JP2007144204A - 生体磁場計測装置 - Google Patents

Abstract

【課題】胎児心磁図のＴ波の確認を容易にする生体磁場計測装置を提供する。
【解決手段】心臓から発生する磁場の法線成分を複数チャネルについて繰返し検出し，各チャネルの磁場波形データについて，Ｒ波に同期させて磁場波形の加算平均処理を行ない平均磁場波形データを求め，各チャネルの平均磁場波形データのベースラインを合わせた後，平均磁場波形データの基準時点から予め定められた時間経過後の時点での，疑似電流を各チャネルについて求め，（ｘ，ｙ）座標にベクトル表示し疑似電流の大きさの等高線を（ｘ，ｙ）座標に重ねた電流アローマップを求め，Ｒ波のピークの時刻，Ｔ波が出現する時間領域内の時刻を予め定められた時間経過後の２時点として選んで，各チャネルの疑似電流をベクトル加算して得られる合成電流ベクトルの位相角の差を求め，検査対象毎に，電流アローマップ，位相角の差を表示する。
【効果】ＱＴ時間等の計測が容易になる。
【選択図】図８

Description

本発明は，成人，小児，胎児等の心臓や脳等から発生する微弱な磁場を計測するＳＱＵＩＤ（ Superconducting Quantum Interference Device：超伝導量子干渉素子）磁束計を用いた生体磁場計測装置に関し，特に，胎児心磁図からＴ波を同定し，胎児の心臓疾患解析を行なう生体磁場計測装置に関する。

従来，胎児の心臓から発生する磁場信号（以下，「胎児心磁図」と呼ぶ）の検出は，ＳＱＵＩＤ磁束計を用いて検出されている。胎児心磁図は，胎児の胎脂や羊水の影響が少ない上に，母体の心臓から発生する磁場（心磁図）の影響も比較的小さいという理由から，胎児の心臓の電気活動をモニタする方法として多くの研究が行なわれてきている（従来技術−１： Medical & Biological Engineering & Computing,Vol.37,pp.545-548,1999）。

最近では，胎児のＱＴ延長症候群（Ｑ波の出現からＴ波の消失までの時間が，健常例に比較して長くなる症例）と胎児突然死との関係が密接であることが指摘されてきており，ＱＴ延長症候群の胎児期での診断が重要になってきている。そのため胎児心磁図を用いて，ＱＴ延長症候群の計測も行なわれてきている（従来技術−２：Prenatal Diagnosis,Vol.19,pp.677-680,1999）。

Medical & Biological Engineering & Computing,Vol.37,pp.545-548,1999 Prenatal Diagnosis,Vol.19,pp.677-680,1999

胎児の心臓から発生する磁場信号（胎児心磁図）は非常に微弱な信号であるため，胎児心磁図の波形の中で最も振幅の小さいＴ波を波形解析するだけでは不充分であり，胎児心磁図からＴ波を同定し，胎児の心臓疾患解析を行なうには，波形解析以外の新しい解析方法が望まれていた。

本発明の目的は，検出された胎児心磁図の波形がＴ波であることを確認するための解析手法を提供し，胎児心磁図のＴ波を正確に検出し，ＱＴ時間等の計測を容易にし，ＱＴ延長症候群等の出生予後にかかわる疾患の早期診断を行なうための正確な情報を得ることができる生体磁場計測装置を提供することにある。

本発明の生体磁場計測装置は，検査対象（胎児）の心臓から発生する磁場の法線成分（Ｂ_z）を検出する複数のＳＱＵＩＤ磁束計と，ＳＱＵＩＤ磁束計の駆動回路と，駆動回路の出力信号を検査対象から繰返し発生する複数チャネルの磁場波形データとして収集し，磁場波形データの演算処理を行なう計算機と，演算処理の結果を表示する表示装置とから構成されている。

計算機は，各チャネルについて，磁場波形のＲ波に同期させて，繰返し収集された磁場波形の加算平均処理を行ない，各チャネルについての平均磁場波形データを求める演算と，各チャネルについて平均磁場波形データのＱ波の出現する前に設定された基準時点でベースラインを合わせる演算処理を行なう。

