜xmax, yO〜ymax, zO〜zmaxのすベてに組合せについて、ステップ S21で x, y, zに関するループが閉じるまで、ステツプ 20の QRS差分描画処理が繰り返し実行される。

[0177] 図 23Aおよび図 23Bは、図 22のステップ S 20の QRS差分描画処理を概念的に示す模式図である。図 23Aを参照して、 3次元座標の各点ごとに、 D (x, y, z)が正のときは青で、負のときは赤で、各点に対し、線形的に色付けを行って描画する。図 23A では、上段の 2点が赤で色付けされ、下段の 2点が青で色付けされているものとする。なお、図 23Aでは便宜上白黒の濃淡で表わされている。

[0178] 次に、図 23Bを参照して、各点には、下記の式による透明度 (0. 0〜1. 0)を付け、点の間は、色の線形補間を行う。すなわち、透明度は次式で表わされる。

[0179] 透明度 = ( I D (x, y, z) | —しきい値) ÷ (Dmax—しきい値)

上述のように、 QRS差分 D (x, y, z)が負の座標点は青で表示される。心筋傷害のある症例の場合、心筋の起電力低下のため、対照群 (健常者)の平均データに比較して電流密度分布は低下し、心筋の傷害部位は青色で表示されることになる。すなわち、上記の透明度の式により、 QRS差分の最大値 Dmaxに対する QRS差分 D (x , y, z)の値で青色の濃さが決まる。

[0180] 図 23Bの例では、中央の 4点で囲まれた正方形の上方に行くほど赤、下方に行くほど青に色付けされており、その間は線形に補間されている。

[0181] 次に、図 22のステップ S19〜21で繰り返し行われた QRS差分描画処理の結果をすべて併せて、図 22のステップ S22で透視法射影を行う。図 23Bのように得られた Q RS差分の大きさを示す色の表示の集合を透視法射影することにより、心筋の QRS 差分の画像データを得ることができ、この画像データは、図 7〜図 15の処理で得られた心臓の外郭立体図と同一空間内に、演算装置 2において再構成され、表示装置 4 のディスプレイ上に表示される。

[0182] 図 24Aおよび図 24Bは、健常者における QRS差分の実例を、図 25Aおよび図 25 Bは、患者における QRS差分の実例を示す図である。図 24Aおよび図 25Aは、被験者（図 24Aは健常者、図 25Aは心疾患患者)の心磁図信号波形を示し、図 24Bおよび図 25Bは、心臓外郭立体図における対応する QRS差分の 3次元表示である。

[0183] 図 24Bにおいては、心臓内に、健常者間に QRS差分は認められない。

一方、図 25Bにおいては、心筋梗塞部位など心筋傷害部位 (後側壁）においては QRS差分は青で表示され、電流密度分布の低下、すなわち起電力の低下 (傷害心筋）を示すものとする。図 24Bおよび図 25Bの再構成画像においては、青の濃さが白黒の階調の濃さで置き換えて表示されてヽる。

[0184] 以上のように、この発明の実施の形態 1では、傷害心筋部位を相対的に表示する Q RS差分の 3次元立体表示を得るとともに、別途構築された心臓外郭立体図と再構成することにより、心臓における傷害心筋部位の絶対的な 3次元空間表示を可能にし、病院内や救急治療室における心疾患診断における心筋傷害の局在の判定が可能になる。

[0185] (実施の形態 2)

この発明の実施の形態 2は、心磁図の T波ベクトルの 3次元表示を可能にすることにより、心筋傷害部位の 3次元の空間的局在の判定を可能にしたものである。以下に、この発明の実施の形態 2の原理について説明する。

[0186] 再度図 1を参照すると、（A)の心臓磁界の実波形は T波を含んでおり、前述のように、 T波は、心筋の再分極過程 (特に再分極の方向）を反映している。そして健常者では、 QRS波の電流ベクトルと T波の電流ベクトルとは同じ方向を向いている（健常者の平均では凡そ 45度前後)。

[0187] これに対し、心筋が傷害を受けると、 T波の電流ベクトルは種々に変化し、特に梗塞心筋では、正反対を向くことになる（通常、マイナス 180度)。したがって、心磁図信号の T波相当部分から 3次元電流密度分布を求め、 Τ波の電流ベクトル角度を推定することにより、傷害心筋の判定が可能になる。

[0188] 図 26Αおよび図 26Βは、心磁図信号と電流ベクトルとの関係を示す図である。図 2 6Αは、 64チャネルの心磁図波形であり、各チャネルの Τ波部分が山となる波形と谷となる波形とが存在している。このような心臓磁界波形に対応して、右ねじの法則により、図 26Βの矢印に示すような電流ベクトルが発生する。

[0189] この発明の実施の形態 2では、被験者の心磁図信号の Τ波相当部分力空間フィルタを用いて 3次元電流ベクトルを求める。そして xy平面における電流ベクトルの X成分と y成分との比から求められる当該電流ベクトル角度に応じた表示 (電流ベクトルの方向を色で表示)を行うことにより、心筋傷害部位の空間分布を表わすことができる。

[0190] し力しながら、 3次元電流ベクトルの角度を求めただけでは、心臓内の傷害心筋部位の局在は相対的にし力判定できず、心臓における絶対的な 3次元での空間的局在を判定することはできな、。

[0191] そこで、この発明の実施の形態 2では、心臓磁界計測により求められた被験者の心筋内の 3次元電流密度分布から心臓の外郭の描写を可能にするとともに、 T波における上記の被験者の電流べ外ルの角度を、描写された心臓外郭立体図と同一被験者の同一空間内に再構成することにより、当該被験者の心臓における絶対的な 3次元での傷害心筋の空間的局在を判定することができるようにしたものである。

[0192] 以下に、このような発明の実施の形態 2を実現するための具体的構成および動作について説明する。

[0193] この発明の実施の形態 2のハードウェア構成は、図 2に示した実施の形態 1の構成と同じなので説明を省略する。

[0194] まず、図 2の演算装置 2において、図 7〜図 15に関連して説明した心臓外郭立体図の構築方法が実行され、図 19に示される心臓外郭立体図が得られる。その過程につ、てはすでに詳細に説明したのでここでは繰返さな!/、。

