JP3582495B2

JP3582495B2 - 生体磁場計測装置

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Publication number: JP3582495B2
Application number: JP2001044424A
Authority: JP
Inventors: 啓二塚田; 豪宮下; 明彦神鳥; 大介鈴木; 宏一横澤
Original assignee: Hitachi Ltd
Current assignee: Hitachi Ltd
Priority date: 2001-02-21
Filing date: 2001-02-21
Publication date: 2004-10-27
Anticipated expiration: 2021-02-21
Also published as: JP2002238869A; US20020115927A1; US6745063B2

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は，生体の脳の神経活動，心臓の心筋活動等により発生する生体磁場を，高感度な量子干渉素子（ＳＱＵＩＤ）からなる複数の磁束計を用いて計測する生体磁場計測方法及び生体磁場計測装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
従来，生体磁場計測の結果は，計測された磁場成分の時間変化波形，任意の時刻での磁場強度の等しい点を結ぶ等磁場線図により表示されていた。例えば，直交座標でのＺ成分（Ｂ_ｚ），又は，極座標での同径成分（Ｂ_ｒ）を計測し，Ｂ_ｚ又はＢ_ｒの値を等磁場線図として表示することことが知られている（Ｈ．ＨｏｓａｋａａｎｄＤ．Ｃｏｈｅｎ，Ｊ．Ｅｌｅｃｔｒｏｃａｒｄｉｏｌ．，９−４，４２６（１９７６））。また，直交座標ので接線成分（Ｂ_ｘ，Ｂ_ｙ）を計測し，各成分毎に等磁場線図として表示する，あるいは，√｛（Ｂ_ｘ）^２，（Ｂ_ｙ）^２｝により２次元磁場ベクトルを得て等磁場線図として表示することが知られている（Ｋ．Ｔｕｋａｄａｅｔａｌ．，ＲｅｖｉｅｗｏｆｔｈｅＳｃｉｅｎｔｉｆｉｃＩｎｓｔｒｕｍｅｎｔｓ，６６，１０（１９９５））。更に，法線成分Ｂ_ｚを計測したのち，Ｂ_ｚから接線成分（Ｂ_ｘ，Ｂ_ｙ）と等価的な磁場成分を解析的に求める方法が知られている（Ｔ．Ｍｉｙａｓｈｉｔａｅｔａｌ．，Ｐｒｏｃｅｅｄｉｎｇｓ２０ｔｈＩｎｔｅｒｎａｔｉｏｎａｌＣｏｎｆｅｒｅｎｃｅＩＥＥＥ／ＥＭＢＳ（ＨｏｎｇＫｏｎｇ），５２０−５２３（１９９８））。
【０００３】
従来，生体磁場成分の解析結果は，磁場の時間波形と等磁場線図を用いて表示されていた。また，任意時刻での生体内の電流源の位置，大きさ，方向等は，逆問題を解き推定し，これらを用いて心臓に於ける不整脈の初期興奮位置や，脳に於ける癲癇の焦点位置等の推定に使用されていた。心臓の心筋の興奮伝播過程や，脳での神経興奮伝播等のある時間帯での動的な現象を追跡するために，各時間毎の等磁場線図を多数く並べて表示したり，各時間毎に推定した電流源のベクトルの軌跡を一つの図に表示していた（Ｎ．Ｉｚｕｍｉｄａｅｔａｌ．，ＪａｐａｎｅｓｅＨｅａｒｔＪｏｕｒｎａｌ，７３１−７４２（１９９８））。
【０００４】
【発明が解決しようとする課題】
多くの等磁場線図を並べて，パターン認識により心臓や脳の動的な興奮伝播を解析するのではなく，パターン認識によらず動的な興奮伝播を行なうための定量化されグラフ表示，図形表示が要求されていた。各瞬間毎に電流源を推定する方法では，電流源が局在している場合はダイポールモデルとして電流源は推定できるが，一般には，電流源は広がりを持って分布している時間帯の方が多い。また，各瞬間毎に於ける逆問題を解く場合，解が収束するまでに多くの演算が必要とされる。特に，推定した電流源が作る計算上の磁場分布と実際に計測された磁場分布との一致度が悪い場合には，電流源の推定値が悪くなってしまう。このため，ある時間帯での個々の瞬間毎で電流源を推定した場合，推定誤差が大きくなり，電流源の位置，大きさ，方向の時間変化の連続性が途切れた解析結果を与えるという問題があった。
【０００５】
本発明の目的は，ダイポール（磁場源）推定，多数の等磁場線図を表示することなく電気生理学的な興奮の伝播過程を定量化できる生体磁場計測方法及び生体磁場計測装置を提供することにある。
【０００６】
【課題を解決するための手段】
本発明では，生体磁場計測に於ける座標系として，直交座標系（ｘ，ｙ，ｚ）（磁場成分をＢ_ｘ，Ｂ_ｙ，Ｂ_ｚとする），極直交座標系（ｒ，θ，φ）が用いられる。計測対象が心臓等である場合には，胸壁をｘｙ平面とする直交座標系（ｘ，ｙ，ｚ）が用いられる。計測対象が脳部等である場合には，頭部が球に近い形状であるため極直交座標系（ｒ，θ，φ）（磁場成分をＢ_ｒ，Ｂ_θ，Ｂ_φとする）が用いられる。頭部の体表面に垂直な磁場成分（法線成分）はＢ_ｚ，Ｂ_ｒで表わされ，生体の表面に接する面に平行な成分（接線成分）は，Ｂ_ｘ，Ｂ_ｙ，Ｂ_θ，Ｂ_φで表わされる。
【０００７】
以下の説明では，直交座標系（ｘ，ｙ，ｚ）を例にとって説明するが，極直交座標系（ｒ，θ，φ）を用いる場合には，Ｂ_ｚをＢ_ｒに，Ｂ_ｘをＢに_θ，Ｂ_ｙをＢ_φにそれぞれ読み替えるものとする。
【０００８】
本発明の生体磁場計測装置では，１組のセンサアレイを使用して，異なる多方向から生体磁場を計測する。この時，多方向から生体磁場の計測結果を解析するために，（１）各方向での生体磁場の計測と同時に，生体信号計測装置として，心電計，心音計，脈波計，脳波計等の何れかを使用し，心電波形，心音波形，脈波形，脳波形等の何れかの，生体磁場信号以外の周期的に発生する生体信号を，生体磁場の信号と対として計測して収集する，あるいは，（２）電気刺激装置により生体の一部を電気刺激して神経系を刺激する，音刺激装置により音を発生し聴覚神経系を刺激する，匂い刺激装置により匂いを発生し嗅覚神経系を刺激する，視覚刺激装置により光信号又は色信号を発生し視覚神経系を刺激する，触覚刺激装置により皮膚を刺激し触覚神経系を刺激する等の，何れかの刺激信号の印加の開始と同期する同期信号を，各方向での生体磁場の信号と対として収集する。
