JP2002320596A - 生体磁場計測装置 - Google Patents
生体磁場計測装置Info
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- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/24—Detecting, measuring or recording bioelectric or biomagnetic signals of the body or parts thereof
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- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01R—MEASURING ELECTRIC VARIABLES; MEASURING MAGNETIC VARIABLES
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Abstract
(57)【要約】
【課題】 本発明の目的は、めまい患者や心房粗動とい
った電流の回転性によって生じる磁場から、前記回転性
を定量的に評価し得る臨床的に有意義な情報を抽出する
ことを目的とする。 【解決手段】 本発明によれば、次のような構成を実現
する。生体から発生する磁場を計測する超伝導量子干渉
素子（Superconducting Quantum Interference Device:
以後SQUIDと略す）を用いた複数個の磁束計と、磁場の
法線成分から疑似電流を計算する手段を有し、複数個の
磁束計によって得られた磁場から前記疑似電流を計算
し、擬似電流を各センサから一定距離にある円周上に一
定方向に積分を行う手段を有し、前記積分を行う手段に
よって得られた積分値の最大値または最小値を計算する
手段を有し、前記最大値および最小値の絶対値差分値を
計算する手段を有する構成とする。
った電流の回転性によって生じる磁場から、前記回転性
を定量的に評価し得る臨床的に有意義な情報を抽出する
ことを目的とする。 【解決手段】 本発明によれば、次のような構成を実現
する。生体から発生する磁場を計測する超伝導量子干渉
素子（Superconducting Quantum Interference Device:
以後SQUIDと略す）を用いた複数個の磁束計と、磁場の
法線成分から疑似電流を計算する手段を有し、複数個の
磁束計によって得られた磁場から前記疑似電流を計算
し、擬似電流を各センサから一定距離にある円周上に一
定方向に積分を行う手段を有し、前記積分を行う手段に
よって得られた積分値の最大値または最小値を計算する
手段を有し、前記最大値および最小値の絶対値差分値を
計算する手段を有する構成とする。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は，成人，小児，胎児
等の心臓や脳等から発生する微弱な磁場を計測するＳＱ
ＵＩＤ（Superconducting Quantum Interference Devic
e：超伝導量子干渉素子）磁束計を使用する生体磁場装
置に関し，特に測定された脳磁場および心磁場の分布か
ら、心臓または脳内の電流の回転性を評価方法に関す
る。
等の心臓や脳等から発生する微弱な磁場を計測するＳＱ
ＵＩＤ（Superconducting Quantum Interference Devic
e：超伝導量子干渉素子）磁束計を使用する生体磁場装
置に関し，特に測定された脳磁場および心磁場の分布か
ら、心臓または脳内の電流の回転性を評価方法に関す
る。
【０００２】
【従来の技術】従来，ＳＱＵＩＤ磁束計を用いる生体磁
場装置は，生体内の心筋活動（筋肉の活動一般）や脳内
のニューロンの活動に伴って生じるイオン流が作る微弱
な生体磁場（計測された磁場は心磁場や脳磁場と呼ばれ
る）の計測に使用されてきた。イオン電流の動きは生体
の電気的な活動を反映しており，有益な情報を得ること
が可能であり，多くの研究が行われている。これらの測
定された磁場から心臓内部の擬似的な電流を観察する方
法として電流アローマップ法が提案されてきている（Me