[0195] 次に、演算装置 2は、このようにして得られた心臓外郭立体図における 3次元電流密度を再構成する処理を行なう。

[0196] すなわち、この発明の実施の形態 2では、 3次元電流密度解析により T波ベクトル（特に電流ベクトルの角度）を色により描画して、上記のようにして得られた心臓外郭立体図と合成することにより、傷害心筋部位の推定を可能にするものである。

[0197] 図 27および図 28は、図 2の演算装置 2でソフトウェアで実行される T波ベクトルの 3 次元分布表示方法 (以下、 T CAD法と称する）のフロー図である。

[0198] 図 27を参照して、ステップ S61において、被験者の心臓磁界を図 2の SQUID磁束計を用いて検出して心臓磁界波形を発生する。

[0199] 次に、ステップ S62において、図 2の心電計 21による心電図 R波トリガにより、被験者の 64チャネル分の心磁図信号（図 4、図 5)を加算平均して、図 29に示すようなカロ算平均波形を求める。そして、図 29に示す加算平均波形のうち、後半部の加算値が最大になる時間、すなわち緩やかな山（T波）の頂点の時間を Tpeakとする。

[0200] 次に、ステップ S63において、ステップ S62で求めた 64チャネル分の心磁図信号の加算平均波形に空間フィルタを適用して、 3次元電流密度分布を検出する。ここで、被験者の時間 tにおける 3次元電流密度を Ft (X, y, z)とする。また、その X成分を F Xt (x, y, z)、 y成分を FYt (x, y, z)とすると、下記の関係が成り立つ。

[0201] すなわち、 Ft (x, y, z)の二乗は、 FXt (x, y, z)の二乗 + FYt (x, y, z)の二乗である。

[0202] 次に、ステップ S64, S65, S66は、 3次元電流密度分布の積分値を求めるためのループ処理を表わしており、ステップ S64で示す 3次元座標 xO〜xmax, yO〜ymax , zO〜zmaxのすべてに組合せについて、ステップ S66で χ, y, zに関するループが閉じるまで、ステップ 65の処理が繰り返し実行される。

[0203] すなわち、ステップ S65においては、 T波に相当する間隔に渡って、すなわち、 Tpe akを中心に、 Tpeak— 50ms〜Tpeak+ 50msの期間に渡って、被験者の時間 tにおける 3次元電流密度 Ft (X, y, z)、その x成分 FXt (x, y, z)、その y成分 FYt (x, y, z )のそれぞれの積分値を求め、 S (x, y, z)、 SX(x, y, z)、 SY(x, y, z)とする。なお、 50msは、初期値であり、調整可能な値である。

[0204] 次に、ステップ S67において、 3次元座標の各点における S (x, y, z)の最大値を S maxとする。

[0205] 次に、ステップ S68, S69, S70は、 T波ベクトルの 3次元分布表示（T— CAD)を描画するためのループ処理を表わしており、ステップ S68で示す 3次元座標 xO〜xm ax, yO〜ymax, zO〜zmaxのすべてに糸且合せについて、ステップ S70で x, y, zに関するループが閉じるまで、ステップ 69の T波ベクトル分布描画処理が繰り返し実行される。

[0206] 図 30Aおよび図 30Bは、図 28のステップ S69の T波ベクトル分布描画処理を概念的に示す模式図である。図 30Aを参照して、 3次元座標の各点ごとに、電流ベクトルの X成分と y成分との比により、次式で T波電流ベクトルの角度を算出する。

[0207] arctan (SY(x, y, z) ÷SX(x, y, z) )

ここで、赤 =— 135度、緑 =—45度、青 =45度として、各点に対し、 T波電流べタトルの角度に応じて、線形的に色付けを行い、描画する。図 30Aでは、上段の 2点がうすい青で色付けされ、下段の 2点が濃い青で色付けされているものとする。なお、図 30Aでは便宜上白黒の濃淡で表わされて、る。

[0208] 次に、図 30Bを参照して、各点には、 T波電流ベクトルの大きさに応じて、下記の式による透明度 (0. 0〜1. 0)を付け、点の間は、色の線形補間を行う。すなわち、透明度は次式で表わされる。

[0209] 透明度 = (S (x, y, z)一しきい値） ÷ (Smax—しきい値）

図 30Bの例では、中央の 4点で囲まれれた正方形の上方に行くほど青がうすぐ下方に行くほど青が濃くなるよう色付けされており、その間は線形に補間されている。

[0210] 次に、ステップ S71において、図 31に示すように、電流ベクトルの角度（0〜360度 )に対して電流ベクトルの大きさである S (X, y, z)を積み上げたヒストグラムを表示する。図 31のヒストグラムは、 T波ベクトルの分布を示し、健常者では、 45度を中心に 1 峰性のピークを示す。

[0211] この発明の実施の形態 2では、健常者の T波ベクトルは青 (45度)で示し、疾患部位では、 T波ベクトルは、たとえば赤（一180度）で示されることになる。

[0212] 次に、図 28のステップ S68〜S70で繰り返し行われた T波ベクトル分布描画処理の結果をすベて併せて、図 28のステップ S 72で透視法射影を行う。図 30Bのように得られた T波ベクトルの方向を示す色の表示の集合を透視法射影することにより、心筋の T波ベクトル 3次元分布の画像データを得ることができ、この画像データは、図 7〜図 15の処理で得られた心臓の外郭立体図と同一空間内に、演算装置 2において再構成され、表示装置 4のディスプレイ上に表示される。

[0213] 図 32Aおよび図 32Bは、健常者における T波ベクトルの実例を、図 33Aおよび図 3 3Bは、心疾患患者における T波ベクトルの実例を示す図である。図 32Aおよび図 33 Aは、被験者（図 32Aは健常者、図 33Aは心疾患患者)の心磁図信号波形を示し、図 32Bおよび図 33Bは、心臓外郭立体図における対応する T波ベクトルの 3次元表示である。

[0214] 図 34は、図 32Bおよび図 33Bの円形グラフの意味を説明するための図である。図 34の円形グラフでは、健常者では実線の矢印で示すように 45度付近に分布する（画像上は本来青で表示される）のに対し、図 33Bの症例では、破線矢印で示すように 2 00度〜 220度付近に分布する（画像上は本来赤で表示される）。