【０００９】
胸部から発する生体磁場（以下，心磁場という）を，例えば，胸面，背面の２方向から，又は，胸面，背面，胸部の右側面，及び左側面の４方向から計測する。勿論，これらの方向以外から胸部から発する生体磁場を計測しても良い。
【００１０】
上記した何れかの刺激により頭部（脳）から発する生体磁場（以下，脳磁場という）を，例えば，頭部の前方，後方の２方向から，又は，頭部の前方，後方の頭部の右側方，及び左側方の４方向から，あるいは，頭部の前方，後方の頭部の右側方，及び左側方，頭頂方向からの５方向から計測する。勿論，これの方向以外から頭部から発する生体磁場を計測しても良い。
【００１１】
ｔを時間変数，直交座標系（ｘ，ｙ，ｚ）に於いて，ｘ，ｙをセンサアレイの個々のセンサが配置される座標位置，生体の表面に接する面に平行な面をｘｙ面，生体の表面に接する面に垂直な軸をｚとする。
【００１２】
異なる多方向から計測された生体磁場波形に対して，各方向毎に以下の処理を行なう。周期的に発生する生体信号を，生体磁場の信号と対として計測して収集する場合には，時間変数をｔとして，ｍ＝１，２，…，Ｍの複数方向から計測された生体信号の波形Ｗ_ｍ（ｔ）の時間軸が，共通の原点（ｔ＝０）を持つように，計測された各生体信号の波形Ｗ_ｍ（ｔ）（ｍ＝１，２，…，Ｍ）の時間軸に対して変換Ｔ_ｍ（ｍ＝１，２，…，Ｍ）を行なう。生体信号Ｗ_ｍ（ｔ）と対をなす生体磁場の信号の波形Ｆ_ｍ（ｍ＝１，２，…，Ｍ）の時間軸に対して変換Ｔ_ｍ（ｍ＝１，２，…，Ｍ）変換を行なう。刺激信号の印加の開始に同期する同期信号を，生体磁場の信号と対として収集する場合には，ｍ＝１，２，…，Ｍの複数方向から計測された生体磁場の信号の波形Ｆ_ｍ（ｍ＝１，２，…，Ｍ）の時間軸が，上記の同期信号が収集された時点で共通の原点（ｔ＝０）を持つように，時間軸の変換Ｔ_ｍ’（ｍ＝１，２，…，Ｍ）を行なう。上記の変換Ｔ_ｍ，Ｔ_ｍ’（ｍ＝１，２，…，Ｍ）は，時間軸の平行移動の変換である。
【００１３】
共通の原点（ｔ＝０）を持つ，複数の各方向から計測された生体磁場（心磁場又は脳磁場）の信号の波形に対してそれぞれ，以下の演算処理を行なう。
【００１４】
生体磁場として，生体の表面に接する面に垂直な磁場成分Ｂ_ｚ（ｘ，ｙ，ｔ）を計測する場合には，垂直な磁場成分Ｂ_ｚ（ｘ，ｙ，ｔ）のｘ方向の変化量，∂Ｂ_ｚ（ｘ，ｙ，ｔ）／∂ｘと，Ｂ_ｚ（ｘ，ｙ，ｔ）のｙ方向の変化量，∂Ｂ_ｚ（ｘ，ｙ，ｔ）／∂ｙとを求め，（数１），（数２）により，２乗和の平方根，即ち，２次元磁場ベクトルＩ（ｘ，ｙ，ｔ）の大きさ（以下，単に，ベクトル強度という）とその位相θ（ｘ，ｙ，ｔ）を求める演算処理をそれぞれ行なう。
【００１５】
【数１】

【００１６】
【数２】

生体から発する磁場の接線成分（生体の表面に接する面に平行な成分）Ｂ_ｘ，Ｂ_ｙを計測する場合には，（数３），（数４）により，接線成分Ｂ_ｘとＢ_ｙの２乗和の平方根からベクトル強度Ｉ（ｘ，ｙ，ｔ）とその位相θ（ｘ，ｙ，ｔ）を求める演算処理をそれぞれ行なう。
【００１７】
【数３】

【００１８】
【数４】

次に，計測された生体磁場（心磁場又は脳磁場）の各時間ｔに於ける最大ベクトル強度Ｉ_ｍａｘ（ｘ_ｉ，ｙ_ｊ，ｔ）とその位相θ（ｘ_ｉ，ｙ_ｊ，ｔ）を求める。時間ｔに於いて，センサのｉ番目のｘ座標位置，ｊ番目のｙ座標位置に於いて，即ち，（ｉ，ｊ）チャネルに於いて，ベクトル強度Ｉ（ｘ，ｙ，ｔ）が最大を与える。求められた各時間ｔに於ける最大ベクトル強度Ｉ_ｍａｘ（ｘ_ｉ，ｙ_ｊ，ｔ）とその位相θ（ｘ_ｉ，ｙ_ｊ，ｔ）を時間変数ｔに対して表示する。この表示を，時間−強度プロット（ｔ−Ｉ_ｍａｘ），時間−位相プロット（ｔ−θ）という。
【００１９】
以上の結果，複数の各方向から計測され，共通の共通の時間原点（ｔ＝０）を持つ生体磁場（心磁場又は脳磁場）の信号の波形から，時間−強度プロット（ｔ−Ｉ_ｍａｘ），及び時間−位相プロット（ｔ−θ）が得られる。この結果，生体磁場の各計測面毎に時間−強度プロット（ｔ−Ｉ_ｍａｘ），及び時間−位相プロット（ｔ−θ）を比較表示できる。
【００２０】
また，複数の各方向から計測され，共通の共通の時間原点（ｔ＝０）を持つ生体磁場（心磁場又は脳磁場）の信号の波形から得られる，全てのセンサの位置（ｘ_ｉ，ｙ_ｊ），即ち，全チャネルに於ける，ベクトル強度Ｉ（ｘ，ｙ，ｔ）とその位相θ（ｘ，ｙ，ｔ）を同一の表示画面に表示することもできる。この表示を時間−位相・強度プロット（ｔ−θ・Ｉ）という。この表示では，位相θ（ｘ，ｙ，ｔ）を時間変数ｔに対してプロットし，ベクトル強度Ｉ（ｘ，ｙ，ｔ）は，プロットする色，プロットする色の濃淡，又は，プロットする記号の大きさを，ベクトル強度Ｉ（ｘ，ｙ，ｔ）に対応して変化させて表示する。
【００２１】
以上のようにして，ダイポール推定をすることなく，また，多数の等磁場線図を表示することなく，心磁場又は脳磁場を複数方向から計測することにより，電気生理学的な興奮の伝播過程を定量化して表示できる。
【００２２】
【発明の実施の形態】
本発明の実施例の生体磁場計測装置では，複数のＳＱＵＩＤ磁束計により生体から発生する生体磁場を計測する。この時，生体磁場以外の周期的に発生する生体信号を計測して収集する生体信号計測装置，あるいは，各種の神経系の何れかを刺激する刺激信号とこの刺激信号の印加の開始に同期する同期信号を発生する刺激装置を，使用する。
【００２３】
複数方向から対として同時に計測され収集された生体磁場の信号及び生体信号，あるいは，刺激信号の印加の開始に同期する同期信号と対として，複数方向から計測され収集された生体磁場の信号は，演算処理装置により演算処理され，演算処理結果が表示装置に表示される。
【００２４】
演算処理装置は，複数方向から計測され収集された生体磁場の信号が，共通原点（ｔ＝０）をもつように，生体磁場の信号の時間軸の平行移動を行なう時間軸変換を行ない，共通原点（ｔ＝０）をもつ生体磁場の信号に対して演算処理を行なう。
【００２５】