本発明の第１，第２の構成では，計算機は，更に，ベースラインを合わせ後の平均磁場波形データ（Ｂ_z）の基準時点から予め定められた時間経過後の時点での，疑似電流（電流アロー）（Ｉ_x＝ｄＢ_z／ｄｙ，Ｉ_y＝−ｄＢ_z／ｄｘ）を各チャネルについて求め，各チャネルに関して求められた疑似電流（Ｉ_x，Ｉ_y）を（ｘ，ｙ）座標に矢印でベクトル表示し疑似電流の大きさ（強度）｛√（Ｉ_x ²＋Ｉ_y ²）｝の等高線を（ｘ，ｙ）座標に重ねて表示した電流アローマップを求める演算処理を行なう。

本発明の第１の構成では，計算機は，更に，Ｒ波のピーク時の時刻，Ｔ波が出現する時間領域内の時刻を予め定められた時間経過後の２時点として選んで，この２時点に於いて，各チャネルについて得られた疑似電流をベクトル加算して得られる合成電流ベクトル（加算ベクトル）（Ｉ_t＝（Ｉ_xt，Ｉ_yt））の位相角（方向）（θ＝ａｒｃｔａｎ（Ｉ_yt／Ｉ_xt））を求め，得られた２つの位相角（方向）の差を求める演算を行ない，検査対象毎に，電流アローマップ，及び２つの位相角（方向）の差（位相差）が，表示装置に表示される。検査対象を母体内の胎児とし，位相差を，｛位相角（Ｒ波のピーク時の時刻）−位相角（Ｔ波が出現する時間領域内の時刻）｝として求めた時，位相差が１３５度から１８０度の場合，胎児が，胎児の背骨が母体の腹壁に近づいている***をとっていること示し，位相差が０度から４５度の場合，胎児が，胎児の背骨を母体の腹壁から遠ざかる***をとっていることを示している。

本発明の第２の構成では，計算機は，更に，電流アローマップを，Ｔ波が出現する時間領域内のｎ個（ｎは単数又は複数とする）時刻，及びＲ波のピーク時の時刻を，予め定められた時間経過後の（ｎ＋１）個の時点として選んで，（ｎ＋１）個の時点に於いて求める演算処理とを行ない，（ｎ＋１）個の時点に於ける電流アローマップが，表示装置に同時に表示される。そして，Ｒ波のピーク時の時刻に於ける電流アローマップとＴ波が出現する領域内のｎ個の時刻に於ける電流アローマップとを比較して，疑似電流（電流アロー）が最大となる位置，複数チャネルでの疑似電流（電流アロー）が示す電流の方向のパターンがほぼ同じとなる場合が出現する時，平均磁場波形にＴ波が出現していると同定することができる。検査対象を母体内の胎児とする場合，胎児心磁図のＴ波の検出率を向上することができ，胎児期でのＱＴ延長症候群の検出を容易にすることができる。

本発明の第３の構成では，計算機は，更に，ベースラインを合わせ後の平均磁場波形データ（Ｂ_z）のＲ波のピーク（最大磁場強度）の絶対値，Ｔ波のピーク（最大磁場強度）の絶対値を求める演算を行ない，Ｒ波のピークの絶対値，及びＴ波のピークの絶対値が直交座標にプロットされて，表示装置に表示される。Ｒ波のピークの絶対値とＴ波のピークの絶対値の関係は，弱いながらも正の相関があり，診断のための情報として利用可能であると考えられる。

本発明の第４の構成では，計算機は，更に，ベースラインを合わせ後の平均磁場波形データ（Ｂ_z）のＲ波のピークの絶対値と，Ｔ波のピークの絶対値との比を求める演算を行ない，検査対象毎に，比＝（Ｔ波のピークの絶対値）／（Ｒ波のピークの絶対値）が，表示装置に表示される。健康な胎児の５２例から得られた，比＝Ｔ／Ｒの最大値は約０．３５以下と考えられ，比＝Ｔ／Ｒが約０．３５を越える場合には，何らかの異常な疾病の可能性も考えられ，比＝Ｔ／Ｒは診断情報として有効になると考えられる。