[0215] 図 32Bの健常者においては、 T波ベクトルはすべて青（ベクトル角 45度に対応）で表示されるものとする。

[0216] 一方、図 33Bにお、ては、心筋梗塞部位など心筋傷害部位 (後側壁）にお、ては赤と緑で表示され、 T波ベクトルの角度が異常領域 (ベクトル角 200度〜 220度に対応）にある（傷害心筋を示す)ことを示すものとする。なお図 32Bおよび図 33Bの再構成画像にお、ては、白黒の階調の濃さで置き換えて表示されて、る。

[0217] 以上のように、この発明の実施の形態 2では、傷害心筋部位を相対的に表示する T 波ベクトルの 3次元立体表示を得るとともに、別途構築された心臓外郭立体図と再構成することにより、心臓における傷害心筋部位の絶対的な 3次元空間表示を可能にし、病院内や救急治療室における心疾患診断における心筋傷害の局在の判定が可會になる。

[0218] (実施の形態 3)

この発明の実施の形態 2は、心磁図の RTデイスパーシヨンの 3次元表示を可能にすることにより、心筋傷害部位の 3次元の空間的局在の判定を可能にしたものである。以下に、この発明の実施の形態 3の原理について説明する。

[0219] 再度図 1を参照すると、（A)の心臓磁界の実波形は R波と T波とを含んでおり、前述のように、 R波と T波との間隔である RT時間は、心筋の再分極の時間を反映している。そして健常者では、再分極の時間はほぼ均一で、再分極の最大時間と最小時間との時間的変動、すなわち RTデイスパーシヨンは、 20ms〜40ms程度である。

[0220] これに対し、心筋が傷害を受けると、再分極の最大時間と最小時間との時間差である RTデイスパーシヨンは 40ms以上の大きな値となる。

[0221] この発明の実施の形態 3では、被験者の心磁図信号の RT波相当部分力空間フィルタを用いて 3次元電流密度分布を求める。そして 3次元での RTデイスパーシヨンを算出してその時間分布を立体的に表示することにより、心筋傷害部位の空間分布を表わすことができる。

[0222] し力しながら、 RTデイスパーシヨンの時間分布を求めただけでは、心臓内の傷害心筋部位の局在は相対的にし力判定できず、心臓における絶対的な 3次元での空間的局在を判定することはできな!、。

[0223] そこで、この発明の実施の形態 3では、心臓磁界計測により求められた被験者の心筋内の 3次元電流密度分布から心臓の外郭の描写を可能にするとともに、 RT波における上記の被験者の RTデイスパーシヨンの時間分布を、描写された心臓外郭立体図と同一被験者の同一空間内に再構成することにより、当該被験者の心臓における絶対的な 3次元での傷害心筋の空間的局在を判定することができるようにしたものである。

[0224] 以下に、このような発明の実施の形態 3を実現するための具体的構成および動作について説明する。

[0225] この発明の実施の形態 3のハードウェア構成は、図 2に示した実施の形態 1の構成と同じなので説明を省略する。

[0226] まず、図 2の演算装置 2において、図 7〜図 15に関連して説明した心臓外郭立体図の構築方法が実行され、図 19に示される心臓外郭立体図が得られる。その過程につ、てはすでに詳細に説明したのでここでは繰返さな!/、。

[0227] 次に、演算装置 2は、このようにして得られた心臓外郭立体図における 3次元電流密度を再構成する処理を行なう。

[0228] すなわち、この発明の実施の形態 3では、 3次元電流密度解析により RTデイスパーシヨンの時間分布を色により描画して、上記のようにして得られた心臓外郭立体図と合成することにより、傷害心筋部位の推定を可能にするものである。

[0229] 図 35および図 36は、図 2の演算装置 2でソフトウェアで実行される RTデイスパーシヨンの 3次元分布表示方法のフロー図である。

[0230] 図 35を参照して、ステップ S81において、被験者の心臓磁界を図 2の SQUID磁束計を用いて検出して心臓磁界波形を発生する。

[0231] 次に、ステップ S82において、図 2の心電計 21による心電図 R波トリガにより、被験者の 64チャネル分の心磁図信号（図 4、図 5)を加算平均して、図 29に示すようなカロ算平均波形を求める。そして、心電図 R波トリガにより、 RR間隔の平均値を求めて R

R時間とする。

[0232] さらに、図 29に示す加算平均波形のうち、後半部の加算値が最大になる時間、すなわち T波の頂点の時間を、たとえばオペレータによる波形の目視から求めて Tpeak とする。

[0233] 次に、ステップ S83において、ステップ S82で求めた 64チャネル分の心磁図信号の加算平均波形に空間フィルタを適用して、 3次元電流密度分布を検出する。ここで、被験者の時間 tにおける 3次元電流密度を Ft (X, y, z)とする。

[0234] 次に、ステップ S84〜S87は、 RTデイスパーシヨンを求めるためのループ処理を表わしており、ステップ S84で示す 3次元座標 xO〜xmax, yO〜ymax, zO〜zmaxのすべてに組合せについて、ステップ S85で心臓外郭内にある（電流密度が存在する) と判定された 3次元座標についてのみ、ステップ S87で X, y, zに関するループが閉じるまで、ステップ 86の処理が繰り返し実行される。

[0235] ステップ S86においては、 QRS— T波にほぼ相当する間隔に渡って、すなわち、 R 時間 + 70ms〜Tpeakの期間において、 T波の傾きが最大となる（T波がピークとなる ) dvZdtの値 (電流密度を時間で微分した値)を求め、 R波の頂点から T波のピークまでの正確な間隔である RT時間を P (x, y, z)として求める。

[0236] そして、算出された RT時間 P (X, y, z)の最大値と最小値との差分時間を Color (x , y, z)とする。なお、 70msは、初期値であり、調整可能な値である。

[0237] 次に、ステップ S88において、 3次元座標の各点における P (x, y, z)の最大値を P maxとする。 [0238] 次に、ステップ S89, S90, S91は、 RTデイスパーシヨンを描画するためのループ処理を表わしており、ステップ S89で示す 3次元座標 xO〜xmax, yO〜ymax, zO〜 zmaxのすべてに組合せについて、ステップ S91で x, y, zに関するループが閉じるまで、ステップ 90の RTデイスパーシヨン描画処理が繰り返し実行される。