生体信号計測装置を使用する場合には，時間軸変換は，時間変数をｔとして，複数方向から計測された生体信号の波形の時間軸が共通原点（ｔ＝０）を持つように，各生体信号の波形の時間軸の変換を行なう，この時，生体信号と対をなす生体磁場の信号の波形の時間軸に対しても，同一の変換を行なう。刺激装置を使用する場合には，複数方向から計測された生体磁場の信号の時間軸が，同期信号が収集された時点で共通の原点（ｔ＝０）を持つように，時間軸変換が実行される。
【００２６】
また，本発明の他の実施例では，演算処理装置は，共通原点（ｔ＝０）をもつ生体磁場（心磁場又は脳磁場）の信号を用いて，生体の表面に接する面に垂直な方向をｚ方向，ｚ方向に直交し生体の表面に接する面に水平な方向をｘ方向及びｙ方向とし，生体磁場の各計測点（ｘ，ｙ）で２次元磁場ベクトルの大きさ及び／又はｘｙ面での方向を表わす角度を求める。表示装置に，２次元磁場ベクトルの大きさ及び／又は角度の，共通原点（ｔ＝０）を原点とする時間変化が表示される。
【００２７】
本発明の他の実施例の生体磁場計測装置は，生体の胸部又は頭部から発生する生体磁場（心磁場又は脳磁場）の信号を計測する複数のＳＱＵＩＤ磁束計と，生体磁場の信号の演算処理を行なう演算処理装置と，演算処理の結果を表示する表示装置とを具備する。
【００２８】
演算処理装置は，生体の表面に接する面に垂直な方向をｚ方向，ｚ方向に直交し生体の表面に接する面に水平な方向をｘ方向及びｙ方向として，生体磁場の信号から生体磁場の各計測点（ｘ，ｙ）に於ける２次元磁場ベクトルを求め，複数の計測点（ｘ，ｙ）に於ける２次元磁場ベクトルのうち最大の２次元磁場ベクトルの大きさ及び／又はｘｙ面での方向を表わす角度を，生体磁場が計測された複数の時点で求める。そして，表示装置に，最大の２次元磁場ベクトルの大きさ及び／又は角度の時間変化が表示される。
【００２９】
別の実施例では，各計測点（ｘ，ｙ）に於ける上記の２次元磁場ベクトルの大きさ及び角度を，生体磁場が計測された複数の時点で求める。そして，表示装置に，各計測点（ｘ，ｙ）に於ける２次元磁場ベクトルの大きさ及びｘｙ面での方向を表わす角度の時間変化が，２次元磁場ベクトルの大きさをプロット点の大きさに比例させて，又は，カラーで区別して表示される。
【００３０】
また，本発明の別の実施例の生体磁場計測装置は，生体の頭部から発生する生体磁場の信号を計測する複数のＳＱＵＩＤ磁束計と，生体を刺激する信号と生体を刺激する信号の発生の開始に同期する同期信号を発生する刺激装置と，生体の頭部の複数方向から計測された生体磁場（脳磁場）の信号の演算処理を行なう演算処理装置と，演算処理の結果を表示する表示装置とを具備する。
【００３１】
演算処理装置は，生体の表面に接する面に垂直な方向をｚ方向，ｚ方向に直交し生体の表面に接する面に水平な方向をｘ方向及びｙ方向とし，時間変数をｔとして，複数方向から計測された生体信号の波形の時間軸が共通原点（ｔ＝０）を持つように，同期信号に基づいて複数方向から計測された生体信号の波形の時間軸の変換を行なう。
【００３２】
更に，生体磁場を計測した複数方向について，共通原点（ｔ＝０）をもつ生体磁場の信号から生体磁場の各計測点（ｘ，ｙ）に於ける２次元磁場ベクトルを求め，複数の計測点（ｘ，ｙ）に於ける２次元磁場ベクトルのうち最大の２次元磁場ベクトルの大きさ及び／又はｘｙ面での方向を表わす角度を，共通原点（ｔ＝０）を原点とする時間軸の各点で求める。そして，表示装置に，最大の２次元磁場ベクトルの大きさ及び／又は角度の時間変化が，生体磁場を計測した複数方向について表示される。
（第１の実施例）
図１は，本発明の第１の実施例の生体磁場計測装置の概略構成を説明する斜視図である。心臓から発する磁場（心磁場）の計測（以下，心磁場計測という）を行なう生体磁場計測装置は，量子干渉素子（ＳＱＵＩＤ）からなる複数の磁場センサを用いる。環境磁場雑音の影響を除去するために，心磁場計測は磁場シールドルーム１の内部で行なわれる。被検体２はベッド４に横たわる。
【００３３】
ここで，ｘｙ面がベッドの面となるように直交座標系（ｘ，ｙ，ｚ）を設定する。被検体２の上方に，ＳＱＵＩＤとそのＳＱＵＩＤに接続した検出コイルとが一体化された磁場センサを複数個収納し，液体Ｈｅを満たしたデュワ３が配置される。デュワ３はガントリ５により床に固定されている。磁場センサからの出力は，検出コイルが検出した磁場強度に比例する電圧を出力するＦＬＬ（ＦｌｕｘＬｏｃｋｅｄＬｏｏｐ）回路８に入力される。
【００３４】
ＦＦＬ回路８は，ＳＱＵＩＤの出力を一定に保つようＳＱＵＩＤに入力された生体磁場の変化を帰還コイルを介してキャンセルしている。帰還コイルに流した電流を電圧に変換することにより，生体磁場の信号の変化に比例した電圧出力が得られる。この電圧出力は，アンプフィルタ回路９の増幅器により増幅され，フイルター回路により周波数帯域が選択され，データ収録解析装置（演算処理装置）１０でＡＤ変換されデータ収録される。
【００３５】
データ収録解析装置１０では，各種の演算処理が実行され，演算処理結果がデイスプレイ１１に表示され，更に，プリンタにより出力される。心磁場の計測と同時に心電図の計測も行なう。被検体２の手首，足首に心電計用電極６を貼りつけ，四肢誘導による電位が心電計７に導かれる。心電計７の出力は，生体磁場計測装置のアンプフィルタ回路９に入力され，増幅，周波数帯域が選択され，心磁場と同様に演算処理され，心電波形がデイスプレイ１１に表示される。心磁場の計測を正面，及び背面から計測する時は，被検体は，それぞれ仰向け，うつ伏せの状態となり，心磁場が計測される。
【００３６】
図２は，本発明の第１の実施例に於ける磁場センサの配置を説明する斜視図である。生体磁場の法線成分を検出するコイルはｚ方向に垂直な面を持つ。磁場センサ２０−ｉ（ｉ＝１１，１２，…，１８；ｉ＝２１，２２，…，２８；ｉ＝３１，３２，…，３８；ｉ＝４１，４２，…，４８；ｉ＝５１，５２，…，５８；ｉ＝６１，６２，…，６８；ｉ＝７１，７２，…，７８；ｉ＝８１，８２，…，８８）はデュワ内部の底部から垂直に立位で設置される。各センサ間の距離は，生体磁場の法線成分のｘ方向，ｙ方向での変化量を正確に求めるように，ｘ方向，ｙ方向で等間隔（２５ｍｍ）に配置した。センサを，ｘ方向，ｙ方向にそれぞれ８個，正方格子状に配置し，６４チャンネルとした。
【００３７】