本発明によれば，Ｒ波，Ｔ波に於ける電流アローマップを作成し電流の方向と，電流アローが最大となる位置の比較から，胎児心磁図のＴ波を簡易にかつ正確に確認ができ，ＱＴ時間等の計測を容易にすることができる。この結果，ＱＴ延長症候群等の出生予後にかかわる疾患を早期に診断するための正確な情報を得ることができる。

以下，本発明の実施例を図を参照して詳細に説明する。

図１は本発明の実施例の生体磁場計測装置の構成例を示す図である。図１に示すように，シールドルーム１の内部には，被験者（図示せず）が横になるベッド７，ＳＱＵＩＤ磁束計を超伝導状態に保持するための冷媒（液体Ｈｅ又は液体Ｎ₂）が貯蔵されたクライオスタット２，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７は，ｘ方向，ｙ方向，ｚ方向の３方向に移動可能である。

シールドルーム１の外部には，ＳＱＵＩＤ磁束計の駆動制御を行なう駆動回路４，駆動回路４の出力信号のフィルタリング処理と信号増福を行なうアンプフィルタユニット５，アンプフィルタユニット５の出力信号をデータとして取り込み，これらデータの演算処理を行なう計算機６とが配置されている。演算処理の結果は計算機６の表示装置に表示される。

アンプフィルタユニット５は，帯域通過フィルタ（例えば，０．１Ｈｚ−１００Ｈｚ），ノッチフィルタ（例えば，５０Ｈｚ成分の信号を除去する），アンプから構成される。

図２は，本発明の実施例に於いて，ＳＱＵＩＤ磁束計の第１の配置例を示し，８×８のアレー状に配置した心臓から発生する微弱磁場を測定する６４個のＳＱＵＩＤ磁束計（２０−１〜２０−８，２１−１〜２１−８，２２−１〜２２−８，２３−１〜２３−８，２４−１〜２４−８，２５−１〜２５−８，２６−１〜２６−８，２７−１〜２７−８）の配置例を示す図である。

各ＳＱＵＩＤ磁束計は，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）の磁場成分Ｂ_zを測定する検出コイルを使用する。１次微分型検出コイルのベースラインを５０ｍｍ，検出コイルの直径を１８ｍｍとした。図２に示す例では，ＳＱＵＩＤ磁束計を８×８のアレー状に２５ｍｍピッチで配置している。配置は８×８に限ることなく，２×２〜８×８や円形に配置することも可能である。

図３は，本発明の実施例に於いて，ＳＱＵＩＤ磁束計の第２の配置例を示し，ベクトル型の検出コイルを有する４個のベクトル型ＳＱＵＩＤ磁束計の２×２のマトリックス状の配置例を示す図である。１辺が３０ｍｍの正方形の格子点に，ベクトル型ＳＱＵＩＤ磁束計の中心位置がくるように配置されている。

４個のベクトル型ＳＱＵＩＤ磁束計は，センサボビン１００−１，１００−２，１００−３，１００−４に形成され，各センサボビンにベクトル型の検出コイルが配置されている。ベクトル型ＳＱＵＩＤ磁束計が配置された４個所で，ｘ方向の磁場成分Ｂ_x，ｙ方向の磁場成分Ｂ_y，ｚ方向の磁場成分Ｂ_zがそれぞれ検出可能であり，合計１２チャネル分の磁場波形が検出できる。配置は２×２に限ることなく，３×３〜８×８や円形に配置することも可能である。

本発明の実施例で使用した生体磁場計測装置（心磁計）は，法線方向の磁場成分Ｂ_zを検出する６４チャネルシステム（図２に示す，８×８のアレー構成）と，同じく磁場Ｂ_zを検出する９チャネルシステム（３×３のアレー構成），磁場成分Ｂ_x，Ｂ_y，Ｂ_zを検出するベクトル型１２チャネルシステム（図３）の合計３種類である。