d. Biol. Eng. Comput. pp 21-28, 2001）。電流アロー
マップ法は法線方向の磁場（生体の直行方向の磁場）を
接線方向（生体と平行した方向）に偏微分して計算され
るものである。電流アローマップ法を用いて心臓内部の
擬似電流を推定が可能であり、有効性が示されている。
場装置は，生体内の心筋活動（筋肉の活動一般）や脳内
のニューロンの活動に伴って生じるイオン流が作る微弱
な生体磁場（計測された磁場は心磁場や脳磁場と呼ばれ
る）の計測に使用されてきた。イオン電流の動きは生体
の電気的な活動を反映しており，有益な情報を得ること
が可能であり，多くの研究が行われている。これらの測
定された磁場から心臓内部の擬似的な電流を観察する方
法として電流アローマップ法が提案されてきている（Me
d. Biol. Eng. Comput. pp 21-28, 2001）。電流アロー
マップ法は法線方向の磁場（生体の直行方向の磁場）を
接線方向（生体と平行した方向）に偏微分して計算され
るものである。電流アローマップ法を用いて心臓内部の
擬似電流を推定が可能であり、有効性が示されている。
【０００３】
【発明が解決しようとする課題】しかしながら、脳内ま
たは心臓内の回転性の電流を定量評価する方法が考えら
れておらず、十分に臨床評価し得る情報を得ることがで
きていなかった。本発明の課題は、脳また心臓から発生
する微弱磁場を測定する生体磁場計測装置を用いて得ら
れた磁場波形から、脳内または心臓内の電流の回転性を
定量評価する方法を提供することにある。
たは心臓内の回転性の電流を定量評価する方法が考えら
れておらず、十分に臨床評価し得る情報を得ることがで
きていなかった。本発明の課題は、脳また心臓から発生
する微弱磁場を測定する生体磁場計測装置を用いて得ら
れた磁場波形から、脳内または心臓内の電流の回転性を
定量評価する方法を提供することにある。
【０００４】
【課題を解決するための手段】上述の課題を解決するた
め、本発明によれば、次のような構成を実現する。生体
から発生する磁場を計測する超伝導量子干渉素子（Supe
rconducting Quantum Interference Device:以後SQUID
と略す）を用いた複数個の磁束計と、計測された磁場か
ら疑似電流を計算する手段を有し、複数個の磁束計によ
って得られた磁場から前記疑似電流を計算し、擬似電流
を各センサから一定距離にある円周上に一定方向に積分
を行う手段を有し、前記積分を行う手段によって得られ
た積分値の最大値または最小値を計算する手段を有し、
前記最大値および最小値の絶対値差分値を計算する手段
を有する構成とする。
め、本発明によれば、次のような構成を実現する。生体
から発生する磁場を計測する超伝導量子干渉素子（Supe
rconducting Quantum Interference Device:以後SQUID
と略す）を用いた複数個の磁束計と、計測された磁場か
ら疑似電流を計算する手段を有し、複数個の磁束計によ
って得られた磁場から前記疑似電流を計算し、擬似電流
を各センサから一定距離にある円周上に一定方向に積分
を行う手段を有し、前記積分を行う手段によって得られ
た積分値の最大値または最小値を計算する手段を有し、
前記最大値および最小値の絶対値差分値を計算する手段
を有する構成とする。
【０００５】上記構成を有する本発明によれば、めまい
患者や心房粗動といった回転性の電流を有する磁場分布
から、回転性を定量的に評価を行うのに有用な情報を簡
易に得ることが可能である。
患者や心房粗動といった回転性の電流を有する磁場分布
から、回転性を定量的に評価を行うのに有用な情報を簡
易に得ることが可能である。
【０００６】
【発明の実施の形態】本発明の実施例を図面を用いて説
明していく。第一の実施例について以下説明を行う。図
１は本発明の実施例である生体磁場計測装置の構成を示
す図である。図１に示すように磁気シールドルーム１内
には、被験者が横になるベッド７とSQUIDセンサを超伝
導状態に保持するための冷媒（液体ヘリウムまたは液体
窒素）が貯蔵されたクライオスタット2と、クライオス
タット2を機械的に保持するガントリー3が、配置されて
いる。ベッドは、X方向とY方向とZ方向に移動可能であ
る。シールドルームの外部にはSQUID磁束計の駆動回路4