図３は，本発明の第１の実施例に於ける生体磁場の法線成分を検出する磁場センサの構成を説明する斜視図である。磁場センサ２０は，体表面に対して垂直な成分Ｂ_ｚを計測するセンサであり，超伝導線（ＮｂーＴｉ線）で作製されるコイルはｚ方向に垂直な面を持つ。このコイルは２つの逆向きのコイルを組み合わせたものであり，生体に近い位置に配置される検出コイル２２と，生体から遠い位置に配置され，外部磁場雑音を除去する参照コイル２３とにより一次微分コイルを形成している。検出コイル２２，及び参照コイル２３の各コイル径を２０ｍｍφ，検出コイル２２，及び参照コイル２３の各コイル間の距離（ベースライン）を５０ｍｍとした。
【００３８】
外部磁場雑音は生体より遠い信号源から生じており，これらは検出コイル２２及び参照コイル２３により同じように検出される。一方，生体内の磁場源はコイルに近いため，生体磁場は検出コイル２２によりより強く検出される。検出コイル２２により生体磁場の信号と外部磁場雑音が検出され，参照コイル２３では外部磁場雑音のみが検出される。従って，両者のコイルで検出された磁場の差からよりＳ／Ｎの高い計測ができる。一次微分コイルはＳＱＵＩＤ２１を実装した実装基板の超伝導配線を介してＳＱＵＩＤのインプットコイルに接続され，コイルで検出された生体磁場の信号はＳＱＵＩＤに伝達される。
【００３９】
磁場センサを内蔵したデュワは，ベッドに横たわった被検体の上方に配置され，心臓から発生する心磁場が計測される。ここで，体軸の方向をｙ軸とし，ｙ軸に直交するｘ軸とする。
【００４０】
図４は，本発明の第１の実施例に於ける磁場センサの配置と被検体２の胸部の正面，背面との位置関係を説明する図である。図４に於いて，白丸は，磁場センサが８×８のアレイ状に配列される位置，即ち，磁場の計測点３０示す。被検体２の胸部の正面での計測基準点３１と背面の計測基準点３１’はｘｙ座標上で同じ点とする。図４に示す例では，正面での計測基準点３１は計測面の下から２行，左から３列に位置する磁場センサに対応し，背面では計測基準点は２行，６列に位置する磁場センサに対応する。但し，背面での座標系はｘ座標を正面での座標系とは逆にとる。例えば，正面での１行，１列に位置する磁場センサは，背面での１行，８列に位置する磁場センサに対応し，正面での８行，８列に位置する磁場センサは，背面での８行，１列に位置する磁場センサに対応する。
【００４１】
図５は，本発明の第１の実施例に於ける磁場センサの配置と人体の胸部との位置を合わせを行なう方法を説明する斜視図である。センサアレイの計測基準点３１と被検体の基準点４０とを合わせるための各種の機構，方法が知られている。図５に示す例では，直交座標系のｘｚ面に平行な面内に扇状に広がるｘ軸ライン形成用ビーム４３を発生するｘ方向レーザ光源４１，直交座標系のｙｚ面に平行な面内に扇状に広がるｙ軸ライン形成用ビーム４４を発生するｙ方向レーザ光源４２が，位置合わせのために使用される。デュワ３の外周面には，直交座標系のｘｚ面の位置を示すｘｚ標識（マーク）４５，直交座標系のｙｚ面の位置を示すｙｚ標識（マーク）４６が印されている。
【００４２】
ｘ軸ライン形成用ビーム４３が，被検体２及びデュワ３の外周面に照射され，被検体の体表に設定された基準点４０とデュワ３のｘｚ標識（マーク）４５とを照射するように，ｘ方向レーザ光源４１の位置を調整する。同様にして，ｙ軸ライン形成用ビーム４４が，被検体２及びデュワ３の外周面に照射され，被検体の体表に設定された基準点４０とデュワ３のｙｚ標識（マーク）４６とを照射するように，ｙ方向レーザ光源４２の位置を調整する。これによりセンサと生体の位置とを調整できる。ビーム４３，４４は交差してｚ軸に平行な交差線４９を形成する。
【００４３】
図６は，本発明の第１の実施例に於ける生体磁場の計測，計測された信号の解析の流れを説明する図である。図６に示す解析では，計測された心磁場の各時間に於ける最大ベクトルを選択する。まず始めに，正面，及び背面の２方向から心磁場計測を行なう。心磁場の法線成分Ｂ_ｚを計測する。心磁場計測と同時に心電図も計測を行なう。次に，正面，及び背面からの心磁場計測と同時に計測された心電図の波形が，同じ時間で同一波形になるように，時間軸を調整する。即ち，各心電図の時間軸を平行移動して，計測された各心電図での同じ時相が同じ時間になるようにする。この各心電図で調整した時間軸の平行移動を対応する心磁場の計測データについても適用して，心電図データに基づく心磁場の計測データ（以下，心磁場波形という）の時間軸の設定を行なう。
【００４４】
次に，図４で説明したように正面，背面での心磁場の計測データの対応をつけるため，背面でのｘ座標を反転してセンサアレイの位置と計測データとの対応を変える。次に，計測された生体面に垂直な磁場成分Ｂ_ｚ（ｘ，ｙ，ｔ）のｘ方向での変化量∂Ｂ_ｚ（ｘ，ｙ，ｔ）／∂ｘと，Ｂ_ｚ（ｘ，ｙ，ｔ）の方向での変化量∂Ｂ_ｚ（ｘ，ｙ，ｔ）／∂ｙを計算により求め，正面，及び背面でそれぞれ計測された観測点６４点に於けるベクトル強度Ｉ（ｘ，ｙ，ｔ）を（数１）に基づいて，ベクトル位相θ（ｘ，ｙ，ｔ）を（数２）に基づいてそれぞれ求める。
【００４５】
次に，心磁場の各計測面（正面，背面）毎の各時間ｔ毎にベクトル強度Ｉ（ｘ，ｙ，ｔ）の最大ベクトルを抽出する。即ち，正面，及び背面のそれぞれでの心磁場の計測データから求められたベクトル強度Ｉ（ｘ，ｙ，ｔ）の各時間ｔに於ける，最大ベクトル強度Ｉ_ｍａｘ（ｘ_ｉ，ｙ_ｊ，ｔ）とその位相θ（ｘ_ｉ，ｙ_ｊ，ｔ）を求める。次に，求められた各時間ｔに於ける最大ベクトル強度Ｉ_ｍａｘ（ｘ_ｉ，ｙ_ｊ，ｔ）とその位相θ（ｘ_ｉ，ｙ_ｊ，ｔ）を時間変数ｔに対して表示する。即ち，心磁場の各計測面（正面，背面）毎に時間−強度プロット（ｔ−Ｉ_ｍａｘ），及び時間−位相プロット（ｔ−θ）を表示する。以下，図６の流れ図に基づいて得られた具体例について説明する。
【００４６】