胎児心磁図の計測は，９チャネルシステムを用いて，健康な胎児２１例（平均週数３３週，２８週〜３８週）を，ベクトル型１２チャネルシステムを用いて，健康な胎児２０例（平均週数３２週，２６週〜３７週）を，６４チャネルシステムを用いて，健康な胎児１１例（平均週数３４週，２８週〜３８週）とＱＴ延長症候群の胎児２例（３０週と３６週）を，それぞれ２分間行った。

各チャネルの信号に対して，最大振幅が観測されるＲ波に同期させて加算平均処理を行い，Ｑ波の出現する前の時点に基準時点を設定して全チャネルのベースラインの補正を行った。

図４は，本発明の実施例で計測された，健康な胎児の心磁図から得られたＲ波のピーク（最大磁場強度）の絶対値とＴ波のピーク（最大磁場強度）の絶対値との関係を示す図である。Ｒ波，Ｔ波の最大磁場強度の絶対値を，Ｒ，Ｔとすると，図４のプロットは，直線，Ｔ＝０．０７５Ｒ＋０．１３８により近似できる。図４から，Ｒ波とＴ波の磁場強度の関係は，平均的なＴ波の強度はＲ波の強度が大きくなれば大きくなる傾向である事が分かった。

図５は，図４の計測値を用いて得られた，比＝（Ｔ波の最大磁場強度）／（Ｒ波の最大磁場強度）＝Ｔ／Ｒと妊娠週数との関係を示す図である。図５より，妊娠週数と比＝Ｔ／Ｒとの相関は低いものの，比＝Ｔ／Ｒの最大値は約０．３５以下と考えられる。

図５に示すように，比＝Ｔ／Ｒの妊娠週数に対する変化はばらつきが大きいため，比＝Ｔ／Ｒを診断のための情報として直接使用することは難しいと考えられる。しかし，図５に示す結果は健康な胎児の５２例から得られた結果であり，比＝Ｔ／Ｒが約０．３５を越える場合には，何らかの異常な疾病の可能性も考えられ，比＝Ｔ／Ｒは診断情報として有効になると考えられる。

図４に示すように，Ｒ波の強度とＴ波の強度との関係は，弱いながらも正の相関があり，診断のための情報として利用可能であると考えられる。

Ｒ波のピーク時の時刻とＴ波のピーク時の時刻の電流アロー（Ｉ_x，Ｉ_y）について説明する。６４チャネルシステムでは，生体表面に対して垂直方向（ｚ方向）の磁場（Ｂ_z）は，ＳＱＵＩＤ磁束計の検出コイルの配列位置が生体表面に投影される６４箇所の計測点について測定される。計測点（即ち，チャネル番号）の位置座標を（ｘ，ｙ），時間変数をｔとすると，計測される磁場はＢ_z（ｘ，ｙ，ｔ）により示されるが，以下の説明では簡単のためにＢ_z（ｘ，ｙ，ｔ）を単にＢ_zで表わす。なお，電流アローは疑似電流ともいう。

電流アローは，（数１），（数２）のように，法線方向の磁場Ｂ_zをｘ軸方向，ｙ軸方向に偏微分して疑似的な電流を計算する方法である。Ｉ_x，Ｉ_yは，それぞれ，（ｘ，ｙ）（即ち，チャネル番号），ｔにより変化し，Ｉ_x（ｘ，ｙ，ｔ），Ｉ_y（ｘ，ｙ，ｔ）であるが，簡単のため単にＩ_x，Ｉ_yで表わす。電流アロー（Ｉ_x，Ｉ_y）を（ｘ，ｙ）座標に矢印でベクトル表示し電流アローの強度｛Ｉ_xy＝√（Ｉ_x ²＋Ｉ_y ²）｝（数３）の等高線を重ねて（ｘ，ｙ）座標に表示したものを電流アローマップとする。ｔ＝Ｒ波のピーク時の時刻，及びｔ＝Ｔ波のピーク時の時刻についての電流アローマップを求める。