と、アンプフィルタユニット5と、データ取り込み用コ
ンピュータ6とが配置されている。本実施例において
は、データ取り込み用コンピュータ6は解析されたデー
タが表示される表示部、および取り込まれたデータを解
析する解析手段も兼ねている。図２に心臓から発生する
微弱磁場を測定する８×８のアレー状に配置した64個の
SQUID磁束計２０２の配置を示す。本実施例では、各SQU
ID磁束計は検出コイルと補償コイルとを有する１次微分
型の検出コイルを使用し、ｚ方向（体表面に対して垂直
方向）の磁場を測定する検出コイルを使用するものをSQ
UID磁束計として定義する。ただし、検出コイルの形状
はｚ方向を検出コイルに限るものではない。本実施例の
図面では、１次微分型検出コイルのベースラインを50mm
として検出コイルの直径を１８mmとしたものを使用して
いる。成人心臓の計測範囲と心臓との位置合わせは、剣
状突起の上方に（３，７）の位置にSQUID磁束計201を位
置合わせることで行っている。本実施例では、センサー
アレーを８×８の正方配列に配置した64個のSQUID磁束
計２０２の配置で示しているが、三角配列やひし形配列
などのセンサーアレーを用いて計測してもよく、測定磁
場方向もｚ方向に限るものではなく磁場のベクトル３成
分の任意の方向を検出してもよい。
明していく。第一の実施例について以下説明を行う。図
１は本発明の実施例である生体磁場計測装置の構成を示
す図である。図１に示すように磁気シールドルーム１内
には、被験者が横になるベッド７とSQUIDセンサを超伝
導状態に保持するための冷媒（液体ヘリウムまたは液体
窒素）が貯蔵されたクライオスタット2と、クライオス
タット2を機械的に保持するガントリー3が、配置されて
いる。ベッドは、X方向とY方向とZ方向に移動可能であ
る。シールドルームの外部にはSQUID磁束計の駆動回路4
と、アンプフィルタユニット5と、データ取り込み用コ
ンピュータ6とが配置されている。本実施例において
は、データ取り込み用コンピュータ6は解析されたデー
タが表示される表示部、および取り込まれたデータを解
析する解析手段も兼ねている。図２に心臓から発生する
微弱磁場を測定する８×８のアレー状に配置した64個の
SQUID磁束計２０２の配置を示す。本実施例では、各SQU
ID磁束計は検出コイルと補償コイルとを有する１次微分
型の検出コイルを使用し、ｚ方向（体表面に対して垂直
方向）の磁場を測定する検出コイルを使用するものをSQ
UID磁束計として定義する。ただし、検出コイルの形状
はｚ方向を検出コイルに限るものではない。本実施例の
図面では、１次微分型検出コイルのベースラインを50mm
として検出コイルの直径を１８mmとしたものを使用して
いる。成人心臓の計測範囲と心臓との位置合わせは、剣
状突起の上方に（３，７）の位置にSQUID磁束計201を位
置合わせることで行っている。本実施例では、センサー
アレーを８×８の正方配列に配置した64個のSQUID磁束
計２０２の配置で示しているが、三角配列やひし形配列
などのセンサーアレーを用いて計測してもよく、測定磁
場方向もｚ方向に限るものではなく磁場のベクトル３成
分の任意の方向を検出してもよい。
【０００７】図３に脳の神経活動によって生じる磁場
（以下脳磁場と呼ぶ）を計測する構成図を示す。本実施
例では音の刺激による聴性誘発脳磁場を計測する例を示
している。被検者はベッド7に横たわり、クライオスタ
ット２に測定したい頭部の面を近づけて脳磁場は計測さ
れる構成となっている。図３では１ｋHzで５０ｍｓ保持
時間巾をもつトーンバースト音を音刺激装置303によっ
て作成している。音刺激の間隔は0.3Hz（約3.3秒に1
回）で行っている。音刺激のタイミングに合わせて同期
信号304が発生し、データ取り込み用コンピュータ6へ同
期信号が入力される。入力された同期信号を利用して加
算平均化処理が行なわれ、信号雑音比を向上させる構成
とする。音刺激装置に303によって作成されたトーンバ
ースト音はエアーチューブ302とアダプタ305を通して左
耳に入力されている。また図３では図示していないが、
右耳にはホワイト雑音の音を常時与えることによって外
来からの音による影響がないように計測を行っている。
脳磁場はクライオスタット２内のSQUID磁束計によって