図７は，健常者を被検体として，正面，及び背面から計測された心磁場波形と，心磁場波形の計測と同時に計測された心電図波形の例を示す図である。図７では，心磁場波形を，６４チャンネルの全ての時間波形を重ね合わせ表示しており，心電図波形は第ＩＩ誘導の波形を示している。正面，及び背面から計測された心磁場波形の時間軸を調整するため，正面からの心磁場計測時に計測された心電波形のＱＲＳ波と呼ばれる心室が脱分極した時間帯の開始点の時間Ｔ１を０に設定する。次に，背面からの心磁場計測時に計測された心電波形のＱＲＳ波の開始点の時間Ｔ２を０に設定し，２つの心電波形の時間軸を合わせる。正面からの心磁場波形の時間原点はｔ＝Ｔ１＝０に，背面からの心磁場波形の時間原点はｔ＝Ｔ２＝０に，それぞれ設定する。
【００４７】
図８は，本発明の第１の実施例に於いて，正面から計測された健常者の心磁場波形の心室が脱分極する過程であるＱＲＳ波の開始点から３０ｍｓ経過後の時間での電流アロー図，及び最大電流ベクトルを示す図である。６４点の計測点での各矢印の大きさは，（数１）に基づくベクトル強度を示し，位相は（数２）に基づいて計算する。６４個のベクトルの中のもっとも大きいベクトルを最大ベクトルとして選択する。
【００４８】
図９は，本発明の第１の実施例に於いて，最大ベクトルの位相θの基準を示す図である。図９に於いて，ｘ軸の正方向（右方向）をθ＝０度として，時計周りを位相のプラス方向，反時計周りを位相のマイナス方向とする。
【００４９】
図１０は，本発明の第１の実施例に於いて，正面，及び背面から計測された健常者の心磁場波形の心室が脱分極する過程であるＱＲＳ波の開始点から２００ｍｓまでの時間帯での時間−強度プロット（ｔ−Ｉ_ｍａｘ）と，時間−位相プロット（ｔ−θ）の表示例を示す図である。正面，背面から計測された心磁波形から得られた最大ベクトル強度（ｐＴ／ｃｍ），及び，位相の時間変化は異なるパターンを示している。しかし，最大ベクトル強度（ｐＴ／ｃｍ）は，ＱＲＳ波の開始点から約２０ｍｓから約１００ｍｓの時間帯で大きな値を持つパターンを示す点では共通する。
【００５０】
次に，心室に刺激伝導障害がある脚ブロックのうち右脚ブロックの患者に関する計測例を説明する。
【００５１】
図１１は，本発明の第１の実施例に於いて，正面，及び背面から計測された右脚ブロックの患者の心磁波形の心室が脱分極する過程であるＱＲＳ波の開始点から２００ｍｓまでの時間帯での時間−強度プロット（ｔ−Ｉ_ｍａｘ）と，時間−位相プロット（ｔ−θ）の表示例を示す図である。図１０に示す健常者の場合の結果と異なり，正面から計測された心磁場波形から得られたベクトル強度が，ＱＲＳ波の開始点から約６０ｍｓ経過後から約１６０ｍｓの長い時間帯わたり大きな値を示しており，心臓の活動時間も長いことが分かる。また，正面から計測された心磁場波形から得られた位相の時間変化を，図１０に示す健常者の場合と比較すると，ＱＲＳ波の開始点から初期の時間帯での変化が，健常者の場合に比べて小さいことが分かる。このように，心臓の興奮伝播の異常が，本発明により容易に判別できるようになった。
（第２の実施例）
本発明の第２の実施例では，心磁場の各計測面（正面，背面）毎に時間−強度プロット（ｔ−Ｉ_ｍａｘ），及び時間−位相プロット（ｔ−θ）の表示に加えて，
６４チャンネルの全ての心磁場波形のデータを表示する。
【００５２】
本発明の第２の実施例に於いて６４チャンネルの全ての各チャンネルの各時間でのベクトルの時間−位相・強度プロット（ｔ−θ・Ｉ）を行なう場合の，生体磁場の計測，計測された信号の解析の流れを説明する図である。図１２に示す流れ図では，各計測点（チャネル）でのベクトル強度及びその位相を求める処理までは，図６と同じである。図１２に示す流れ図では，最大ベクトルを選択せずにそのまま，正面，及び背面から計測された心磁場のデータからそれぞれ得られた，６４チャンネルの全てのチャネルに於けるベクトルの時間−位相・強度プロット（ｔ−θ・Ｉ）を表示する。
【００５３】
図１３は，本発明の第２の実施例に於いて，健常者の正面から計測された心磁場波形の心室が脱分極する過程であるＱＲＳの開始点から２００ｍｓまでの時間帯での６４チャンネルの全チャンネルのベクトルの時間−位相強度プロットの表示例を示す図である。
【００５４】
図１４は，本発明の第２の実施例に於いて，健常者の背面から計測された心磁場波形の心室が脱分極する過程であるＱＲＳの開始点から２００ｍｓまでの時間帯での６４チャンネルの全チャンネルのベクトルの時間−位相強度プロットの表示例を示す図である。
【００５５】
図１５は，本発明の第２の実施例に於いて，正面から計測された右脚ブロックの患者の心磁波形の心室が脱分極する過程であるＱＲＳ波の開始点から２００ｍｓまでの時間帯での６４チャンネルの全チャンネルのベクトルの時間−位相強度プロットの表示例を示す図である。図１５のプロットのパターンと図１３のプロットのパターンとは一見して大きな差が認められる。
【００５６】
図１６は，本発明の第２の実施例に於いて，背面から計測された右脚ブロックの患者の心磁波形の心室が脱分極する過程であるＱＲＳ波の開始点から２００ｍｓまでの時間帯での６４チャンネルの全チャンネルのベクトルの時間−位相強度プロットの表示例を示す図である。図１６のプロットのパターンと図１４のプロットのパターンとは一見して大きな差が認められる。
【００５７】
図１３から図１６では，各時間に於ける６４点の各計測点でのベクトル強度を表示するプロット点の濃度で区別して，位相を縦軸として表示しているので，容易に表示されたパターンの相違を識別できる。ベクトル強度の表示として，プロット点の濃淡で表示する他に，プロット点の色の違い（カラースケール）や，プロット点の大きさで表示することも可能である。このようなプロットにより，健常者との相違点を容易に検出できる。
（第３の実施例）
第３の実施例では，生体磁場のｘ方向，及びｙ方向の磁場成分を計測する。
【００５８】
図１７は，本発明の第３の実施例に於いて使用する生体磁場の接線成分Ｂ_ｘ，及びＢ_ｙ成分を検出する磁場センサの構成例の概略を説明する図である。図１７に示す磁場センサ２０’は，平面型のコイルを使用している。
【００５９】
ｘ方向の磁場を計測するセンサは検出コイル２２’−１と参照コイル２３’−１とが一つの平面に並んで配置され，ｘ方向の磁場を計測する一次微分コイルを構成している。検出コイル２２’−１，参照コイル２３’−１のコイルの大きさを２０ｍｍ×２０ｍｍの正方形とし，検出コイル２２’−１，参照コイル２３’−１の各コイルの中心間の距離（ベースライン）を５０ｍｍとした。ｘ方向の磁場を計測する一次微分コイルはＳＱＵＩＤ２１−１’を実装した実装基板の超伝導配線を介してＳＱＵＩＤのインプットコイルに接続され，コイルで検出された生体磁場の信号はＳＱＵＩＤに伝達される。