〔数１〕
Ｉ_x＝ｄＢ_z／ｄｙ …（数１）

〔数２〕
Ｉ_y＝−ｄＢ_z／ｄｘ …（数２）

〔数３〕
Ｉ_xy＝√（Ｉ_x ²＋Ｉ_y ²） …（数３）
図６，図７，図８は，図２に示す６４チャネルシステムで計測した健康な胎児全例（１１例（被験者１から被験者１１））に関するＲ波，Ｔ波が出現する時刻での電流アローマップを比較して示す図である。

図６，図７は，電流アローが最大となる位置がＲ波とＴ波で同じ位置であり，電流アローの向きが反対方向である７例（被験者１から被験者７）を示している。

図８は，電流アローの向きが同方向である４例（被験者８から被験者１１）を示す。図８（ａ）は，電流アローが最大となる位置，電流アローのパターンが，Ｒ波とＴ波で同じである２例を示し，図８（ｂ）は，電流アローの向きがＲ波とＴ波とで同方向であるが，電流アローのピーク位置，電流アローのパターンがＲ波とＴ波とで少し異なる２例を示している。

図６，図７，図８の結果から，健康な胎児の心磁図から得られる電流アローマップの電流方向は，Ｒ波とＴ波とで同方向に向くものと，反対方向に向くものの２種類のタイプに別れることが分かった。以上のことから，Ｒ波とＴ波の電流アローマップのパターンの比較から，Ｔ波の振幅が小さい場合でも，Ｔ波であることを検証できると考えられる。

図９は，本発明の実施例に於いて，ＱＴ延長症候群が胎児心磁図により確認された例を説明する図である。図９では，ＱＴ延長症候群の症例でＲ波，Ｔ波が出現する時刻での電流アローマップと，計測された胎児心磁図の６４チャネルについての磁場波形を重ね合わせた図を示す。図９は，Ｒ波のパターンの時間変化，Ｒ波のピーク時の時刻での電流アローマップ，Ｔ波のパターンの３０ｍｓ毎の時刻，＃１，＃２，＃３，＃４，＃５，＃６での変化，Ｔ波の３０ｍｓ毎の時刻，＃１，＃２，＃３，＃４，＃５，＃６での電流アローマップの変化を示す。

図９に示す症例の計測は，妊娠週数が３６週の時にされたものである。本症例は，出産後の心電図検査に於いてもＱＴ延長症候群である確認がなされている。ＱＴ時間（Ｑ波の出現からＴ波の消失までの時間）は０．４０８秒（ＱＴ_c＝０．５７，ＱＴ_cは，ＱＴ_c＝ＱＴ時間／√（Ｒ−Ｒ間隔）＝（Ｑ波の出現からＴ波の消失までの時間）／√（前後して出現する２つのＲ波の間隔），により定義される）であり，健康な胎児のＱＴ時間より長い典型的なＱＴ延長（Ｑ波の出現からＴ波の消失までの時間が，健常例に比較して長くなる症例）を示していた。

図９に示すように，時刻＃２と＃３に於けるＴ波の電流アローマップは，Ｒ波の電流アローマップのパターンとほぼ同じパターンとして現れ，電流アローの向きも同方向であることが分かる。

従って，図９に示す，Ｒ波の電流アローマップのパターン，及び，時刻＃２と＃３に於けるＴ波の電流アローマップのパターンはそれぞれ，図８（ａ）に示すＲ波の電流アローマップ，及びＴ波の電流アローマップのパターンと同じパターンであると考えられる。

次に，出生後すぐに突然死を起こした３０週での胎児心磁図の結果を示す。本症例では，Ｔ波の振幅が小さいため心磁図波形からのＴ波の識別はかなり難しかった。

図１０は，本発明の実施例に於いて，ＱＴ延長症候群の胎児心磁図のＲ波，Ｔ波のピークが出現する時刻での電流アローマップと，計測された胎児心磁図の６４チャネルについての磁場波形を重ね合わせた図を示す。

図１０に示すように，図８（ａ）と同様，Ｔ波の電流アローマップとＲ波の電流アローマップの比較から，同方向に向かう電流が観測され，更に，電流アローが最大となる位置がほぼ同じ位置に出現していることから，胎児心磁図にＴ波が観測されているものと確認できた。