計測される。SQUID磁束計はFLL回路４によって駆動さ
れ、FLL回路４の出力はアンプフィルタ回路５を通って
データ取り込み用コンピュータ6にデジタルデータとし
て記録される。データ取り込み用コンピュータ6、FLL回
路４、アンプフィルタ回路５などの制御画面やデータ解
析画面などはデータ取り込み用コンピュータ6に表示さ
れる構成となっている。以上の構成でベッド４とクライ
オスタット２以外は、図１記載の磁気シールドルーム１
の外部に配置することが望ましい。図４に各測定エリア
での計測範囲（１７５ｍｍ×１７５ｍｍ）を計測点202
によって図示している。被検者301の左側頭を計測する
場合の計測範囲を上図に示し、下図に右側頭を測定する
場合の計測範囲を示している。図４では聴性誘発脳磁場
計測する構成を示しているため、耳のやや上に計測点20
2を配置する構成で示している。
（以下脳磁場と呼ぶ）を計測する構成図を示す。本実施
例では音の刺激による聴性誘発脳磁場を計測する例を示
している。被検者はベッド7に横たわり、クライオスタ
ット２に測定したい頭部の面を近づけて脳磁場は計測さ
れる構成となっている。図３では１ｋHzで５０ｍｓ保持
時間巾をもつトーンバースト音を音刺激装置303によっ
て作成している。音刺激の間隔は0.3Hz（約3.3秒に1
回）で行っている。音刺激のタイミングに合わせて同期
信号304が発生し、データ取り込み用コンピュータ6へ同
期信号が入力される。入力された同期信号を利用して加
算平均化処理が行なわれ、信号雑音比を向上させる構成
とする。音刺激装置に303によって作成されたトーンバ
ースト音はエアーチューブ302とアダプタ305を通して左
耳に入力されている。また図３では図示していないが、
右耳にはホワイト雑音の音を常時与えることによって外
来からの音による影響がないように計測を行っている。
脳磁場はクライオスタット２内のSQUID磁束計によって
計測される。SQUID磁束計はFLL回路４によって駆動さ
れ、FLL回路４の出力はアンプフィルタ回路５を通って
データ取り込み用コンピュータ6にデジタルデータとし
て記録される。データ取り込み用コンピュータ6、FLL回
路４、アンプフィルタ回路５などの制御画面やデータ解
析画面などはデータ取り込み用コンピュータ6に表示さ
れる構成となっている。以上の構成でベッド４とクライ
オスタット２以外は、図１記載の磁気シールドルーム１
の外部に配置することが望ましい。図４に各測定エリア
での計測範囲（１７５ｍｍ×１７５ｍｍ）を計測点202
によって図示している。被検者301の左側頭を計測する
場合の計測範囲を上図に示し、下図に右側頭を測定する
場合の計測範囲を示している。図４では聴性誘発脳磁場
計測する構成を示しているため、耳のやや上に計測点20
2を配置する構成で示している。
【０００８】聴覚刺激による脳内の電気活動を調べるた
め、電流アローマップ法を使用した。電流アローマップ
法とは、体に垂直なＺ方向の磁場（Ｂｚ）をｘ，ｙ方向
に偏微分を行うことにより、疑似的な電流を可視化する
方法である。具体的に偏微分の方法を示すと次式で表さ
れる。 Ix=dBz/dy・・・(1) Iy=−dBz/dx・・・(2) ここでIx, Iyを電流アローと呼び、擬似的な電流を示し
ているものと考える。図５に、健常者の右耳にトーンバ
ースト音を入力して左側頭野で計測された磁場波形４０
３を示し、上段には磁場波形４０３の最も強い時刻（Ｎ
１００）における式（１）（２）を使って作成された電
流アローマップ図を示している。上段のアロー４０１
は、強度の違いをアローの長さで示してあり、コンター
マップ４０２は電流アロー４０１の強度によって表示し
ている。上記の擬似的な電流は電流アローマップ法よっ
て作成された電流アローに限ることはなく、例えば、フ
ーリエ変換法を用いた２次元または３次元電流分布再構
成法やリードフィールド逆行列による２次元または３次
元電流分布再構成法によって得られた２次元または３次
元の電流分布の電流ベクトルを用いてもよく、３次元電
流分布の場合は任意の２次元電流分布内で電流ベクトル
を表現できる。ただし以下の説明では、式（１）（２）
によって計算される電流アローマップ法を用いた電流ア
ローによって説明を行っていく。電流アローの回転性を
確認するため、ローテーション電流アロー（Irot）につ