【００６０】
ｙ方向の磁場を計測するセンサは検出コイル２２’−２と参照コイル２３’−２とが一つの平面に並んで配置され，ｙ方向の磁場を計測する一次微分コイルを構成している。検出コイル２２’−２，参照コイル２３’−２のコイルの大きさを２０ｍｍ×２０ｍｍの正方形とし，検出コイル２２’−２，参照コイル２３’−２の各コイルの中心間の距離（ベースライン）を５０ｍｍとした。ｙ方向の磁場を計測する一次微分コイルはＳＱＵＩＤ２１−２’を実装した実装基板の超伝導配線を介してＳＱＵＩＤのインプットコイルに接続され，コイルで検出された生体磁場の信号はＳＱＵＩＤに伝達される。
【００６１】
４角柱の支持体の互いに直交する２面に，上記のｘ成分検出用の磁場センサとｙ成分検出用の磁場センサを張り付けることにより，生体磁場のｘ成分，及びｙ成分を計測できる磁場センサを形成している。図１７に示すような４角柱の形状を持つ磁場センサは，図２に示すようにセンサアレイ状に配置される。計測された接線成分Ｂ_ｘ，Ｂ_ｙからベクトル強度Ｉ（ｘ，ｙ，ｔ）を（数３）に基づいて，その位相θ（ｘ，ｙ，ｔ）を（数４）に基づいて求める。
【００６２】
図６，及び図１２で説明したように生体磁場の法線成分のｘ方向及びｙ方向での微分を求める代わりに，計測された２つの接線成分から（数３），（数４）に基づいて求めたベクトル強度Ｉ（ｘ，ｙ，ｔ）とその位相θ（ｘ，ｙ，ｔ）を用いて，先に説明した第１実施例，第２の実施例と同様にして，最大ベクトルの時間−強度プロット（ｔ−Ｉ_ｍａｘ），及び時間−位相プロット（ｔ−θ），あるいは，６４チャンネルの全てのチャンネルについての時間−位相・強度プロット（ｔ−θ・Ｉ）を求め，表示できる。
（第４の実施例）
第４の実施例では，平面型微分コイルを用いて法線成分のｘ方向，及びｙ方向の一次微分成分を直接計測して解析する。
【００６３】
図１８は，本発明の第４の実施例に於いて使用する，コイルに同一の方向から磁場が入射したとき，互いに逆向きの電流が流れる直線部分を持つ半円形状のコイルが並んで形成され，コイル全体として円の形状を持つ微分コイル５０の形状の例を示す図である。図１８に示す平面微分型磁場センサ２０”では，互いに逆向きの電流が流れる直線部分と直交する方向で磁場が微分された値が検出できる。微分コイル５０は，ＳＱＵＩＤ２１”を実装した実装基板の超伝導配線を介してＳＱＵＩＤのインプットコイルに接続され，微分コイルで検出された生体磁場の信号はＳＱＵＩＤに伝達される。互いに逆向きの電流が流れる直線部分を，ｘ方向に持つ平面型微分コイルとｙ方向に持つ平面型微分コイルを準備する。
【００６４】
図２に示すようなセンサアレイの各計測点に，ｘ方向，ｙ方向の微分成分を検出する平面型微分コイルを重ねて配置することにより，６４点の各計測点で生体磁場の法線成分のｘ方向，ｙ方向での微分値が直接計測できる。計測されたｘ方向，ｙ方向での微分値から，（数１）に基づいてベクトル強度Ｉ（ｘ，ｙ，ｔ）を求め，（数２）に基づいてその位相θ（ｘ，ｙ，ｔ）を求める。先に説明した第１の実施例〜第３の実施例と同様にして，最大ベクトルの時間−強度プロット（ｔ−Ｉ_ｍａｘ），及び時間−位相プロット（ｔ−θ），あるいは，６４チャンネルの全てのチャンネルについての時間−位相・強度プロット（ｔ−θ・Ｉ）を求め，表示できる。
（第５の実施例）
図１９は，本発明の第５の実施例に於いて使用する，正面，及び背面の方向から同時に心磁場計測を行なう生体磁場計測装置の構成例の概略を説明する図である。第５の実施例の生体磁場計測装置の構成例では，被検体２が，正面，背面の方向から心磁場を計測するために姿勢を変える必要がなく，一度に同時に２方向から心磁場を計測できる。上部デュワ３’−１と下部デュワ３’−２の２つデュワを備え，それぞれに，第１の実施例〜第４の実施例で説明したような何れかのセンサアレイが配置される。上部デュワ３’−１と下部デュワ３’−２はガントリ５’に保持されている。ベッド４’の脚には，水平方向に移動が可能な滑車１３が付けられている。被検体２がベッド４’に乗った後，レール１２に沿って，上部デュワ３’−１と下部デュワ３’−２との間の定位置に，ベッド４’を移動させる。心電図等の周期的な生体信号を計測することなく，被検体２の上下に配置されるセンサアレイより，心磁場が２方向から同時に計測できるので，２方向から計測された心磁場のデータの時間軸を調整する必要がない。
（第６の実施例）
第６の実施例では，音の刺激により聴性誘発される磁場（脳磁場）を計測する。図２０は，本発明の第６の実施例に於いて聴性誘発された脳磁場を計測する生体磁場計測装置の構成例を説明する斜視図である。被検体はベッド４に横たわり，デュワ３の底面に計測しようとする頭部の面を近づけて，脳磁場は計測される。
【００６５】
図２０に示す構成では，１ｋＨｚで５０ｍｓ保持時間幅を持つトーンバースト音を音刺激装置１８３によって生成する。音刺激の間隔は０．３Ｈｚ（約３．３秒に１回の頻度）で行なう。音刺激の印加のタイミングに合わせて同期信号１８４を発生して，データ収録解析装置（演算処理装置）１０へ同期信号１８４が入力される。入力された同期信号１８４を利用して，脳磁場の波形の時間軸を一致させた後，加算平均化処理を行ない信号雑音比を向上させる。
【００６６】
音刺激装置１８３によって生成されたトーンバースト音はエアーチューブ１８２とアダプタ１８１を通して左耳に入力される。図２０に図示しないが，右耳にホワイト雑音の音を常時与えて外来からの音による影響がないように計測を行なう。脳磁場はデュワ３内の磁場センサによって計測される。磁場センサはＦＬＬ回路８にって駆動され，ＦＬＬ回路８の出力はアンプフィルタ回路９を通ってデータ収録解析装置１０にデジタルデータとして収集され記録される。データ収録解析装置１０，ＦＬＬ回路８，アンプフィルタ回路９等を制御するための画面やデータ解析結果を表示する画面等は，ディスプレイ１１に表示される。図２０に示すベッド４，デュワ３以外の構成要素は，図１に示す磁場シールドルーム１の外部に配置することが望ましい。
