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JP3921415B2 - Biomagnetic field measurement device - Google Patents

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JP3921415B2
JP3921415B2 JP2002147051A JP2002147051A JP3921415B2 JP 3921415 B2 JP3921415 B2 JP 3921415B2 JP 2002147051 A JP2002147051 A JP 2002147051A JP 2002147051 A JP2002147051 A JP 2002147051A JP 3921415 B2 JP3921415 B2 JP 3921415B2
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明彦 神鳥
豪 宮下
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Description

【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Bの微分から導かれるベクトルI(x,y)(I(x,y)=(I(x,y),I(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】
(x,y)=dB(x,y)/dy
(x,y)=−dB(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)|=√{(I(x,y))+(I(x,y))}・・・(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】
sum(x,y)=∫|I(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(x、y、z)(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=z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=z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’,y’)(m=1,2,…,M)を抽出する。ただし、境界座標(x’,y’)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’,y’)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’,y’)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】
(Δx,Δy)=√{Σ[(x0,n+Δx−x’
(y0,n+Δy−y’]}/
√{Σ[(x’+(y’]} ・・・(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】
t,n=x+Δx
t,n=y+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’,y’,z’)、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’,y’,z’,θ,Q)=
Σ(Bt,i−QL(x’,y’,z’,θ))
Σ(Bt,i ・・・(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(x,y,z)(n=1,2,…,N)上に、洞結節25の座標(x、y、z)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’,y’,z’)とする。このダイポールの座標26(x’,y’,z’)と心臓モデル上の洞結節の座標25(x,y,z)との差(Δx,Δy,Δz)を(数7)から求める。
【0039】
【数7】
Δx=x’−x
Δy=y’−y
Δz=z’−z ・・・(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】
t,n=x−Δx
t,n=y−Δy
t,n=z−Δz ・・・(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(x,y,z)(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=z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(x,y,z)上に、洞結節25の座標(x,y,z)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’,y’)(m=1,2,…,M)を抽出する。ただし、境界座標(x’,y’)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’,y’)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’,y’,z’)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’,y’)との差および心臓モデルの洞結節の座標(x,y,z)とダイポール推定から導かれる座標(x’,y’,z’)との差の和で表される二乗平均誤差Fを(数9)のように定義し、この二乗平均誤差Fを最小とする心臓モデルの移動量(Δx,Δy)を求める。
【0047】
【数9】
(Δx,Δy)=√{Σ[(x0,n+Δx−x’
(y0,n+Δy−y’]}/
√{Σ[(x’+(y’]}+
√{[(x+Δx−x’
(y+Δy−y’]}/
√{[(x’+(y’]} ・・・(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’−z ・・・(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】
t,n=x−Δx
t,n=y−Δy
t,n=z−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。
[0001]
[Technical field to which the invention belongs]
The present invention relates to a biomagnetic field measurement apparatus using a SQUID (Superconducting Quantum Interference Device) magnetic flux meter that measures a weak magnetic field emitted from a human heart.
[0002]
[Prior art]
A magnetic field generated from the heart (hereinafter abbreviated as “cardiac magnetic field”) can be measured using a biomagnetic field measurement apparatus, and the current distribution in the myocardium can be visualized. In particular, the problem of estimating the current distribution of a magnetic field source from cardiac magnetic field data is called a biomagnetic field inverse problem, and research on its analysis method is being conducted. As main analysis methods, Wiener filter (IEEE Trans. Biomed. Eng. Vol. 39, pp. 997-1004, Oct, 1992), least square method (Medical and Biological Engineering & Computing, vol. 32, pp. 43-48, Jan, 1994), and their characteristics and effectiveness are shown through numerical simulations.
[0003]
In addition, Current arrow map (Proc. 20th Int. Conf. IEEE / EMBS (Hong Kong), pp. 520-523, 1998) has been developed as a method for deriving in-vivo current distribution without solving the inverse problem. Effectiveness is shown.
[0004]
In recent years, a method of projecting a current distribution derived by an inverse problem analysis method onto a two-dimensional or three-dimensional heart model created from a chest MR image of each subject (Biomag 96, C. Aine et al. Eds. New York: Springer, pp. 201-204, 2000) has been developed.
[0005]
[Problems to be solved by the invention]
By projecting the current distribution estimated based on the inverse problem analysis method onto the two-dimensional or three-dimensional heart model of the subject, a detailed current distribution estimation and a display result of the current distribution that is easy to understand visually are obtained. Can do. Further, by using the display result of the current distribution projected on the heart model, it becomes possible to improve the user's understanding of the analysis result.
[0006]
However, in this current distribution display method, it is necessary to perform measurement such as MRI and X-ray CT for each subject to be analyzed, so it takes much time and effort to obtain a display result.
[0007]
An object of the present invention is to provide a biomagnetic field measuring apparatus capable of visually displaying a current distribution without performing measurement of MRI or X-ray CT of a subject, which is necessary in the prior art.
[0008]
[Means for Solving the Problems]
In the biomagnetic field measurement device of the present invention, the temporal change of the magnetic field component in the z direction and the magnetic field component in the y direction perpendicular to the xy plane of the biomagnetic field generated from the living body is measured, and (x, y) It has a plurality of magnetometers arranged two-dimensionally at the coordinate position of the coordinates, a computing device for computing the output signals of the plurality of magnetometers, and a display means for displaying the computation results of the output signals. An arithmetic device for calculating the output signals of a plurality of magnetometers includes (1) an operation for obtaining a current distribution and / or an absolute value distribution of the current distribution from the output signal, and (2) an output signal during a period in which a T wave appears. An operation for obtaining an isointegration diagram and obtaining a region where the isointegration diagram exceeds a predetermined threshold, (3) An operation for estimating the magnitude direction and position of one current source from the output signal at the start time of the P wave, (4) Assuming the size direction and position of one current source, at least one operation of obtaining a current distribution and / or an absolute value distribution of the current distribution at a predetermined time point is performed.