いて検討した。ローテーション電流アロー（Irot）につ
いて図６を用いて説明する。図６(a)は、図５の上図と
同じ電流アローマップを示している。説明を簡単にする
ため、範囲５０１の電流アローのみを抜き出して図６
(b)に示している。図６(b)内の中心電流アロー５０４の
位置（チャネル）におけるローテンション電流アロー
を、中心電流アロー５０４の位置から等距離にある積分
範囲５０２で線積分を行う。積分範囲５０２の円周上に
接する電流アロー成分I1, I2, I3, I4のみを積分方向５
０３に沿って線積分を行う様子を図６(c)に示してい
る。積分方向５０３の方向をプラスとするため、図６
(c)の例ではIrot=I1+I2+I3+I4の値はプラスの値を持つ
事になり、中心電流アロー５０４のまわりには、右方向
に回転する電流アローが存在していることを知ることが
できる。同様に各センサー（チャネル）毎にローテーシ
ョン電流アロー（Irot）を計算していく。ただし８×８
のマトリックス状センサーの内、外周の最も外側に位置
するセンサー位置については、計算を行えないため、内
側の６×６のセンサー位置についてローテーション電流
アロー（Irot）を計算した。上記ローテーション電流ア
ロー（Irot）の計算では、式（１）（２）を用いた電流
アローマップ法を使用したが、これに限ることはなく、
例えば、フーリエ変換法を用いた２次元電流分布再構成
法やリードフィールド逆行列による２次元電流分布再構
成法によって得られた逆問題の２次元電流分布の電流ベ
クトルを用いてもよい。さらにローテーション電流アロ
ー（Irot）の積分範囲についても図６（ｃ）に示した４
箇所の電流（I1, I2, I3,I4）に限ることなく、センサ
ー配置間の磁場の補間値を計算して電流アローマップを
作成し、複数個の電流アローを積算することによってロ
ーテーション電流アロー（Irot）を計算することも可能
である。図６(a)に示した電流アローマップ図から計算
されたローテーション電流アロー（Irot）のマップ図を
図６に示す。図７に示すように陽極ピーク６０２と陰極
ピーク６０１がほぼ同程度の大きさで図６(a)内の最大
電流アロー値をもつセンサーの両側に出現している。次
にめまい患者の左耳音刺激によって右側側頭部で検出さ
れた磁場波形７０１を図８の下段に、磁場波形７０１の
最大ピーク時における電流アローマップ図を図８の上段
に示す。上段の電流アローマップ図から電流アローが回
転している様子が観察できる。図８に示しためまい患者
の回転性の電流アローパターンを定量的に評価するため
図６と同様にローテーション電流アロー（Irot）を計算
した。図９は図８の電流アローマップから計算されたロ
ーテーション電流アロー（Irot）のマップ図を示してい
る。図９の場合マイナスのピーク８０１が下側に顕著に
現れているものの、陽極ピークはほとんど見られない。
本症例ではマイナスのピークを持つ事から、左向きの回
転が生じていると考えられる。以上のように電流アロー
の回転性を評価する方法としてローテーション電流アロ
ー（Irot）を検討してきた。全ての患者で定量的に回転
性を評価するため、陽極のピークの値と陰極のピークの
値を各患者の各測定毎（左側頭―右音刺激、左側頭―左
音刺激、右側頭―左音刺激、右側頭―右音刺激の４パタ
ーン）に計算した結果を図１０に示す。図１０(a)が健
常者５例を示し、図１０(b)がめまい患者８例を示して
いる。ただし#8'は#8患者のアミオダミン治療後の結果
を示している。各患者の結果は左から左側頭―右音刺
激、左側頭―左音刺激、右側頭―左音刺激、右側頭―右
音刺激の４パターンに対応している。健常者の図１０
(a)ではどの被験者も陽極と陰極の値がほぼ等しい事か
ら、対称性がよいと考えられる。一方図１０(b)のめま
い患者では、Ｎ１００が観測されなかった測定部位など
もあるほか、測定されているもののについても陽極側の
値と陰極側の値が異なる対称性の悪いパターンであるこ
とが分かる。図１０の結果をよりわかりやすくするた
め、（陽極側の値）―（陰極側の値）の絶対値を計算
し、各被験者毎の絶対値の最大値を比較した。その結
果、図１１に示すように、健常者とめまい患者では明ら
かな違いを示すことができた。まためまい抑制の薬剤メ
リスロンを投与後、最大値の値が健常者に近い値に変化