【００６７】
図２１は，本発明の第６の実施例に於ける磁場センサの配置と人体の頭部との位置関係を説明する図である。図２１は，脳磁場の計測範囲（１７５ｍｍ×１７５ｍｍ）を，磁場センサが配置される計測点３０により示している。被検体２の左側頭から脳磁場を計測する場合の計測範囲を上部に示し，下部に右側頭から脳磁場計測する場合の計測範囲を示す。図２１では，聴性誘発される脳磁場を計測するので，耳のやや上部にも計測点３０を配置する。
【００６８】
図２２は，本発明の第６の実施例に於ける脳磁場の計測の手順を説明する流れ図である。最初に左側頭から脳磁場を計測するため，被検体２の頭部とデュワ３との位置合わせを行ない，最初に右耳刺激（対側側の音刺激）を８分間行ない，連続して左耳刺激（同側側の音刺激）を８分間行なう。続いて，右側頭から脳磁場を計測するために，被検体２は左肩を下にしてベッド２に横たわり，位置合わせを行なう。位置合わせ終了後，左耳刺激（対側側の音刺激）を８分間行ない，連続して右耳刺激（同側側の音刺激）を８分間行なう。
【００６９】
図２３は，本発明の第６の実施例に於いて，健常者の脳磁場の計測結果の表示例と，最大ベクトルの抽出する原理を説明する図である。図２３の上部に，左耳刺激した場合の脳磁場の計測結果例を示し，図２３の下部に右耳刺激した場合の脳磁場の計測結果を示す。計測された脳磁場の波形２１２，２１４は７０回の加算処理を行った後に，音刺激の前の時間帯で基線補正を行なった６４チャネル全てのチャネルの計測された脳磁場の波形を重ねて表示している。
【００７０】
電流アローマップ２１１，２１３は，ぞれぞれ，計測された脳磁場の波形２１２，２１４の最大ピークが出現する時刻（Ｎ１００ｍと呼ばれるピーク）での電流アローマップを示す。電流アローマップ２１１内の最大電流アローから強度Ｉｃｏｎｔｒａｌａｔｅｒａｌ（対側側刺激の強度）（以下，Ｉ_ｃと略記する）と最大電流アローの傾きθ１とを計算する。同様にして，電流アローマップ２１３内の最大電流アローから強度Ｉｉｐｓｉｌａｔｅｒａｌ（同側側刺激の強度）（以下，Ｉ_ｉと略記する）と最大電流アローの傾きθ２とを計算する。これらの最大電流アローの強度比Ｉ_ｉ／Ｉ_ｃ（同側側刺激の強度／対側側刺激の強度）と位相差｜Δθ｜＝｜θ１−θ２｜とを求める計算を行なう。右側頭から脳磁場を計測する場合にも，Ｉ_ｃ（対側側刺激の強度）は，左耳刺激による脳磁場の波形のピーク時の最大電流アローを用い，Ｉ_ｉ（同側側刺激の強度）は，右耳刺激による脳磁場の波形のピーク時の最大電流アローを用いる。
【００７１】
図２４は，本発明の第６の実施例に於いて得られた最大電流ベクトルの強度比Ｉ_ｉ／Ｉ_ｃ（同側側刺激の強度／対側側刺激の強度）の結果例を示す図である。
【００７２】
図２５は，本発明の第６の実施例に於いて得られた位相差｜Δθ｜の結果例を示す図である。
【００７３】
図２６は，本発明の第６の実施例に於いて得られたＮ１００ｍが出現した時間（潜時）を各側頭毎にまとめた結果例を示す図である。
【００７４】
健常者４例，右半球梗塞患者５例，慢性めまいの患者２例，脳血流に障害が観測されたモヤモヤ病患者２例についての解析結果を，図２４〜図２６を使用して説明する。但し，右半球梗塞患者のうち５例中２例については，梗塞範囲が広域であっため右側頭での脳磁波形が検出されなかった。
【００７５】
図２４に示すように，健常者では両側頭共に電流比が１より小さく，対側側の電流アロー強度が強いことが分かる。一方，右半球梗塞（右側脳梗塞）の１例と慢性めまいの患者１例では，電流比が１より大きい症例があることが分かる。モヤモヤ病の患者２例は，健常者と変わらず電流比が１以下であった。
【００７６】
図２５に示すように，健常者では両側頭共に位相差は２０度以下であり，最大ベクトルの方向が良く一致していることが分かる。一方，右側脳梗塞患者の６例中３例で２０度を超える位相差が観測され，慢性めまいの患者１例とモヤモヤ病患者１例でも，位相差が他のケースと大幅に異なる結果が得られた。
【００７７】
図２６に示すように，健常者の右側頭では，対側音刺激（左耳刺激）の潜時が有意に短い結果となっているが，左側頭では，特に何れにも有意性が認められない。右半球梗塞の左側側頭では健常者に比べて，６例中３例で同側側の音刺激（左耳刺激）で潜時が延長する結果が見られた。右半球梗塞の右側側頭では，健常者に比べて，対側側の音刺激（左耳刺激）が延長する傾向が見られ，同側側の音刺激（右耳刺激）に於いても，３例中１例では延長していることが分かった。
【００７８】
慢性めまいの患者では，２例中１例で左側頭の潜時が延長する結果が得られた。一方，モヤモヤ病の患者では，両側頭共に潜時に健常者との有意な差は認められなかった。
【００７９】
なお，詳細な説明は省略するが，生体に印加する光，音等の刺激信号の印加の開始に同期する同期信号を，脳磁場の信号と対として収集し，複数方向から計測された脳磁場の波形の時間軸が，同期信号が収集された時点で共通の原点（ｔ＝０）を持つように，時間軸の変換，即ち，時間軸の平行移動する変換を行なう。次に，第１の実施例〜第４の実施例と同様にして，ベクトル強度Ｉ（ｘ，ｙ，ｔ）とその位相θ（ｘ，ｙ，ｔ）を求め，最大ベクトルの時間−強度プロット（ｔ−Ｉ_ｍａｘ），及び時間−位相プロット（ｔ−θ），あるいは，全てのチャンネルについての時間−位相・強度プロット（ｔ−θ・Ｉ）を求め，表示できる。
【００８０】
以上，説明した本発明の各実施例では，心磁場，又は，脳磁場の計測された磁場波形から得られるベクトル強度とその位相を使用するので，従来技術のように生体部位の各時刻に於ける状態を表わす多数の図（マップ）を用いて生体現象を解析することなく，従来技術で使用されていた数よりもはるかに少数の図（マップ）を用いて，心臓や脳に於ける生体の電気生理学的な興奮の時間変化を詳細に把握できる。
【００８１】
【発明の効果】
本発明の生体磁場計測装置によれば，ベクトル強度とその位相を使用するので，逆問題を解いてダイポール（磁場源）推定することなく，また，多数の等磁場線図を表示することなく，電気生理学的な興奮の伝播過程を定量化でき，個人毎の疾患，異常を客観的，定量的に把握できる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の第１の実施例の生体磁場計測装置の概略構成を説明する斜視図。