[0009]
Further, the computing device sets an extension region on the assumption that a plurality of magnetometers are present outside the biomagnetic field measurement region under the same arrangement conditions as the plurality of magnetometers in the measurement region. Processing for obtaining the output signal of the magnetometer by interpolation of the output signals of a plurality of magnetometers in the measurement region is performed.
[0010]
Further, the arithmetic device is obtained by at least one of the above-described operations (1), (2), (3), and (4) on a two-dimensional or three-dimensional heart model that simulates the shape of the heart. Using the obtained result, conversion for aligning the data representing the two-dimensional or three-dimensional heart model with the current distribution obtained by the calculation of (1) and the absolute value distribution of the current distribution is performed in two dimensions. Alternatively, it is performed with respect to (x, y) coordinates of data representing a three-dimensional heart model. Furthermore, the arithmetic unit projects the current distribution obtained by the calculation of (1) and the absolute value distribution of the current distribution onto the (x, y) coordinates of the data representing the two-dimensional or three-dimensional heart model from the z direction. The calculation for obtaining the composite image data is performed, and the composite image data is displayed on the display device.
[0011]
In addition, the arithmetic unit is configured so that the deviation between the position of the sinus node in the data representing the two-dimensional or three-dimensional heart model and the estimated position of the current source estimated at the start time of the P wave is minimized. The position is aligned with the estimated position of the current source, and an operation for obtaining composite image data is performed.
[0012]
Further, the arithmetic unit determines whether the left ventricular region and the predetermined region of the left ventricle in the data representing the two-dimensional or three-dimensional heart model and the predetermined region of the left ventricle are predetermined so that the deviation between the region exceeding the predetermined threshold of the isometric view is minimized. Alignment with a region exceeding the threshold value is performed, and calculation for obtaining composite image data is performed.
[0013]
In addition, the arithmetic device also includes a deviation between the position of the sinus node in the data representing the two-dimensional or three-dimensional heart model and the position of the current source estimated at the start time of the P wave, and the two-dimensional or three-dimensional heart model. The position of the sinus node and the predetermined threshold are exceeded so that the deviation between the left ventricular region in the image data representing and the region exceeding the predetermined threshold of the isointegral diagram obtained in the period in which the T wave appears is minimized. Alignment with a region is performed, and calculation for obtaining composite image data is performed.
[0014]
The arithmetic device has a difference between the current distribution and / or the absolute value distribution of the current distribution obtained by the calculation of (1) and the current distribution and / or the absolute value distribution of the current distribution obtained by the calculation of (4). In order to minimize, the assumption of the size direction and position of one current source in the calculation of (4) is changed, alignment is performed, and calculation for obtaining composite image data is performed.
[0015]
DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
FIG. 1 is a diagram showing a configuration of a biomagnetic field measurement apparatus according to an embodiment of the present invention. As shown in FIG. 1, a gantry 3 that holds a cryostat 2 that holds the SQUID magnetometer at an extremely low temperature and a bed 4 on which a subject (not shown) lies are arranged inside the shield room 1. The bed 4 moves in the short axis (A direction, x direction) of the bed, in the long axis (C direction, y direction) of the bed, and in the vertical direction (B direction, z direction) of the bed. Is possible. Outside the shield room 1, a drive circuit 5 for driving a SQUID magnetometer installed in the cryostat 2, an amplifier filter unit 6 for amplifying and filtering the output from the drive circuit 5, and an output signal from the unit 6 are provided. A computer 7 is arranged that collects data, performs arithmetic processing of the collected data, and controls each part of the apparatus.
[0016]
FIG. 2 is a diagram showing the arrangement of the SQUID magnetometer and the arrangement with respect to the subject. The SQUID magnetometers are arranged in an 8 × 8 grid, and the distance between each SQUID magnetometer is 25 mm. The measurement region 9 of the cardiac magnetic field measurement system composed of 64 SQUID magnetometers is installed in parallel to the subject's chest wall 8, and the SQUID magnetometer 10 of 7 rows and 3 columns is the true of the xiphoid process 11 of the chest. Positioning of the measurement region 9 is performed so as to come up. The coordinate system of the measurement region 9 has the sensor position of 1 row and 8 columns as the origin. The cardiac magnetic field measurement data measured by each SQUID magnetometer is a component Bz perpendicular to the measurement region 9 of the cardiac magnetic field measurement system.
[0017]
In order to create a standard heart model applicable to all subjects, MR image data of an adult male (A: 25 years old) with no history of heart disease is used. Hereinafter, the standard heart model is simply referred to as a heart model.
[0018]
FIG. 3 is a diagram showing a measurement arrangement of a nuclear magnetic resonance imaging apparatus (hereinafter abbreviated as an MRI apparatus). The measurement region 12 for MRI measurement is 300 mm × 300 mm on the frontal plane of the subject's chest wall 8. In order to image the three-dimensional structure of the heart, the measurement region 12 was moved at intervals of 5 mm along the z axis, and MR images of the chest with a slice thickness of 1 mm were sequentially acquired. In addition, in order to convert the coordinates of the heart model created from the MR image data into the coordinate system for measuring the cardiac magnetic field, the marker measured in the MR image data is arranged on the xiphoid process 11 of the chest, and an area including the marker is arranged. The coordinates of the xiphoid protrusion 11 are acquired by measuring. Using the coordinates of the xiphoid process 11 in the coordinate system of the MRI measurement and the coordinates of the xiphoid process in the coordinate system of the magnetocardiograph, coordinate conversion of the heart model based on the coordinate system of the MRI measurement is performed.