し、めまい症状が緩和されたことが分かった。以上説明
した実施例では全て脳磁場計測におけるめまい患者の例
を示してきたが、上記ローテーション電流アロー
（Irot）法は、めまい患者に限ることなく、心房粗動な
どの回転性の電流を有する心疾患においても同様のロー
テーション電流アロー（Irot）を計算することができ、
心疾患の定量評価に有効な情報を得ることができる。
め、電流アローマップ法を使用した。電流アローマップ
法とは、体に垂直なＺ方向の磁場（Ｂｚ）をｘ，ｙ方向
に偏微分を行うことにより、疑似的な電流を可視化する
方法である。具体的に偏微分の方法を示すと次式で表さ
れる。 Ix=dBz/dy・・・(1) Iy=−dBz/dx・・・(2) ここでIx, Iyを電流アローと呼び、擬似的な電流を示し
ているものと考える。図５に、健常者の右耳にトーンバ
ースト音を入力して左側頭野で計測された磁場波形４０
３を示し、上段には磁場波形４０３の最も強い時刻（Ｎ
１００）における式（１）（２）を使って作成された電
流アローマップ図を示している。上段のアロー４０１
は、強度の違いをアローの長さで示してあり、コンター
マップ４０２は電流アロー４０１の強度によって表示し
ている。上記の擬似的な電流は電流アローマップ法よっ
て作成された電流アローに限ることはなく、例えば、フ
ーリエ変換法を用いた２次元または３次元電流分布再構
成法やリードフィールド逆行列による２次元または３次
元電流分布再構成法によって得られた２次元または３次
元の電流分布の電流ベクトルを用いてもよく、３次元電
流分布の場合は任意の２次元電流分布内で電流ベクトル
を表現できる。ただし以下の説明では、式（１）（２）
によって計算される電流アローマップ法を用いた電流ア
ローによって説明を行っていく。電流アローの回転性を
確認するため、ローテーション電流アロー（Irot）につ
いて検討した。ローテーション電流アロー（Irot）につ
いて図６を用いて説明する。図６(a)は、図５の上図と
同じ電流アローマップを示している。説明を簡単にする
ため、範囲５０１の電流アローのみを抜き出して図６
(b)に示している。図６(b)内の中心電流アロー５０４の
位置（チャネル）におけるローテンション電流アロー
を、中心電流アロー５０４の位置から等距離にある積分
範囲５０２で線積分を行う。積分範囲５０２の円周上に
接する電流アロー成分I1, I2, I3, I4のみを積分方向５
０３に沿って線積分を行う様子を図６(c)に示してい
る。積分方向５０３の方向をプラスとするため、図６
(c)の例ではIrot=I1+I2+I3+I4の値はプラスの値を持つ
事になり、中心電流アロー５０４のまわりには、右方向
に回転する電流アローが存在していることを知ることが
できる。同様に各センサー（チャネル）毎にローテーシ
ョン電流アロー（Irot）を計算していく。ただし８×８
のマトリックス状センサーの内、外周の最も外側に位置
するセンサー位置については、計算を行えないため、内
側の６×６のセンサー位置についてローテーション電流
アロー（Irot）を計算した。上記ローテーション電流ア
ロー（Irot）の計算では、式（１）（２）を用いた電流
アローマップ法を使用したが、これに限ることはなく、
例えば、フーリエ変換法を用いた２次元電流分布再構成
法やリードフィールド逆行列による２次元電流分布再構
成法によって得られた逆問題の２次元電流分布の電流ベ
クトルを用いてもよい。さらにローテーション電流アロ
ー（Irot）の積分範囲についても図６（ｃ）に示した４
箇所の電流（I1, I2, I3,I4）に限ることなく、センサ
ー配置間の磁場の補間値を計算して電流アローマップを
作成し、複数個の電流アローを積算することによってロ
ーテーション電流アロー（Irot）を計算することも可能
である。図６(a)に示した電流アローマップ図から計算
されたローテーション電流アロー（Irot）のマップ図を
図６に示す。図７に示すように陽極ピーク６０２と陰極
ピーク６０１がほぼ同程度の大きさで図６(a)内の最大
電流アロー値をもつセンサーの両側に出現している。次
にめまい患者の左耳音刺激によって右側側頭部で検出さ
れた磁場波形７０１を図８の下段に、磁場波形７０１の
最大ピーク時における電流アローマップ図を図８の上段