Ｔ波が確認できたのでＱＴ時間を計測したところ，ＱＴ時間は０．３８１秒（ＱＴ_c＝０．５３０）であり，健常例よりＱＴ時間が延長しているＱＴ延長症候群であることが分かった。本症例は，出生後すぐに突然死を起こしたため，出生後の心電図結果はなく，ＱＴ延長症候群の確証は得られていないが，胎児心磁図に於いてＱＴ延長の兆候が見えていたものと考えられる。

以上のように，加算平均処理された胎児心磁図の波形から，Ｔ波の同定を行うには，電流アローマップを作成し電流の方向と，電流アローが最大となる位置を確認することが有効と考えられる。

図６，図７，図８，図９，図１０に示す電流アローマップのパターンを数値として分かりやすく表現するため，全チャネルの電流アローのベクトル合計和を求める方法を用いて，Ｒ波のピーク時刻，Ｔ波のピーク時刻で求めたベクトル合計和の位相差を計算した。

（数１），（数２）により計算される第ｎチャネルの電流アローを，Ｉ_n＝（Ｉ_nx，Ｉ_ny）と表わす時，時刻ｔに於ける全チャネルの電流アローのベクトル合計和Ｉ_tは，（数４）により計算される。ベクトル合計和Ｉ_tの電流成分をＩ_xt，Ｉ_ytとすると，Ｉ_xt，Ｉ_ytは，（数５），（数６）により計算される。（数４），（数５），（数６）で，加算Σは，ｎ＝１からｎ＝６４の６４チャネルについての加算を示している。

〔数４〕
Ｉ_t＝ΣＩ_n …（数４）

〔数５〕
Ｉ_xt＝ΣＩ_nx …（数５）

〔数６〕
Ｉ_yt＝ΣＩ_ny …（数６）
時刻ｔに於ける全チャネルの電流アローのベクトル合計和Ｉ_t（ベクトル）の角度θは（数７）で表される。

〔数７〕
θ＝ａｒｃｔａｎ（Ｉ_yt／Ｉ_xt） …（数７）
ｔ＝Ｒ波のピーク時の時刻，及びｔ＝Ｔ波のピーク時の時刻に於いて，（数７）を計算して，θ_r，及びθ_tを求め，Ｒ波，Ｔ波のピーク時刻で求めたベクトル合計和Ｉ_r，Ｉ_tの位相差（角度差）Δθを，（数８）により計算する。（数８）に於いて，｜ ｜は，絶対値を意味する。以下，ここで求められた位相差（角度差）Δθを簡単のため，Ｒ波とＴ波の位相差（角度差）と呼ぶ。

〔数８〕
Δθ＝｜θ_r−θ_t｜ …（数８）
図１１は，図６，図７，図８，図９，図１０に示した例について，（数８）により計算して得られたＲ波とＴ波の位相差（角度差）の結果を示す図である。

図１１に示すＡ群は，電流アローが最大となる位置がＲ波とＴ波で同じ位置であり，電流アローの向きが反対方向（電流方向が逆）である，図６と図７に示す７例についての結果である。

図１１に示すＢ群は，電流アローが最大となる位置，電流アローのパターン（電流方向）がＲ波とＴ波で同じである，図８（ａ）に示す２例についての結果である。

図１１に示すＣ群は，電流アローの向きがＲ波とＴ波とで同方向（電流方向は同じ）であるが，電流アローのピーク位置，電流アローのパターンがＲ波とＴ波とで異なる，図８（ｂ）に示す２例についての結果である。

図１１に示すｌｏｎｇ−ＱＴ群（ＱＴ延長症候群）は，図９，図１０に示す２症例のＱＴ延長症候群についての結果である。

図１１に示す結果から，Ａ群とＢ群は明確に区別が可能であることが分かる。Ｃ群に関しては，電流方向が同方向であっても，Ｔ波のピーク時刻（位置）のずれにより，Ｒ波とＴ波の位相差が大きくなることが分かった。更に，ＱＴ延長症候群（ｌｏｎｇ−ＱＴ群）の２症例では，Ｂ群と同じ電流アロー分布（マップ）となることが分かり，図９，図１０の電流アロー分布（マップ）は図８（ａ）のパターン比較の結果と同じ傾向を示すことが分かった。