(First embodiment)
The first embodiment is a method for aligning a heart model using an isometric view of a T wave that is a time phase of a repolarization process of a ventricle. The isometric view is a map obtained by time-integrating the absolute value of the current arrow map over an arbitrary interval. Current arrow is the normal component B of the magnetic field measured by each SQUID magnetometer.zVector I (x, y) (I (x, y) = (Ix(X, y), Iy(X, y))) as a current value in the living body, and the x component and y component of the vector I (x, y) at each measurement point are derived from (Equation 1), respectively.
[0019]
[Expression 1]
Ix(X, y) = dBz(X, y) / dy
Iy(X, y) = − dBz(X, y) / dx (Equation 1)
Further, the absolute value of the current arrow map is derived as shown in (Expression 2).
[0020]
[Expression 2]
| I (x, y) | = √ {(Ix(X, y))2+ (Iy(X, y))2} ... (Equation 2)
The current arrow map means that the tangential component of the magnetic field with respect to the body surface most reflects the current immediately below. From this, the large part of the absolute value of the current arrow map corresponds to a site where the myocardial excitation is strong in the heart immediately below. The time integral of the absolute value of the current arrow map is derived from (Equation 3).
[0021]
[Equation 3]
Isum(X, y) = ∫ | It(X, y) | dt (Expression 3)
Here, in (Equation 3), It (x, y) indicates a current vector I (x, y) at a certain time t. Further, the integration interval of (Equation 3) is from T1 to T2. This is integral diagram of (Equation 3) represents the intensity value of myocardial excitation in the time integration interval (T1 to T2).
[0022]
FIG. 4 shows a three-dimensional heart model created from an MR image and a left ventricular region of the three-dimensional heart model. First, the coordinates of the three-dimensional heart model 13 (xn, Yn, Zn) (N = 1, 2,..., N), z = z representing the outermost contour of the heart model in the xy planenCoordinates of the two-dimensional contour region 15 corresponding to the left ventricle of the surface 14 (x0, n, Y0, n).
[0023]
The coordinates (x0, n, Y0, n) Is extracted by the following procedure. First, z = z of the three-dimensional heart model 13nIn the surface 14, a coordinate D having the largest y coordinate, a center point E, and a coordinate F having the smallest y coordinate are set. Next, the line segment DE and the line segment EF are discretized in accordance with the discrete interval on the y-axis of the three-dimensional heart model 13. Coordinate D is set to n = 1, and each discrete point is numbered counterclockwise.
[0024]
FIG. 5 shows an isointegration diagram obtained from the current arrow map of the T wave and a region extracted from the isointegration diagram. First, a current arrow map is derived from the cardiac magnetic field data, and an isointegral diagram 17 corresponding to the measurement region 16 is created from the time integration of the current arrow map of the T wave. The equal integral diagram 17 is normalized by dividing each value of the equal integral diagram 17 by the maximum value of the equal integral diagram 17.
[0025]
Next, a threshold value is set for the standardized integral diagram, and the boundary coordinates (x ′) of the region 18 having an integral value larger than the threshold value are set.m, Y ’m) (M = 1, 2,..., M) are extracted. However, boundary coordinates (x ’m, Y ’m) Sets the coordinate where the y-axis is maximum to m = 1, and numbers the boundary coordinates counterclockwise. Further, the number of boundary coordinates M is M = N, and the boundary coordinates are expressed as (x ′) below.n, Y ’n).
[0026]
Next, the coordinates of the two-dimensional contour region 15 corresponding to the left ventricle of the three-dimensional heart model 13 (x0, n, Y0, n) And boundary coordinates (x 'n, Y ’n) Is defined as (Equation 4), and the movement amount (Δx, Δy) of the three-dimensional heart model 13 that minimizes F1 is obtained.
[0027]
[Expression 4]
F1(Δx, Δy) = √ {Σ [(x0, n+ Δx−x ′n)2+
(Y0, n+ Δy−y ’n)2]} /
√ {Σ [(x ’n)2+ (Y ’n)2]} (Equation 4)
Here, in the right side of (Equation 4), Σ of the numerator represents n = 1 to N, and Σ of the denominator represents addition of n = 1 to N. A simplex method, which is one of linear programming methods, is applied to an optimization problem for obtaining a movement amount (Δx, Δy) that minimizes (Equation 4). Finally, using the amount of movement (Δx, Δy) that minimizes (Equation 4), the optimal heart model position (xt, n, Yt, n) Is determined as in (Formula 5).
[0028]
[Equation 5]
xt, n= Xn+ Δx
yt, n= Yn+ Δy (Equation 5)
FIG. 6 shows the result of alignment of the heart model for an adult male B with no history of heart disease using a T-wave isometric view. In FIG. 6, a region 19 surrounded by a solid line represents the contour of the heart of the subject B constructed from an actual MR image. A hatched area 20 surrounded by a solid line indicates the position of the heart model that has been aligned. From FIG. 6, it can be seen that for a subject having a normal T wave, the present method places the heart model at a position substantially the same as the actual heart position.