に示す。上段の電流アローマップ図から電流アローが回
転している様子が観察できる。図８に示しためまい患者
の回転性の電流アローパターンを定量的に評価するため
図６と同様にローテーション電流アロー（Irot）を計算
した。図９は図８の電流アローマップから計算されたロ
ーテーション電流アロー（Irot）のマップ図を示してい
る。図９の場合マイナスのピーク８０１が下側に顕著に
現れているものの、陽極ピークはほとんど見られない。
本症例ではマイナスのピークを持つ事から、左向きの回
転が生じていると考えられる。以上のように電流アロー
の回転性を評価する方法としてローテーション電流アロ
ー（Irot）を検討してきた。全ての患者で定量的に回転
性を評価するため、陽極のピークの値と陰極のピークの
値を各患者の各測定毎（左側頭―右音刺激、左側頭―左
音刺激、右側頭―左音刺激、右側頭―右音刺激の４パタ
ーン）に計算した結果を図１０に示す。図１０(a)が健
常者５例を示し、図１０(b)がめまい患者８例を示して
いる。ただし#8'は#8患者のアミオダミン治療後の結果
を示している。各患者の結果は左から左側頭―右音刺
激、左側頭―左音刺激、右側頭―左音刺激、右側頭―右
音刺激の４パターンに対応している。健常者の図１０
(a)ではどの被験者も陽極と陰極の値がほぼ等しい事か
ら、対称性がよいと考えられる。一方図１０(b)のめま
い患者では、Ｎ１００が観測されなかった測定部位など
もあるほか、測定されているもののについても陽極側の
値と陰極側の値が異なる対称性の悪いパターンであるこ
とが分かる。図１０の結果をよりわかりやすくするた
め、（陽極側の値）―（陰極側の値）の絶対値を計算
し、各被験者毎の絶対値の最大値を比較した。その結
果、図１１に示すように、健常者とめまい患者では明ら
かな違いを示すことができた。まためまい抑制の薬剤メ
リスロンを投与後、最大値の値が健常者に近い値に変化
し、めまい症状が緩和されたことが分かった。以上説明
した実施例では全て脳磁場計測におけるめまい患者の例
を示してきたが、上記ローテーション電流アロー
（Irot）法は、めまい患者に限ることなく、心房粗動な
どの回転性の電流を有する心疾患においても同様のロー
テーション電流アロー（Irot）を計算することができ、
心疾患の定量評価に有効な情報を得ることができる。
【０００９】
【発明の効果】以上説明したように、上記構成を有する
本発明によれば、診断に有効な指標を得ることが可能と
なる。
本発明によれば、診断に有効な指標を得ることが可能と
なる。
【図１】生体磁場計測装置の構成図。
【図２】８×８のアレー状に配置した64個のSQUID磁束
計の配置を示す図。
計の配置を示す図。
【図３】聴性誘発脳磁場を計測する例を示す図。
【図４】脳磁場計測の計測範囲を示す図。
【図５】健常者の聴覚刺激脳磁図測定例、上段：カレン
トアローマップ図、下段：脳磁場波形の６４チャネル重
ね合わせ波形。
トアローマップ図、下段：脳磁場波形の６４チャネル重
ね合わせ波形。
【図６】ローテーション電流アローの作成方法を示す
図。
図。
【図７】健常者のローテーション電流アローによるマッ
プ図。
プ図。
【図８】めまい患者の聴覚刺激脳磁図測定例、上段：カ
レントアローマップ図、下段：脳磁場波形の６４チャネ
ル重ね合わせ波形。
レントアローマップ図、下段：脳磁場波形の６４チャネ
ル重ね合わせ波形。
【図９】めまい患者のローテーション電流アローによる
マップ図。
マップ図。
【図１０】ローテーション電流アローの最大値および最
小値による各被験者毎の比較。
小値による各被験者毎の比較。
【図１１】（（陽極側の値）―（陰極側の値））の絶対
値の健常者とめまい患者の比較。
値の健常者とめまい患者の比較。
１：磁気シールドルーム、２：クライオスタット、３：
ガントリー、４：ＦＬＬ回路、５：アンプフィルタユニ
ット、６：データ取り込み用コンピュータ、７：ベッ
ド、２０１：献上突起、２０２：ＳＱＵＩＤ磁束計、３
０１：被験者、３０２：エアーチューブ、３０３：音刺
激装置、３０４：トリガー信号、３０５：アダプタ、４
０１：電流アロー、４０２：コンターマップ、４０３：
６４チャネル磁場波形の重ね合わせ波形、５０１：範
囲、５０２：積分範囲、５０３：積分方向、５０４：電
流アロー、６０１：陽極ピーク、６０１：陰極ピーク、