[0239] 図 37Aおよび図 37Bは、図 36のステップ S90の RTデイスパーシヨン描画処理を概念的に示す模式図である。図 37Aを参照して、 3次元座標の各点ごとに、次式で RT デイスパーシヨンを算出する。

[0240] すなわち、 RT時間は、心拍数により変動するので、そのときの心拍数 (RR間隔時間の平方根)で、次式のように補正する。

[0241] (Color (X, y, z)—RT時間） ÷ (RR間隔時間の平方根）

ここで、青 =0、紫 = 50、赤 = 100として、各点に対し、 RTデイスパーシヨンに応じて、線形的に色付けを行い、描画する。図 37Aでは、上段の 2点が赤で色付けされ、下段の 2点が青で色付けされているものとする。なお、図 37Aでは便宜上白黒の濃淡で表わされている。

[0242] 次に、図 37Bを参照して、各点には、 RTデイスパーシヨンの大きさに応じて、下記の式による透明度 (0. 0〜1. 0)を付け、点の間は、色の線形補間を行う。すなわち、透明度は次式で表わされる。

[0243] 透明度 = (P (x, y, z)一しきい値） ÷ (Pmax—しきい値）

図 37Bの例では、中央の 4点で囲まれれた正方形の上方に行くほど赤くなり、下方に行くほど青くなるよう色付けされており、その間は線形に補間されている。

[0244] 次に、図 36のステップ S89〜S91で繰り返し行われた RTデイスパーシヨン描画処理の結果をすベて併せて、図 36のステップ S92で透視法射影を行う。図 37Bのように得られた RTデイスパーシヨンを示す色の表示の集合を透視法射影することにより、心筋の RTデイスパーシヨンの 3次元分布の画像データを得ることができ、この画像データは、図 7〜図 15の処理で得られた心臓の外郭立体図と同一空間内に、演算装置 2におヽて再構成され、表示装置 4のディスプレイ上に表示される。

[0245] 図 38Aおよび図 38Bは、健常者における RTデイスパーシヨンの実例を、図 39Aおよび図 39Bは、心疾患患者における RTデイスパーシヨンの実例を示す図である。図 38Aおよび図 39Aは、被験者（図 38Aは健常者、図 39Aは心疾患患者）の心磁図信号波形を示し、図 38Bおよび図 39Bは、心臓外郭立体図における対応する RTデイスパーシヨンの 3次元表示である。

[0246] 図 38Bおよび図 39Bの縦のグラフは、 RTデイスパーシヨンの時間分布（最小 341m s〜最大 408ms)を表わしたものであり、健常者では 38ms以内に分布する（画像上は本来青で表示される）のに対し、図 39Bの症例では、 67msと大きく（画像上は本来ピンク色で表示される）。

[0247] 図 38Bの健常者においては、 RTデイスパーシヨンはすべて青で表示されるものとする。

[0248] 一方、図 39Bにおいては、心筋梗塞部位など心筋傷害部位 (左室側壁）においてはピンク色で表示され、 RTデイスパーシヨンが異常領域にある（傷害心筋を示す)ことを示すものとする。なお図 38Bおよび図 39Bの再構成画像においては、白黒の階調の濃さで置き換えて表示されて、る。

[0249] 以上のように、この発明の実施の形態 3では、傷害心筋部位を相対的に表示する R Tデイスパーシヨンの 3次元立体表示を得るとともに、別途構築された心臓外郭立体図と再構成することにより、心臓における傷害心筋部位の絶対的な 3次元空間表示を可能にし、病院内や救急治療室における心疾患診断における心筋傷害の局在の判定が可能になる。

[0250] (実施の形態 4)

図 40は、この発明の実施の形態 4による心臓磁界診断装置の構成を示すブロック図である。図 40に示す実施の形態 4は、以下の点において図 2に示した実施の形態 1による心臓磁界診断装置と相違しており、共通する部分についてはその説明を省略する。

[0251] すなわち、図 40の実施の形態 4では、実施の形態 1のようは磁界発生装置 5およびコイル 6は用いられておらず、実施の形態 1の演算装置 2に代えて演算装置 7が設けられている。

[0252] 演算装置 7は、図 2の演算装置 2と同様に、磁界分布計測装置 1によって生成された磁界分布データから解析対象である心臓内の 3次元電流密度分布を示す時系列データを生成し、図 7〜図 9の処理により心臓磁界積分立体図すなわち心臓外郭立体図の画像データを生成する。その後、実施の形態 4の演算装置 7は、このようにして得られた心臓外郭立体図における興奮伝播軌跡を構築する処理を行なう。

[0253] すなわち、この発明の実施の形態 4では、上述の 3次元電流密度解析により、心房および心室の刺激伝導系の経時的な興奮伝播の軌跡を描画して、別途得られた心臓外郭立体図と合成することにより、種々の不整脈の信号源の推定を可能にするものである。

[0254] 図 41は、図 40の演算装置 7でソフトウェアで実行される興奮伝播軌跡構築方法のフロー図であり、特に前半のステップ S111〜S114は、そのうちの心房の興奮伝播軌跡描画の処理を示すフロー図である。

[0255] 図 41を参照して、ステップ S111において、図 6に関して先に説明した空間フィルタを用いた手法により、図 3の SQUID磁束計によって検出した心臓磁界分布から 3次元電流密度を算出する。ここで被験者胸部の 3次元座標 X, y, zに対する時間 tにおいて算出された 3次元電流密度を Ft (X, y, z)とする。なお、 3次元電流密度の各頂点間のデータは線形補間を行なっている。

[0256] 次に、ステップ S112, S113, S114は、心臓の心房部の興奮伝播軌跡を描画するためのループ処理を表わしており、ステップ S112において、図 40の心電計 21で測定した P波心房部の時間 tl〜t2の期間、ステップ S114で tに関するループが閉じるまで、ステップ S 113の心房の興奮伝播軌跡描画処理が実行繰り返し実行される。

[0257] 続いて、ステップ S115〜S117は、ステップ Sl l l〜114の処理に引続いて実行される、心室の興奮伝播軌跡を描画するためのループ処理を表わしている。ステップ S 115〜S117は、処理が行なわれる期間が心電計 21で測定される QRS波心室部の時間 t3〜t4である点を除いて、ステップ S112〜S114の処理と同じであるので共通する部分の説明は省略する。