従って，（数８）による位相差（角度差）と電流アローマップのパターンの比較により胎児心磁図のＴ波の検出の確認ができると考えられる。

次に，図６，図７，図８に示した電流アローマップの２種類の電流アローの方向（電流方向）について検討を行った。

図１２は，本発明の実施例に於いて，Ｒ波，Ｔ波が出現する時刻での電流アローマップの電流方向と胎児の***との関係を考察するための，胎児の胸部横断面を示す簡単なモデル図である。図１２（ａ），図１２（ｂ）は，胎児の胸郭部輪郭１１２と，胎児の心臓の輪郭１１３，胎児の背骨１１４，母体の腹壁１１５，ＳＱＵＩＤ磁束計の検出コイル１１１の相対関係を示す。

図１２（ａ）は，Ｒ波，Ｔ波が出現する時刻での電流アローマップの電流方向が同方向と想定される場合の胎児の***を示す図であり，図１２（ｂ）は，Ｒ波，Ｔ波が出現する時刻での電流アローマップの電流方向が逆方向と想定される場合の胎児の***を示す図である。

ここで，Ｒ波の胎児心臓内での主電流をＩ_Rとし，Ｔ波の胎児心臓内での主電流をＩ_Tと仮定する。Ｉ_RとＩ_Tの向きは，通常，４０度程度の角度差がある。

図１２では，胎児の***を次の２方向で考えている。胎児の背骨１１４を母体腹壁１１５と反対側に向けている場合（図１２（ａ））と，胎児の背骨１１４が少し母体腹壁１１５側に近づいた位置にいる場合（図１２（ｂ））とを想定している。

ＳＱＵＩＤ磁束計の検出コイル１１１で観測される電流は，主に検出コイルの観測面と平行な面の成分のみであるため，図１２（ａ）の胎児の位置では，観測される電流の方向は同方向となり，図１２（ｂ）の胎児の位置では，観測される電流の方向は逆方向になると考えられる。

以上のことから，脱分極と再分極の電流の方向は，主に２種類の電流アローの方向（電流方向）を示すものと考えられる。図６，図７，図８に示したように，１１例中，７例が電流方向が逆のパターンになった理由は，胎児が母体子宮内にいる姿勢は，横向きの図１２（ｂ）に近い***をしていることが多いためではないかと考えられる。このことを利用して，母体子宮内にいる胎児の姿勢を推定できると考えられる。

検査対象を母体内の胎児とする場合，電流アローマップを，Ｔ波が出現する時間領域内のｎ個（ｎは単数又は複数とする）時刻，及びＲ波のピーク時の時刻の（ｎ＋１）個の時点で求め，Ｒ波のピーク時の時刻での電流アローマップとＴ波が出現する領域内のｎ個の時刻での電流アローマップとを比較して，電流アローが最大となる位置，複数チャネルでの電流アローが示す電流の方向のパターンがほぼ同じとなる場合が出現する時，平均磁場波形にＴ波が出現していると同定することができる。この結果，胎児心磁図のＴ波の検出率を向上でき，胎児期でのＱＴ延長症候群の検出を容易にすることができる。