[0029]
FIG. 7 shows the result of projecting the current distribution of the P wave and the absolute value of the current distribution onto the aligned heart model. As a method for calculating the current distribution, a current arrow map obtained from (Equation 1) was used. In FIG. 7, a region 20 surrounded by a solid line represents the position of the heart model that has been aligned. An arrow 21 represents the current distribution, and a region 22 surrounded by a solid line represents the absolute value distribution of the current distribution.
[0030]
The flow of the above processing is shown in FIG. First, the process flow is started in process 101, the cardiac magnetic field is measured using a 64-channel magnetometer in process 102, and the measured magnetic field is added and averaged in process 103. Next, a current distribution is derived using (Equation 1) from the measured magnetic field subjected to the averaging process in the process 104. Next, in process 105-1, two-dimensional contour coordinates are extracted from the three-dimensional heart model in accordance with the description of FIG. 4 described above. Further, in process 106-1, an isointegral diagram is derived in accordance with the description of FIG. A process 107 aligns cardiac model data from the two-dimensional contour coordinates derived in the process 105-1 and the isometric view derived in the process 106-1.
[0031]
Next, in accordance with processing 108 and processing 109, the expansion of the magnetocardiography measurement region and the current distribution and the magnitude of the current distribution in the expanded region are derived. In the process 110, as described in FIG. 7, the current distribution and the magnitude of the current distribution are projected onto the heart model, and the projection result is displayed on the screen of the computer 7. Finally, in the process 111, the process flow ends.
[0032]
The processing 108 and processing 109 will be described with reference to FIG. FIG. 9 shows the magnetocardiogram measurement region and the region to be expanded. When the position of the heart model is obtained using the first embodiment, the heart model may not necessarily be included in the magnetocardiogram measurement region 23. At this time, it is difficult to obtain the current distribution corresponding to the heart model part out of the magnetocardiogram measurement region 23 from the measured value of the cardiac magnetic field. Therefore, the magnetocardiogram measurement region 23 is expanded, and current distributions corresponding to the expanded regions 24-1 and 24-2 are derived by spline interpolation. The current distribution corresponding to the expanded regions 24-1 and 24-2 is projected onto a heart model not included in the magnetocardiogram measurement region 23.
[0033]
Further, it is necessary to give a boundary condition to the interpolation calculation of the current distribution in the expanded areas 24-1 and 24-2. As shown in FIG. 9, the interpolation of the current distribution corresponding to the expanded regions 24-1 and 24-2 is an extrapolation for interpolating an external value from the internal measurement data. First, since the spline interpolation of the region 24-1 surrounded by the oblique line in FIG. 9 is performed based on the measurement data, a continuous value with less vibration is obtained. However, the spline interpolation of the black area 24-2 is performed using the value of the hatched area 24-1. This means that interpolation is further performed using values obtained by interpolation, and vibration components may be generated in the interpolation result. Since the current distribution in the heart is spatially continuous, vibrations that occur in the interpolation result are undesirable.
[0034]
Therefore, in order to suppress the vibrational behavior of the black region 24-2, it is necessary to provide a boundary condition on the outermost boundary 24-3 of the region to be expanded. In the present embodiment, based on the assumption that the measured cardiac magnetic field data is generated only from the current distribution of the heart region, a boundary condition is used in which the current value of the outermost boundary 24-3 of the region to be expanded is zero.
(Second embodiment)
The second embodiment pays attention to the P wave, which is the time phase of atrial excitement that begins with the excitement of the sinus node, and uses the estimated dipole part of the P wave and the coordinates of the sinus node set on the three-dimensional heart model. A method for determining the position of a model. In the dipole estimation method, electrophysiological activity in a living body is represented by one current dipole, and the position of the current dipole (x ′)d, Y ’d, Z 'd), A method of estimating the orientation and the moment Q, which results in an optimization problem that minimizes (Equation 6).
[0035]
[Formula 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          ... (Equation 6)
Where Bt, i(I = 1, 2,..., 64) is a normal component of the magnetic field at a certain time t measured by each SQUID magnetometer of the cardiac magnetic field measurement system, and Li is a coefficient derived from the Bio-Savart equation Yes. Further, Σ of the numerator and denominator represents addition of i = 1 to 64.
[0036]
In this example, paying attention to the P wave which is the time phase of atrial excitement starting from the excitement of the sinus node, using the dipole estimation part of the initial time of the P wave and the coordinates of the sinus node set on the three-dimensional heart model, Determine the position of the heart model.
[0037]
FIG. 10 shows a three-dimensional heart model created from an MR image and a sinus node on the three-dimensional heart model. First, the coordinates of the three-dimensional heart model 13 (xn, Yn, Zn) (N = 1, 2,..., N), the coordinates of the sinus node 25 (xd, Yd, Zd) Is set. Next, dipole estimation is performed using cardiac magnetic field measurement data at the initial time of the P wave. Here, the simplex method is applied to an optimization problem that minimizes (Equation 6).
[0038]
FIG. 11 shows a P-wave dipole estimation result. The dipole coordinates 26 derived from the dipole estimation are expressed as (x ′d, Y ’d, Z 'd). The coordinates of this dipole 26 (x 'd, Y ’d, Z 'd) And sinus node coordinates 25 (xd, Yd, Zd) (Δx)d, Δyd, Δzd) Is obtained from (Equation 7).
[0039]
[Expression 7]
Δxd= X ’d-Xd
Δyd= Y ’d-Yd
Δzd= Z ’d-Zd      ... (Equation 7)
Finally, using (Equation 7), the position of the heart model (xt, n, Yt, n, Zt, n) Is derived from (Equation 8).