[0258] 次に、ステップ S113および S116の共通する処理について説明する。たとえば、ステツプ S13の P波心房部の時間では、期間 tl〜t2の間に、 3つのタイミング t, t+ 1, t + 2を選んでそれぞれの時点での Ft (x, y, z)の最強点を結ぶ。

[0259] このとき、単純に 3点を直線で結ぶとギザギザの線になるため、周知の Bスプライン曲線を用いて 3点を結ぶ。 Bスプライン曲線は三角形の中点を再帰的に求めて表わす曲線である（たとえば、 http：〃 musashi.or.tv/doc/doc2.htm参照）。

[0260] このように t, t+ 1, t+ 2のそれぞれのタイミングにおける Ft (x, y, z)の最強点を 3 点 Bスプライン曲線で結び、期間 tl〜t2の中でずらした t+ 1, t+ 2, t+ 3のそれぞれのタイミングにおける Ft (X, y, z)の最強点を 3点 Bスプライン曲線で結び、さらに期間 tl〜t2の中でずらした t+ 2, t+ 3, t+4のそれぞれのタイミングにおける Ft (x, y , ζ)の最強点を 3点 Βスプライン曲線で結ぶ。

[0261] このようなループ処理を Ρ波の期間 tl〜t2の間繰り返し、 3次元電流密度の最強点を結ぶ線を得ることができる。

[0262] ステップ S16の QRS波心室部の時間では、期間 t3〜t4の間に、同様に 3つのタイミング t, t+ 1, t+ 2を選んでそれぞれの時点での Ft (x, y, z)の最強点を結ぶ。以下の処理は、ステップ S13と同じである。

[0263] このような電流密度の最強点の軌跡の描画により、心房および心室の刺激伝導系の経時的な興奮伝播軌跡を描画することができる。

[0264] この発明の実施の形態 4では、前述の実施の形態 1で求めた磁界積分立体図すなわち心臓の外郭立体図と上記の興奮伝播軌跡とを再構成するものである。これにより、心房と心室および洞結節から房室結節、そしてプルキンェ繊維にいたる興奮伝播の 3次元表示が可能となった。

[0265] 図 42Aは、不整脈の一例としての心房粗動の心磁図波形であり、図 42Bは、実施の形態 1の方法で求めた心臓の外郭立体図（図中の細線で描いた図形）中に、実施の形態 2で得られた心房粗動の心房内の興奮旋回路すなわちリエントリ回路（図中の太線で描いた図形)を合成したものである。この例では心房粗動でのリエントリ回路の心臓外郭立体図中での同定が可能になるが、この実施の形態 2の方法によれば、心房粗動に限らず、 WPW症候群や心房細動など、種々の不整脈の信号源の推定が可能になるものである。

[0266] 図 43は、前述の実施の形態 1による心臓外郭立体図の空間認識に加えて、実施の形態 2による興奮伝播軌跡を再構成したものであり、これにより興奮伝播軌跡のより正確な解剖学的空間的同定が可能となる。 [0267] なお、このように興奮伝播軌跡の構築が可能になると、必要に応じて、 MRI, CT等の解剖学的画像データとの合成が容易になる。図 40において、必要な場合には、破線で示す解剖学的画像データ生成装置 3には、図示しない他の断層診断装置、たとえば MRI、 X線 CTなどを用いて撮影された同一被験者の胸部のスライス画像データが入力される。

[0268] 解剖学的画像データ生成装置 3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データを生成し、表示装置 4の他方入力に与える。

[0269] 図 40の表示装置 4は、解剖学定画像データ生成装置 3から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、演算装置 7からの心臓磁界積分立体図のデータに基づいて形成した心臓の外郭を示す画像および興奮伝播軌跡を重ね合わせて表示する。

[0270] 図 44は、図 43に示した心臓外郭の立体図および興奮伝播軌跡と MRI画像とを合成した図である。実施の形態 1の空間認識方法を用いた場合には、 MRIの計測時に同一被験者の体表上の、上記 4個のコイルと同じ 4点にマーカーで目印を付けておくことにより、心臓外郭立体図との合成を、空間的なずれなく正確に行なうことができる

[0271] 以上のようにこの発明の実施の形態 4によれば、非侵襲な心臓磁界計測に基づいて算出された心筋内の電流密度分布力心臓磁界積分立体図を心臓外郭の立体図として描画し、そのような心臓における興奮伝播軌跡の構築を可能とすることができる。

[0272] 特に、同一被験者について、同一の時刻に同一の測定方法を用いて計測した心臓外郭立体図と興奮伝播軌跡とを同一空間上に再構成しているので、双方の間に空間的なずれが起こることはなぐ極めて正確な興奮伝播軌跡の同定を可能とすることがでさる。

[0273] なお、上記の実施の形態 1〜4では、 SQUID磁束計のチャネル数は 64チャネルであつたが、これに限られるものではなぐまた被験者の体表に装着されるコイル数も 4 個に限られるものではない。

[0274] また、上記の実施の形態 1〜4では、 3次元電流密度データの積分値を用いて心臓外郭立体図を得るように構成して、たが、これに代えて 3次元エネルギ密度データの積分値を用いて心臓外郭立体図を得るように構成してもよい。すなわち、生体のインピーダンスが一定であると仮定すると、電流密度データを二乗するとエネルギ密度データが求まる。上述の図 7から図 9のフロー図の処理において、 3次元電流密度データの積分値に代えて、 3次元電流密度データをさらに二乗して得られる 3次元エネルギ密度データの積分値を用いても全く同様に心臓外郭立体図を得ることができ、上述の実施の形態の形態 1〜4と全く同じ効果を得ることができる。

[0275] 今回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請求の範囲によって示され、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。

産業上の利用可能性

[0276] この発明は、患者に負担のない非侵襲の心臓磁界計測により、心臓の正確な空間認識および傷害心筋の 3次元的局在の判定が可能となるものであり、心臓磁界計測を利用した画像診断装置の分野において好適なものである。