８０１：陰極ピーク。
ガントリー、４：ＦＬＬ回路、５：アンプフィルタユニ
ット、６：データ取り込み用コンピュータ、７：ベッ
ド、２０１：献上突起、２０２：ＳＱＵＩＤ磁束計、３
０１：被験者、３０２：エアーチューブ、３０３：音刺
激装置、３０４：トリガー信号、３０５：アダプタ、４
０１：電流アロー、４０２：コンターマップ、４０３：
６４チャネル磁場波形の重ね合わせ波形、５０１：範
囲、５０２：積分範囲、５０３：積分方向、５０４：電
流アロー、６０１：陽極ピーク、６０１：陰極ピーク、
８０１：陰極ピーク。
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 塚田 啓二 東京都国分寺市東恋ケ窪一丁目280番地 株式会社日立製作所中央研究所内 (72)発明者 村上 正浩 茨城県ひたちなか市市毛882番地 株式会 社日立製作所計測器グループ内 Ｆターム(参考） 2G017 AA01 AD32 BA15 4C027 AA10 CC00 DD02 EE01 EE05 FF01 FF02 FF03 FF05 FF09 GG00 GG11 GG15 HH13 KK00 KK01 KK03
Claims (1)
- 【請求項１】被験体を支持するベッドと、該被験体の生
体磁場測定部位に配置される複数の検出コイルと、検出
コイルにより検出された磁場を電気信号に変換する超伝
導量子干渉素子と、該超伝導量子干渉素子を低温に保持
するクライオスタットと、該クライオスタットを保持す
る手段と、前記超伝導量子干渉素子を駆動する磁束計動
作回路と、前記超伝導量子干渉素子により検出された磁
束に起因する信号を取り込み解析する手段と、解析され
た結果が表示される表示手段とを有し、該表示手段に
は、以下の処理を含む信号処理が施された解析結果が表
示されることを特徴とする生体磁場計測装置。 １）計測された磁場を計測位置に関して偏微分すること
により疑似電流を計算する処理 ２）前記磁場の計測位置からみて、検出コイルが配置さ
れた範囲内で任意の距離にある円周上で、該円周に接す
る疑似電流を線積分する処理
Priority Applications (2)
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|---|---|---|---|
| JP2001130604A JP3757815B2 (ja) | 2001-04-27 | 2001-04-27 | 生体磁場計測装置 |
| US10/120,406 US6665553B2 (en) | 2001-04-27 | 2002-04-12 | Biomagnetic field measuring apparatus using squid magnetometers for evaluating a rotational property of a current in a subject |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2001130604A JP3757815B2 (ja) | 2001-04-27 | 2001-04-27 | 生体磁場計測装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JP2002320596A true JP2002320596A (ja) | 2002-11-05 |
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Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2001130604A Expired - Fee Related JP3757815B2 (ja) | 2001-04-27 | 2001-04-27 | 生体磁場計測装置 |
Country Status (2)
| Country | Link |
|---|---|
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| JP (1) | JP3757815B2 (ja) |
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