[0040]
[Equation 8]
xt, n= Xn-Δxd
yt, n= Yn-Δyd
zt, n= Zn-Δzd      ... (Equation 8)
FIG. 12 shows the result of alignment of the heart model for the adult male B who has no history of heart disease using the dipole estimation result at the initial time of the P wave. In FIG. 12, a region 19 surrounded by a solid line represents the contour of the heart of the subject B constructed from an actual MR image. A hatched area 27 surrounded by a solid line indicates the position of the heart model that has been aligned. From FIG. 12, it can be seen that for a subject who has normal atrial excitement due to sinus rhythm, this technique places the heart model at a position shifted to the left from the actual heart position.
[0041]
FIG. 13 shows the result of projecting the current distribution of the P wave and the absolute value of the current distribution onto the aligned heart model. As a method for calculating the current distribution, a current arrow map obtained from (Equation 1) was used. In FIG. 13, a region 27 surrounded by a solid line represents the position of the heart model that has been aligned. An arrow 21 represents the current distribution, and a region 22 surrounded by a solid line represents the absolute value distribution of the current distribution.
[0042]
The flow of the above processing is shown in FIG. In the present embodiment, the position of the heart model is determined from the processing 105-2 and the processing 106-2. First, in process 105-2, the coordinates of the sinus node are set on the three-dimensional heart model in accordance with the explanation of FIG. Next, in process 106-2, the dipole position in the P wave is derived according to the description of FIG. In the process 107, the cardiac model data is aligned using the coordinates of the sinus node and the dipole position. Here, processing 101 to processing 104 and processing 108 to processing 111 are the same as the processing flow of the first embodiment, and thus description thereof is omitted.
(Third embodiment)
The third embodiment is an embodiment in which the first embodiment and the second embodiment are combined. FIG. 14 shows the left ventricle of the three-dimensional heart model created from the MR image and the sinus node of the three-dimensional heart model. First, the coordinates of the three-dimensional heart model (xn, Yn, Zn) (N = 1, 2,..., N) to z = z representing the outermost contour of the heart model in the xy planenCoordinates of the two-dimensional contour region 15 corresponding to the left ventricle of the plane (x0, n, Y0, n).
[0043]
Here, the coordinates (x0, n, Y0, n) Is extracted by the following procedure. First, a coordinate D having the maximum y coordinate, a center point E, and a coordinate F having the minimum y coordinate are set from the z = zn plane of the three-dimensional heart model. Next, the line segment DE and the line segment EF are discretized in accordance with the discrete interval on the y-axis of the three-dimensional heart model. Coordinate D is set to n = 1, and each discrete point is numbered counterclockwise. Next, the coordinates (xn, Yn, Zn) Above, the coordinates of the sinus node 25 (xd, Yd, Zd) Is set.
[0044]
FIG. 15 shows an isointegral map obtained from the current arrow map of the T wave, a region extracted from the isointegral map, and a dipole estimation position of the P wave. First, a current arrow map is derived from the cardiac magnetic field data, and an isometric diagram corresponding to the measurement region is created from the time integration of the current arrow map of the T wave. By dividing each value of the isointegration diagram by the maximum value of the isointegration diagram, the isointegration diagram is normalized.
[0045]
Next, a threshold value (for example, 0.8) is set with respect to the standardized integral diagram, and the boundary coordinates (x ′) of the region 18 having an integral value larger than the threshold value are set.m, Y ’m) (M = 1, 2,..., M) are extracted. However, boundary coordinates (x ’m, Y ’m) Sets the coordinate where the y-axis is maximum to m = 1, and numbers the boundary coordinates counterclockwise. Further, the number of boundary coordinates M is M = N, and the boundary coordinates are expressed as (x ′) below.n, Y ’n). Next, a dipole coordinate 26 derived from the dipole estimation of the start time of the P wave is expressed as (x ′d, Y ’d, Z 'd).
[0046]
Next, the two-dimensional contour coordinates (x0, n, Y0, n) And boundary coordinates (x 'n, Y ’n) And the sinus node coordinates of the heart model (xd, Yd, Zd) And coordinates derived from dipole estimation (x 'd, Y ’d, Z 'd) Mean square error F expressed as the sum of differences3Is defined as (Equation 9), and the mean square error F3The amount of movement (Δx, Δy) of the heart model that minimizes is obtained.
[0047]
[Equation 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]} (Equation 9)
Here, Σ in the numerator and denominator of the first term on the right side represents addition of n = 1 to N. The simplex method is applied to the optimization problem for obtaining the movement amount (Δx, Δy) of the heart model that minimizes (Equation 9). The movement amount Δz related to the z coordinate is derived from (Equation 10) using the dipole estimation result.
[0048]
[Expression 10]
Δz = z ′d-Zd      ... (Equation 10)
Using an amount of movement (Δx, Δy) that minimizes (Equation 9) and an amount of movement Δz based on dipole estimation, an optimal position (xt, n, Yt, n, Zt, n) Is determined from (Equation 11).
[0049]
## EQU11 ##
xt, n= Xn-Δx
yt, n= Yn-Δy
zt, n= Zn-Δz (Equation 11)
FIG. 16 shows the result of alignment of a heart model for an adult male B with no history of heart disease using a T-wave isometric view and a P-wave dipole estimation result. In FIG. 16, a region 19 surrounded by a solid line represents the heart of the subject B constructed from an actual MR image. A hatched area 28 surrounded by a solid line indicates the position of the heart model that has been aligned. From FIG. 16, it can be seen that for a subject having normal atrial excitement due to normal T wave and sinus rhythm, the present technique places the heart model at approximately the same position as the actual heart position.