Claims

請求の範囲

[1] 傷害心筋の 3次元局在を評価するための心臓磁界診断装置であって、

被験者の胸部上の複数の座標における非接触磁気計測により前記複数の座標に対応する 2次元心臓磁界分布データを生成する心臓磁界分布計測手段（1)と、前記生成された 2次元心臓磁界分布データに基づいて前記被験者の心筋内の 3 次元電流密度分布データを生成する電流密度データ生成手段（2)と、

前記 3次元電流密度分布データに基づヽて、心臓の外郭を示す心臓磁界積分立体図を構築する心臓立体図構築手段 (2)と、

前記 3次元電流密度分布データに基づ、て、心臓の傷害心筋の 3次元局在を表わすデータを生成する傷害心筋データ生成手段（2)と、

前記構築された心臓磁界積分立体図と同一空間内に、前記傷害心筋の 3次元局在を再構成する画像再構成手段 (2)とを備えた、心臓磁界診断装置。

[2] 前記傷害心筋データ生成手段は、

予め求められた複数の健常者の QRS波の 3次元電流密度分布データの平均データと、被験者の QRS波の 3次元電流密度分布データとの QRS差分を求める差分算出手段と、

前記求められた QRS差分に基づいて、前記傷害心筋の 3次元局在を描画するデータを生成する描画データ生成手段とを含む、請求項 1に記載の心臓磁界診断装置

[3] 前記 QRS差分を求める差分演算手段は、

前記被験者の胸部の 3次元座標のそれぞれの座標における前記 3次元電流密度分布データの QRS波の期間にわたる積分値を求める積分手段と、

前記積分手段によって求められた複数の健常者の QRS波の期間にわたる積分値の平均値を求めて保持するデータ保持手段と、

前記胸部の 3次元座標のそれぞれの座標における前記健常者の前記 3次元電流密度分布データの積分値の平均値と前記被験者の前記 3次元電流密度分布データの積分値との間の差分を前記 QRS差分として求める演算手段とを含む、請求項 2に記載の心臓磁界診断装置。

[4] 前記描画データ生成手段は、

前記 3次元座標のそれぞれの座標における前記 QRS差分の値に基づ、て、前記それぞれの座標に対応する点を所定の色で色付けする手段と、

前記 3次元座標のそれぞれの座標に対応する点の間を線形補間する手段と、前記線形補間された 3次元座標空間を透視法射影する手段とを含む、請求項 3に記載の心臓磁界診断装置。

[5] 前記描画データ生成手段は、

前記それぞれの座標の色の透明度を QRS差分の大きさに応じて設定する、請求項 4に記載の心臓磁界診断装置。

[6] 前記傷害心筋データ生成手段は、

被験者の T波の 3次元電流密度分布データから電流ベクトルの角度を求めるベタトル角度算出手段と、

前記求められた T波の電流ベクトル角度に基づいて、前記傷害心筋の 3次元局在を描画するデータを生成する描画データ生成手段とを含む、請求項 1に記載の心臓磁界診断装置。

[7] 前記ベクトル角度算出手段は、

前記被験者の胸部の 3次元座標のそれぞれの座標における前記 3次元電流密度分布データの X成分の T波の期間にわたる積分値を求める第 1の積分手段と、前記被験者の胸部の 3次元座標のそれぞれの座標における前記 3次元電流密度分布データの Y成分の T波の期間にわたる積分値を求める第 2の積分手段と、前記胸部の 3次元座標のそれぞれの座標における前記 3次元電流密度分布データの X成分および Y成分の積分値の比から前記電流ベクトルの角度を求める演算手段とを含む、請求項 6に記載の心臓磁界診断装置。

[8] 前記描画データ生成手段は、

前記 3次元座標のそれぞれの座標における前記電流ベクトルの角度に基づいて、前記それぞれの座標に対応する点を所定の色で色付けする手段と、

前記 3次元座標のそれぞれの座標に対応する点の間を線形補間する手段と、前記線形補間された 3次元座標空間を透視法射影する手段とを含む、請求項 7〖こ記載の心臓磁界診断装置。

[9] 前記描画データ生成手段は、

前記それぞれの座標の色の透明度を電流ベクトルの角度の大きさに応じて設定する、請求項 8に記載の心臓磁界診断装置。

[10] 前記傷害心筋データ生成手段は、

被験者の QRS— T波の 3次元電流密度分布データ力 RT時間の分散である RT デイスパーシヨン (RT-dispersion)を求める時間分散算出手段と、

前記求められた RTデイスパーシヨンに基づ、て、前記傷害心筋の 3次元局在を描画するデータを生成する描画データ生成手段とを含む、請求項 1に記載の心臓磁界診断装置。

[11] 前記時間分布算出手段は、

前記被験者の胸部の 3次元座標のそれぞれの座標における前記 3次元電流密度分布データから RT時間の最大値と最小値との差分の絶対値を RTデイスパーシヨンとして求める手段を含む、請求項 10に記載の心臓磁界診断装置。

[12] 前記描画データ生成手段は、

前記 3次元座標のそれぞれの座標における前記 RTデイスパーシヨンに基づいて、前記それぞれの座標に対応する点を所定の色で色付けする手段と、

前記 3次元座標のそれぞれの座標に対応する点の間を線形補間する手段と、前記線形補間された 3次元座標空間を透視法射影する手段とを含む、請求項 11 に記載の心臓磁界診断装置。

[13] 前記描画データ生成手段は、

前記それぞれの座標の色の透明度を RTデイスパーシヨンの大きさに応じて設定する、請求項 12に記載の心臓磁界診断装置。

[14] 前記心臓立体図構築手段は、

前記被験者の胸部の 3次元座標のそれぞれの座標における前記 3次元電流密度分布データのまたは前記 3次元電流密度分布データを二乗した 3次元エネルギ密度データの所定期間にわたる積分値を求める積分手段と、

前記それぞれの座標における前記積分値のうちの最大値を求める最大値判定手段と、

前記胸部の 3次元座標を複数の立方体の集合に区分する立方体設定手段と、前記積分値の最大値に基づ、てしき、値を設定するしき、値設定手段と、前記設定されたしきい値に対する、前記立方体の各々の各頂点に対応する座標の前記積分値の大小を判定する大小判定手段と、

前記複数の立方体の集合における前記積分値の大小の判定結果を表示する画像を前記心臓磁界積分立体図として生成する画像生成手段とを含む、請求項 1に記載の心臓磁界診断装置。