本発明の実施例の生体磁場計測装置の構成例を示す図。 本発明の実施例に於いて，ＳＱＵＩＤ磁束計の第１の配置例を示し，８×８のアレー状に配置した６４個のＳＱＵＩＤ磁束計の配置例を示す図。 本発明の実施例に於いて，ＳＱＵＩＤ磁束計の第２の配置例を示し，ベクトル型の検出コイルを有する４個のベクトル型ＳＱＵＩＤ磁束計の２×２のマトリックス状の配置例を示す図。 本発明の実施例で計測された健康な胎児の心磁図から得られたＲ波のピークの絶対値とＴ波のピークの絶対値との関係を示す図。 図４の計測値を用いて得られた，比＝（Ｔ波の最大磁場強度）／（Ｒ波の最大磁場強度）＝Ｔ／Ｒと妊娠週数との関係を示す図。 図２に示す６４チャネルシステムで計測した健康な胎児（４例）に関するＲ波，Ｔ波が出現する時刻での電流アローマップを比較して示す図。 図２に示す６４チャネルシステムで計測した健康な胎児（３例）に関するＲ波，Ｔ波が出現する時刻での電流アローマップを比較して示す図。 図２に示す６４チャネルシステムで計測した健康な胎児（４例）に関するＲ波，Ｔ波が出現する時刻での電流アローマップを比較して示す図。 本発明の実施例に於いて，ＱＴ延長症候群が胎児心磁図により確認された例を説明する図。 本発明の実施例に於いて，ＱＴ延長症候群の胎児心磁図のＲ波，Ｔ波のピークが出現する時刻での電流アローマップと，計測された胎児心磁図の磁場波形の重ね合わせ表示を示す図。 図６，図７，図８，図９，図１０に示した例について得られたＲ波とＴ波の位相差（角度差）の結果を示す図。 本発明の実施例に於いて，Ｒ波，Ｔ波が出現する時刻での電流アローマップの電流方向と胎児の***との関係を考察するための，胎児の胸部横断面を示す簡単なモデル図。

符号の説明

１…磁気シールドルーム，２…クライオスタット，３…ガントリー，４…駆動回路，５…アンプフィルタユニット，６…コンピュータ，７…ベッド，２０−１〜２０−８，２１−１〜２１−８，２２−１〜２２−８，２３−１〜２３−８，２４−１〜２４−８，２５−１〜２５−８，２６−１〜２６−８，２７−１〜２７−８…ＳＱＵＩＤ磁束計，１００−１，１００−２，１００−３，１００−４…センサボビン，１１１…検出コイル，１１２…胎児胸郭部輪郭，１１３…心臓の輪郭，１１４…背骨，１１５…母体腹壁。

Claims (2)

1. 検査対象の心臓から発生する磁場の法線成分を検出する複数のＳＱＵＩＤ磁束計と，
   前記ＳＱＵＩＤ磁束計の駆動回路と，
   前記駆動回路の出力信号を前記検査対象から繰返し発生する複数チャネルの磁場波形データとして収集し，前記磁場波形データの演算処理を行なう計算機と，
   演算処理の結果を表示する表示装置とを具備し，
   前記計算機は，前記各チャネルについて，前記磁場波形のＲ波に同期させて，繰返し収集された前記磁場波形の加算平均処理を行ない，前記各チャネルについての平均磁場波形データを求める演算と，前記各チャネルについて前記平均磁場波形データのＱ波の出現する前に設定された基準時点でベースラインを合わせる演算処理と，前記ベースラインを合わせ後の前記平均磁場波形データのＲ波のピークの絶対値と，Ｔ波のピークの絶対値とを求める演算を行ない，前記Ｒ波のピークの絶対値，及び前記Ｔ波のピークの絶対値が直交座標にプロットされて，前記表示装置に表示されることを特徴とする生体磁場計測装置。
2. 検査対象の心臓から発生する磁場の法線成分を検出する複数のＳＱＵＩＤ磁束計と，
   前記ＳＱＵＩＤ磁束計の駆動回路と，
   前記駆動回路の出力信号を前記検査対象から繰返し発生する複数チャネルの磁場波形データとして収集し，前記磁場波形データの演算処理を行なう計算機と，
   演算処理の結果を表示する表示装置とを具備し，
   前記計算機は，前記各チャネルについて，前記磁場波形のＲ波に同期させて，繰返し収集された前記磁場波形の加算平均処理を行ない，前記各チャネルについての平均磁場波形データを求める演算と，前記各チャネルについて前記平均磁場波形データのＱ波の出現する前に設定された基準時点でベースラインを合わせる演算処理と，前記ベースラインを合わせ後の前記平均磁場波形データのＲ波のピークの絶対値と，Ｔ波のピークの絶対値との比を求める演算を行ない，前記検査対象毎に，前記比＝（Ｔ波のピークの絶対値）／（Ｒ波のピークの絶対値）が前記表示装置に表示されることを特徴とする生体磁場計測装置。

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