[0050]
FIG. 17 shows the result of projecting the current distribution of the P wave and the absolute value of the current distribution onto the aligned heart model. As a method for calculating the current distribution, a current arrow map obtained from (Equation 1) was used. In FIG. 17, a region 28 surrounded by a solid line represents the position of the heart model that has been aligned. An arrow 21 represents the current distribution, and a region 22 surrounded by a solid line represents the absolute value distribution of the current distribution.
[0051]
The flow of the above processing is shown in FIG. In the third embodiment, the position of the heart model is determined by combining the processes 105-1 and 106-1 with the processes 105-2 and 106-2. First, in process 105-1, two-dimensional contour coordinates are extracted from the three-dimensional heart model in accordance with the explanation of FIG. 4 described above. Next, in process 106-1, an isointegral diagram is derived according to the explanation of FIG. On the other hand, the process 105-2 sets the coordinates of the sinus node on the three-dimensional heart model in accordance with the explanation of FIG. Next, in process 106-2, the dipole position in the P wave is derived according to the description of FIG. In the process 107, the cardiac model data is aligned using these two pieces of information. Here, the processing from the processing 101 to the processing 104 and the processing from the processing 108 to the processing 110 are the same as the processing flow of the first embodiment, and thus the description thereof is omitted. (Fourth embodiment)
FIG. 18 is a diagram showing a projection result of the current distribution and the absolute value of the current distribution onto the heart model, and shows a screen displayed on the computer 7 of the biomagnetic field measurement apparatus. The screen of the computer 7 includes a display screen 29 of one or more magnetic field waveforms emitted from the heart measured by a plurality of magnetometers, a current distribution 30 projected onto the heart model or chest image data, and the absolute current distribution. A display screen 32 of value 31 and a selection button 33 are displayed.
[0052]
The selection button 33 includes a button 34 for selecting a target for projecting the current distribution 30 and the absolute value 31 of the current distribution, a button 35 for selecting a dimension of the target for projecting the current distribution 30 and the absolute value 31 of the current distribution, A button 36 for selecting a model position determination method and a button 37 for selecting the type of image data are arranged.
[0053]
The selection button 33 is also provided with a button 38 for selecting a calculation method of the current distribution 30 and the absolute value 31 of the current distribution. Further, the button 38 is provided with an input field 39 for inputting the z-coordinate of the region of the current distribution to be reconstructed and an input field 40 for inputting the value of the regularization parameter used for the reconstruction of the current distribution.
[0054]
On the magnetic field waveform display screen 29, a scroll bar 41 corresponding to the measurement time of the cardiac magnetic field waveform and a current distribution display time line 42 are arranged. The screen of FIG. 18 includes a pull-down 44 for adjusting the angle of the viewing direction of the display screen 32, a pull-down 45 for selecting the display range of the absolute value 31 of the current distribution, and the display range of the magnetic field waveform intensity on the display screen 29. And a current distribution display time input field 43 corresponding to the time of the current distribution display time line 42.
[0055]
Here, the operator selects the buttons 34, 35, 36, and 37 arranged in the selection button 33, thereby projecting the current distribution 30 and the absolute value 31 of the current distribution, the dimension of the target, the target It is possible to select the object position determination method and the type of image data of the object. Similarly, the calculation method of the current distribution 30 and the current distribution size 31 can be selected by selecting the selection button 38.
[0056]
As a calculation method of the current distribution, the current arrow diagram described in the first embodiment and the current distribution estimated by the inverse problem analysis method such as the least square method or the Wiener filter are used. Further, by aligning the current distribution display time line 42 with an arbitrary time on the cardiac magnetic field waveform, it is possible to obtain a display result 32 of the current distribution 30 and the absolute value 31 of the current distribution corresponding to that time. Furthermore, the pull-down 45 can represent a display result that matches the intensity of the absolute value 31 of the current distribution, and the pull-down 46 can represent a display result that matches the intensity of the cardiac magnetic field waveform. Further, by changing θ and φ of the pull-down 44, the angle in the viewpoint direction of the screen display 32 can be arbitrarily selected.
[0057]
The angles θ and φ in the viewpoint direction will be described with reference to FIG. FIG. 19 is a diagram illustrating the viewpoint angles θ and φ of the screen display 32. A coordinate system 47 represents a viewpoint coordinate system, and a coordinate system 48 represents a coordinate system of a two-dimensional or three-dimensional heart model 49. Here, a point obtained by projecting the center point 50 of the two-dimensional or three-dimensional heart model 49 onto the xy plane along the z ′ axis is defined as o ″. A straight line parallel to the x axis and intersecting with o ″ is denoted as x ″. At this time, the angle formed between the straight line connecting the viewpoint position o and the center point 50 of the two-dimensional or three-dimensional heart model 49 and the xy plane is φ. An angle formed by a straight line connecting “o ″ and x ″ is θ.
(Fifth embodiment)
In the first embodiment, the second embodiment, and the third embodiment, the heart model is created based on the MR image. In the fifth embodiment, the heart model is obtained from the X-ray CT apparatus and the X-ray fluoroscopic imaging apparatus. A heart model is created from chest image data.
(Sixth embodiment)
In the first embodiment, the second embodiment, and the third embodiment, a heart model is created based on MR image data of one healthy person. In the sixth embodiment, a nuclear magnetic resonance imaging apparatus is used. Then, a heart model simulating the average heart size and shape for each generation is created from the chest image data of each generation of healthy subjects taken by the X-ray CT apparatus and the fluoroscopic imaging apparatus. Furthermore, when the current distribution is projected onto the heart model, the generation of the heart model closest to the age of the subject to be analyzed is used.