[15] 前記画像生成手段は、

前記複数の立方体の各々ごとに、前記各立方体を構成する 8個の頂点のうち対応する座標の前記積分値が前記しきい値より大きい頂点の数を算出する手段と、前記積分値がしきい値より大きい頂点の数に応じて予め定められた態様で、前記しき、値よりも大き!、頂点を結ぶポリゴンを描画する手段と、

前記胸部の 3次元座標空間内に前記複数の立方体を配列して前記描画されたポリゴンを透視法射影する手段とを含み、

前記透視法射影により得られた各立方体のポリゴンの集合が前記心臓磁界積分立体図を構成する、請求項 14に記載の心臓磁界診断装置。

[16] 傷害心筋の 3次元局在を評価するための方法であって、

被験者の胸部上の複数の座標における非接触磁気計測により前記複数の座標に対応する 2次元心臓磁界分布データを生成するステップと、

前記生成された 2次元心臓磁界分布データに基づいて前記被験者の心筋内の 3 次元電流密度分布データを生成するステップと、

前記 3次元電流密度分布データに基づヽて、心臓の外郭を示す心臓磁界積分立体図を構築するステップと、

前記 3次元電流密度分布データに基づ、て、心臓の傷害心筋の 3次元局在を表わすデータを生成するステップと、

前記構築された心臓磁界積分立体図と同一空間内に、前記傷害心筋の 3次元局在を再構成するステップとを備えた、方法。

[17] 前記傷害心筋の 3次元局在を表わすデータを生成するステップは、予め求められた複数の健常者の QRS波の 3次元電流密度分布データの平均データと、被験者の QRS波の 3次元電流密度分布データとの QRS差分を求めるステップと、

前記求められた QRS差分に基づいて、前記傷害心筋の 3次元局在を描画するデータを生成するステップとを含む、請求項 16に記載の方法。

[18] 前記 QRS差分を求めるステップは、

前記被験者の胸部の 3次元座標のそれぞれの座標における前記 3次元電流密度分布データの QRS波の期間にわたる積分値を求めるステップと、

前記積分値を求めるステップによって求められた複数の健常者の QRS波の期間にわたる積分値の平均値を求めて保持するステップと、

前記胸部の 3次元座標のそれぞれの座標における前記健常者の前記 3次元電流密度分布データの積分値の平均値と前記被験者の前記 3次元電流密度分布データの積分値との間の差分を前記 QRS差分として求めるステップとを含む、請求項 17に記載の方法。

[19] 前記描画データを生成するステップは、

前記 3次元座標のそれぞれの座標における前記 QRS差分の値に基づ、て、前記それぞれの座標に対応する点を所定の色で色付けするステップと、

前記 3次元座標のそれぞれの座標に対応する点の間を線形補間するステップと、前記線形補間された 3次元座標空間を透視法射影するステップとを含む、請求項 1 8に記載の方法。

[20] 前記描画データを生成するステップは、

前記それぞれの座標の色の透明度を QRS差分の大きさに応じて設定するステップを含む、請求項 19に記載の方法。

[21] 前記傷害心筋の 3次元局在を表わすデータを生成するステップは、

被験者の T波の 3次元電流密度分布データから電流ベクトルの角度を求めるステツプと、

前記求められた T波の電流ベクトル角度に基づいて、前記傷害心筋の 3次元局在を描画するデータを生成するステップとを含む、請求項 16に記載の方法。

[22] 前記ベクトル角度を求めるステップは、

前記被験者の胸部の 3次元座標のそれぞれの座標における前記 3次元電流密度分布データの X成分の T波の期間にわたる積分値を求めるステップと、

前記被験者の胸部の 3次元座標のそれぞれの座標における前記 3次元電流密度分布データの Y成分の T波の期間にわたる積分値を求めるステップと、

前記胸部の 3次元座標のそれぞれの座標における前記 3次元電流密度分布データの X成分および Y成分の積分値の比力前記電流ベクトルの角度を求めるステップとを含む、請求項 21に記載の方法。

[23] 前記描画データを生成するステップは、

前記 3次元座標のそれぞれの座標における前記電流ベクトルの角度に基づいて、前記それぞれの座標に対応する点を所定の色で色付けするステップと、

前記 3次元座標のそれぞれの座標に対応する点の間を線形補間するステップと、前記線形補間された 3次元座標空間を透視法射影するステップとを含む、請求項 2 2に記載の方法。

[24] 前記描画データを生成するステップは、

前記それぞれの座標の色の透明度を電流ベクトルの角度の大きさに応じて設定するステップを含む、請求項 23に記載の方法。

[25] 前記傷害心筋の 3次元局在を表わすデータを生成するステップは、

被験者の QRS— T波の 3次元電流密度分布データ力 RT時間の分散である RT デイスパーシヨンを求めるステップと、

前記求められた RTデイスパーシヨンに基づ、て、前記傷害心筋の 3次元局在を描画するデータを生成するステップとを含む、請求項 16に記載の方法。

[26] 前記 RTデイスパーシヨンを求めるステップは、

前記被験者の胸部の 3次元座標のそれぞれの座標における前記 3次元電流密度分布データから RT時間の最大値と最小値との差分の絶対値を RTデイスパーシヨンとして求めるステップを含む、請求項 25に記載の方法。

[27] 前記描画データを生成するステップは、前記 3次元座標のそれぞれの座標における前記 RTデイスパーシヨンに基づいて、前記それぞれの座標に対応する点を所定の色で色付けするステップと、

前記 3次元座標のそれぞれの座標に対応する点の間を線形補間するステップと、前記線形補間された 3次元座標空間を透視法射影するステップとを含む、請求項 2

6に記載の方法。

[28] 前記描画データを生成するステップは、

前記それぞれの座標の色の透明度を RTデイスパーシヨンの大きさに応じて設定するステップを含む、請求項 27に記載の方法。

[29] 前記心臓磁界積分立体図を構築するステップは、

前記被験者の胸部の 3次元座標のそれぞれの座標における前記 3次元電流密度分布データのまたは前記 3次元電流密度分布データを二乗した 3次元エネルギ密度データの所定期間にわたる積分値を求めるステップと、