[0058]
【The invention's effect】
As described above, according to the present invention, it is possible to appropriately determine the position of the heart model from T-wave or P-wave cardiac magnetic field data for a subject having a heart disease or a healthy person. In addition, by projecting the Currentrow map onto the heart model from which this appropriate position has been derived, the current distribution corresponding to each part of the heart can be visually understood without performing MRI or X-ray CT measurements. It is possible to display with easy and simple calculation.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a schematic diagram showing the configuration of a biomagnetic field measurement apparatus used in an embodiment of the present invention.
FIG. 2 is an explanatory diagram showing an arrangement of a biomagnetic field measurement apparatus according to an embodiment of the present invention.
FIG. 3 is an explanatory view showing the arrangement of a nuclear magnetic resonance imaging apparatus in one embodiment of the present invention.
FIG. 4 is a diagram showing a left ventricle of a three-dimensional heart model based on an MR image in one embodiment of the present invention.
FIG. 5 is a diagram showing a T-wave equiintegration diagram and a region extracted from the equiintegration diagram in one embodiment of the present invention.
FIG. 6 is a diagram showing the position of the heart model derived from the T-wave isometric view in one embodiment of the present invention.
FIG. 7 is a diagram showing a projection result of a current arrow map on a heart model derived from an isometric view of a T wave in an embodiment of the present invention.
FIG. 8 is a processing flowchart of a position determination method in the embodiment of the present invention.
FIG. 9 is a diagram showing a cardiac magnetic field measurement region and an extended measurement region in one embodiment of the present invention.
FIG. 10 is a diagram showing a three-dimensional heart model based on MR images and a sinus node of the three-dimensional heart model in one embodiment of the present invention.
FIG. 11 is a diagram showing a P-wave dipole estimation result in one embodiment of the present invention.
FIG. 12 is a diagram showing the position of the heart model derived from the P-wave dipole estimation result in one embodiment of the present invention.
FIG. 13 is a diagram showing a projection result of a current arrow map on a heart model derived from a P-wave dipole estimation result in an embodiment of the present invention.
FIG. 14 is a diagram showing a left ventricle and a sinus node of a three-dimensional heart model based on an MR image in one embodiment of the present invention.
FIG. 15 is a diagram showing a region extracted from a T-wave isometric diagram and a P-wave dipole estimation result in an embodiment of the present invention.
FIG. 16 is a diagram showing the position of the heart model derived from the T-wave isometric view and the P-wave dipole estimation result in one embodiment of the present invention.
FIG. 17 is a diagram showing a projection result of a current arrow map on a heart model derived from an isometric view of a T wave and a P wave dipole estimation result in an embodiment of the present invention.
FIG. 18 is a diagram showing a display screen in one embodiment of the present invention.
FIG. 19 is an explanatory diagram of angles θ and φ in the viewpoint direction in one embodiment of the present invention.
[Explanation of symbols]
DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 ... Shield room, 2 ... Cryostat, 3 ... Gantry, 4 ... Bed, 5 ... Drive circuit, 6 ... Amplifier filter unit, 7 ... Computer, 8 ... Test subject's chest wall, 9 ... Measurement field of cardiac magnetic field measurement system, 10 ... SQUID magnetometer in 3rd row and 7th column, 11 ... xiphoid process, 12 ... measurement region of nuclear magnetic resonance imaging apparatus, 13 ... 3D heart model created from MR image, 14 ... z = zn of 3D heart model 15 ... 2D contour area corresponding to the left ventricle of the 3D heart model, 16 ... Measurement area of the cardiac magnetic field measurement system, 17 ... Equi-integration diagram of T wave, 18 ... With an integral value larger than the threshold value Region 19 ... heart of subject B constructed from actual MR image, 20 ... position of heart model subjected to registration, 21 ... current vector, 22 ... absolute value of current vector Cloth, 23 ... Measurement area of cardiac magnetic field measurement system, 24-1 ... Expanded area 1, 24-2 ... Expanded area 2, 24-3 ... Outermost boundary of expanded area, 25 ... 3D A sinus node of the heart model, 26 ... an estimated position of the dipole of the P wave, 27 ... a position of the heart model that has been aligned, 28 ... a position of the heart model that has been aligned, 29 ... a display screen of the cardiac magnetic field waveform, DESCRIPTION OF SYMBOLS 30 ... Current distribution, 31 ... Absolute value of current distribution, 32 ... Display screen of current distribution and absolute value of current distribution projected on heart model or chest image data, 33 ... Selection button, 34 ... Current distribution and current distribution A button for selecting a target on which an absolute value of the current is projected 35, a button for selecting a current distribution and a dimension of the target on which the absolute value of the current distribution is projected, 36 a button for selecting a position determination method for the heart model, 3 ... button for selecting the type of image data, 38 ... button for selecting the current distribution and the calculation method of the absolute value of the current distribution, 39 ... an input field for inputting the z-coordinate of the current distribution to be estimated, 40 ... the value of the regularization parameter , 41 ... Scroll bar of magnetocardiogram waveform display, 42 ... Current distribution display time line, 43 ... Current distribution display time input field, 44 ... Pull-down for selecting the angle of the viewing direction of the display screen, 45 ... Current Pull-down for selecting a display range relating to the intensity of the distribution 46: Pull-down for selecting a display range of the intensity of the magnetocardiographic waveform 47: Coordinate system of the viewpoint 48 48 Coordinate system of the heart model 49 49 Two-dimensional and three-dimensional heart models , 50... Center point of 2D and 3D heart models.

Claims (6)

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。
Measure the time change of the magnetic field component in the z direction perpendicular to the xy plane of the biomagnetic field generated from the living body, or the time change of the magnetic field component in the x direction parallel to the xy plane of the biomagnetic field and the magnetic field component in the y direction, A plurality of magnetometers arranged two-dimensionally at coordinate positions of (x, y) coordinates parallel to the breast surface of the living body, a computing device for computing output signals of the plurality of magnetometers, and a result of the computation A display device for displaying
The arithmetic unit is
(1) An operation for obtaining a current distribution and / or a distribution of absolute values of the current distribution from the output signal ;
(2) An operation for obtaining an integral diagram based on the output signal in a period in which a T wave appears, and obtaining a region where the integral diagram exceeds a predetermined threshold ;
And the left ventricle region in the data representing a two-dimensional or three-dimensional heart model simulating the shape of the heart created based on the data of the living body different from the living body to be measured The left ventricle region and the region exceeding the predetermined threshold value are aligned so that the deviation from the region exceeding the predetermined threshold value is minimized, and the current distribution obtained in (1) and / or the An operation for obtaining composite image data obtained by projecting the absolute value distribution of the current distribution onto the (x, y) coordinates of the data representing the two-dimensional or three-dimensional heart model from the z direction is performed on the display device. A biomagnetic field measurement apparatus characterized in that synthetic image data is displayed.
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。
Measure the time change of the magnetic field component in the z direction perpendicular to the xy plane of the biomagnetic field generated from the living body, or the time change of the magnetic field component in the x direction parallel to the xy plane of the biomagnetic field and the magnetic field component in the y direction, A plurality of magnetometers arranged two-dimensionally at coordinate positions of (x, y) coordinates parallel to the breast surface of the living body, a computing device for computing output signals of the plurality of magnetometers, and a result of the computation A display device for displaying
The arithmetic unit is
(1) An operation for obtaining a current distribution and / or a distribution of absolute values of the current distribution from the output signal;
(2) An operation for estimating the magnitude direction and position of one current source from the output signal at the start time of the P wave;
The position of the sinus node and the estimated position of the current source in data representing a two-dimensional or three-dimensional heart model that simulates the shape of the heart created based on data of a living body different from the measured living body The position of the sinus node and the estimated position of the current source are aligned so that the deviation of the current is minimized, and the current distribution and / or the absolute value distribution of the current distribution obtained in (1) Is calculated from the z-direction to the (x, y) coordinates of the data representing the two-dimensional or three-dimensional heart model, and the composite image data is displayed on the display device. A biomagnetic field measuring apparatus characterized by that.
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。
Measure the time change of the magnetic field component in the z direction perpendicular to the xy plane of the biomagnetic field generated from the living body, or the time change of the magnetic field component in the x direction parallel to the xy plane of the biomagnetic field and the magnetic field component in the y direction, A plurality of magnetometers arranged two-dimensionally at coordinate positions of (x, y) coordinates parallel to the breast surface of the living body, a computing device for computing output signals of the plurality of magnetometers, and a result of the computation A display device for displaying
The arithmetic unit is
(1) An operation for obtaining a current distribution and / or a distribution of absolute values of the current distribution from the output signal;
(2) An operation for obtaining an integral diagram based on the output signal in a period in which a T wave appears, and obtaining a region where the integral diagram exceeds a predetermined threshold;
(3) An operation for estimating the magnitude direction and position of one current source from the output signal at the start time of the P wave;
And the left ventricle region in the data representing a two-dimensional or three-dimensional heart model simulating the shape of the heart created based on the data of the living body different from the living body to be measured The left ventricle of the left ventricle is minimized so that the deviation from the region exceeding a predetermined threshold and the deviation between the position of the sinus node and the estimated position of the current source in the data representing the two-dimensional or three-dimensional heart model are minimized. Aligning the region with the region exceeding the predetermined threshold, and performing the positional alignment of the position of the sinus node and the estimated position of the current decrease, and the current distribution obtained in (1) and / or Calculating the composite image data obtained by projecting the absolute value distribution of the current distribution onto the (x, y) coordinates of the data representing the two-dimensional or three-dimensional heart model from the z direction; Serial display biomagnetic field measurement apparatus according to claim wherein the composite image data is displayed on the device.
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。In biomagnetic field measurement apparatus according to any one of claims 1 to 3, wherein the computing device is outside of the measurement region of the biomagnetic field, a plurality of the same sequence conditions to the sequence of the plurality of magnetometers in the measurement region A process is performed in which a virtual extension region assuming that a magnetometer exists is set, and output signals of the plurality of magnetometers in the extension region are obtained by interpolation of output signals of the plurality of magnetometers in the measurement region. A biomagnetic field measurement apparatus that performs an operation for obtaining the composite image data . 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。In biomagnetic field measurement apparatus according to any one of claims 1 to 3, on the display device, the operation selection button for selecting the execution of the arithmetic operation processing unit is displayed, corresponding to the operation selection button selected A biomagnetic field measurement apparatus characterized in that an operation is performed. 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、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。The biomagnetic field measurement apparatus according to any one of claims 1 to 3 , wherein the two-dimensional or three-dimensional heart model includes two-dimensional or three-dimensional image data of a heart imaged by a nuclear magnetic resonance imaging apparatus or an X-ray CT apparatus, A biomagnetic field measurement apparatus using any one of two-dimensional image data of a heart imaged by an X-ray fluoroscopic apparatus.
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