前記それぞれの座標における前記積分値のうちの最大値を求めるステップと、前記胸部の 3次元座標を複数の立方体の集合に区分するステップと、

前記積分値の最大値に基づ、てしきヽ値を設定するステップと、

前記設定されたしきい値に対する、前記立方体の各々の各頂点に対応する座標の前記積分値の大小を判定するステップと、

前記複数の立方体の集合における前記積分値の大小の判定結果を表示する画像を前記心臓磁界積分立体図として生成するステップとを含む、請求項 16に記載の方法。

[30] 前記画像を生成するステップは、

前記複数の立方体の各々ごとに、前記各立方体を構成する 8個の頂点のうち対応する座標の前記積分値が前記しき、値より大き、頂点の数を算出するステップと、前記積分値がしきい値より大きい頂点の数に応じて予め定められた態様で、前記しき、値よりも大き!、頂点を結ぶポリゴンを描画するステップと、

前記胸部の 3次元座標空間内に前記複数の立方体を配列して前記描画されたポリゴンを透視法射影するステップとを含み、

前記透視法射影により得られた各立方体のポリゴンの集合が前記心臓磁界積分立体図を構成する、請求項 29に記載の方法。

[31] 被験者の胸部上の複数の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 2次元心臓磁界分布データを生成する心臓磁界分布計測手段（1)と、前記生成された 2次元心臓磁界分布データに基づいて前記被験者の心筋内の 3 次元電流密度分布データを生成する第 1の演算手段（2)と、

前記 3次元電流密度分布データに基づヽて、心臓の外郭を示す心臓磁界積分立体図を構築する第 2の演算手段 (2)と、

前記被験者の胸部上の所定の位置に外部から印加された所定の磁気信号を前記心臓磁界分布計測手段によって検出して、前記胸部上の前記所定の位置を認識する磁気信号認識手段 (2)と、

前記構築された心臓磁界積分立体図と同一空間内に、前記認識された前記所定の位置を同定する空間位置同定手段 (2)とを備えた、心臓磁界診断装置。

[32] 前記第 2の演算手段は、

前記被験者の胸部の 3次元座標のそれぞれの座標における前記 3次元電流密度データのまたは前記 3次元電流密度データを二乗した 3次元エネルギ密度データの所定期間にわたる積分値を求める積分手段と、

前記複数の立方体の集合における前記積分値の大小の判定結果を表示する画像を前記心臓磁界積分立体図として生成する画像生成手段とを含む、請求項 31に記載の心臓磁界診断装置。

[33] 前記画像生成手段は、

前記胸部の 3次元座標空間内に前記複数の立方体を配列して透視法射影する手段とを含み、

前記透視法射影により得られた各立方体のポリゴンの集合が前記心臓磁界積分立体図を構成する、請求項 32に記載の心臓磁界診断装置。

[34] 前記心臓の心房の外郭を示す磁界積分立体図を得るときには、前記所定期間は P 波心房部の時間である、請求項 32に記載の心臓磁界診断装置。

[35] 前記心臓の心室の外郭を示す磁界積分立体図を得るときには、前記所定期間は Q

RS波心室部の時間である、請求項 32に記載の心臓磁界診断装置。

[36] 前記所定の位置が特定された、前記被験者の胸部の解剖学的画像を供給する手段と、

前記所定の位置が同定された前記心臓磁界積分立体図に、前記解剖学的画像を合成する手段とをさらに備える、請求項 31に記載の心臓磁界診断装置。

[37] 被験者の胸部上の複数の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 2次元心臓磁界分布データを生成する心臓磁界分布計測手段（1)と、前記生成された 2次元心臓磁界分布データに基づいて前記被験者の心筋内の 3 次元電流密度分布データを生成する第 1の演算手段（7)と、

前記 3次元電流密度分布データに基づヽて、心臓の外郭を示す心臓磁界積分立体図を構築する第 2の演算手段 (7)と、

前記 3次元電流密度分布データに基づ、て前記被験者の心筋内の刺激伝導系の 3次元興奮伝播軌跡を構築する第 3の演算手段 (7)と、

前記構築された心臓磁界積分立体図と前記構築された 3次元興奮伝播軌跡とを合成するデータ合成手段 (7)とを備えた、心臓磁界診断装置。

[38] 前記第 2の演算手段は、

前記被験者の胸部の 3次元座標のそれぞれの座標における前記 3次元電流密度データのまたは前記 3次元電流密度データを二乗した 3次元エネルギ密度データの所定期間にわたる積分値を求める積分手段と、前記それぞれの座標における前記積分値のうちの最大値を求める最大値判定手段と、

前記複数の立方体の集合における前記積分値の大小の判定結果を表示する画像を前記心臓磁界積分立体図として生成する画像生成手段とを含む、請求項 37に記載の心臓磁界診断装置。

[39] 前記画像生成手段は、

前記透視法射影により得られた各立方体のポリゴンの集合が前記心臓磁界積分立体図を構成する、請求項 38に記載の心臓磁界診断装置。

[40] 前記第 3の演算手段は、

前記被験者の胸部の 3次元座標のそれぞれの座標における前記電流密度分布データの、前記所定期間内の複数のタイミングにおける最強値の座標を求める手段と、前記複数のタイミングにおける最強値の座標を結ぶ線を描画する手段と、前記タイミングをずらしながら前記最強値の座標を結ぶ動作を繰返す手段とを含む、請求項 38に記載の心臓磁界診断装置。

[41] 前記最強値の座標を結ぶ線を描画する手段は、 Bスプライン曲線で前記座標を結ぶ、請求項 40に記載の心臓磁界診断装置。

[42] 前記心臓の心房の外郭を示す磁界積分立体図を得るときには、前記所定期間は P 波心房部の時間である、請求項 38に記載の心臓磁界診断装置。

[43] 前記心臓の心室の外郭を示す磁界積分立体図を得るときには、前記所定期間は Q RS波心室部の時間である、請求項 38に記載の心臓磁界診断装置。

[44] 前記被験者の胸部の解剖学的画像を供給する手段と、

前記 3次元興奮伝播軌跡が合成された前記心臓磁界積分立体図に、前記解剖学的画像を合成する手段とをさらに備える、請求項 37に記載の心臓磁界診断装置。