【図２】本発明の第１の実施例に於ける磁場センサの配置を説明する斜視図。
【図３】本発明の第１の実施例に於ける生体磁場の法線成分を検出する磁場センサの構成を説明する斜視図。
【図４】本発明の第１の実施例に於ける磁場センサの配置と人体の胸部の正面，背面との位置関係を説明する図。
【図５】本発明の第１の実施例に於ける磁場センサの配置と人体の胸部との位置を合わせを行なう方法を説明する斜視図。
【図６】本発明の第１の実施例に於ける生体磁場の計測，計測された信号の解析の流れを説明する図。
【図７】本発明の第１の実施例に於いて，健常者を被検体として，正面，及び背面から計測された心磁場波形と，心磁場波形の計測と同時に計測された心電図波形の例を示す図。
【図８】本発明の第１の実施例に於いて，正面から計測された健常者の心磁場波形のＱＲＳ波の開始点から３０ｍｓ経過後の時間での電流アロー図，及び最大電流ベクトルを示す図。
【図９】本発明の第１の実施例に於いて，最大ベクトルの位相の基準を示す図。
【図１０】本発明の第１の実施例に於いて，正面，及び背面から計測された健常者の心磁場波形のＱＲＳ波の開始点から２００ｍｓまでの時間帯での時間−強度プロット（ｔ−Ｉ_ｍａｘｘ）と，時間−位相プロット（ｔ−θ）の表示例を示す図。
【図１１】本発明の第１の実施例に於いて，正面，及び背面から計測された右脚ブロックの患者の心磁波形のＱＲＳ波の開始点から２００ｍｓまでの時間帯での時間−強度プロット（ｔ−Ｉｍａｘ）と，時間−位相プロット（ｔ−θ）の表示例を示す図。
【図１２】本発明の第２の実施例に於いて６４チャンネルの全ての各チャンネルの各時間でのベクトルの時間−位相・強度プロットを行なう場合の，生体磁場の計測，計測された信号の解析の流れを説明する図。
【図１３】本発明の第２の実施例に於いて，健常者の正面から計測された心磁場波形のＱＲＳの開始点から２００ｍｓまでの時間帯での６４チャンネルの全チャンネルのベクトルの時間−位相強度プロットの表示例を示す図。
【図１４】本発明の第２の実施例に於いて，健常者の背面から計測された心磁場波形のＱＲＳの開始点から２００ｍｓまでの時間帯での６４チャンネルの全チャンネルのベクトルの時間−位相強度プロットの表示例を示す図。
【図１５】本発明の第２の実施例に於いて，正面から計測された右脚ブロックの患者の心磁波形のＱＲＳ波の開始点から２００ｍｓまでの時間帯での６４チャンネルの全チャンネルのベクトルの時間−位相強度プロットの表示例を示す図。
【図１６】本発明の第２の実施例に於いて，背面から計測された右脚ブロックの患者の心磁波形のＱＲＳ波の開始点から２００ｍｓまでの時間帯での６４チャンネルの全チャンネルのベクトルの時間−位相強度プロットの表示例を示す図。
【図１７】本発明の第３の実施例に於いて使用する生体磁場の接線成分Ｂ_ｘ，及びＢ_ｙ成分を検出する磁場センサの構成例の概略を説明する図。
【図１８】本発明の第４の実施例に於いて使用する，コイル全体として円の形状を持つ微分コイルの例を示す図。
【図１９】本発明の第５の実施例に於いて使用する，正面，及び背面の方向から同時に心磁場計測を行なう生体磁場計測装置の構成例の概略を説明する図。
【図２０】本発明の第６の実施例に於いて聴性誘発された脳磁場を計測する生体磁場計測装置の構成例を説明する斜視図。
【図２１】本発明の第６の実施例に於ける磁場センサの配置と人体の頭部との位置関係を説明する図。
【図２２】本発明の第６の実施例に於ける脳磁場の計測の手順を説明する流れ図。
【図２３】本発明の第６の実施例に於いて，健常者の脳磁場の計測結果の表示例と，最大ベクトルの抽出する原理を説明する図。
【図２４】本発明の第６の実施例に於いて得られた最大電流ベクトルの強度比Ｉ_ｉ／Ｉ_ｃ（同側側刺激の強度／対側側刺激の強度）の結果例を示す図。
【図２５】本発明の第６の実施例に於いて得られた位相差｜Δθ｜の結果例を示す図。
【図２６】本発明の第６の実施例に於いて得られたＮ１００ｍが出現した時間（潜時）を各側頭毎にまとめた結果例を示す図。
【符号の説明】
１…磁場シールドルーム，２…被検体，３…デュワ，３’−１…上部デュワ，３’−２…下部デュワ，４，４’…ベッド，５，５’…ガントリ，６…心電計用電極，７…心電計，８…ＦＬＬ回路，９…アンプフィルター回路，１０…データ収録解析装置，１１…ディスプレイ（表示装置），１２…レール，１３…滑車，２０，２０−ｉ（ｉ＝１１，１２，…，１８；ｉ＝２１，２２，…，２８；ｉ＝３１，３２，…，３８；ｉ＝４１，４２，…，４８；ｉ＝５１，５２，…，５８；ｉ＝６１，６２，…，６８；ｉ＝７１，７２，…，７８；ｉ＝８１，８２，…，８８），２０’，２０”…磁場センサ，２１，２１−１’，２１−２’２１”…ＳＱＵＩＤ，２２，２２’−１，２２’−２…検出コイル，２３，２３’−１，２３’−２…参照コイル，３０…計測点，３１，３１’…計測基準点，４０…被検体の基準点，４１…ｘ方向レーザ光源，４２…ｙ方向レーザ光源，４３…ｘ軸ライン形成用ビーム，４４…ｙ軸ライン形成用ビーム，４５…ｘｚ標識（マーク），４６…ｙｚ標識（マーク），４９…交差線，５０…微分コイル，１８１…アダプタ，１８２…エアーチューブ，１８３…音刺激装置，１８４…同期信号，２１１，２１３…電流アローマップ，２１２，２１４…計測された脳磁場の波形。

Claims

生体から発生する生体磁場を計測する複数のＳＱＵＩＤ磁束計と，前記生体磁場以外の周期的に発生する生体信号を計測して収集する生体信号計測装置と，計測された前記生体磁場の信号及び前記生体信号の演算処理を行なう演算処理装置と，演算処理の結果を表示する表示装置とを有し，前記生体磁場の計測と前記生体信号の計測を対として同時に行なうことを，複数方向から行ない，前記演算処理装置は，時間変数をｔとして，前記複数方向から計測された前記生体信号の波形の時間軸が共通原点（ｔ＝０）を持つように，前記複数方向の各方向から計測された前記生体信号の波形の時間軸の変換を行ない，前記生体信号と同時に対として計測された前記生体磁場の信号の波形の時間軸に対して前記変換と同一の変換を行ない，前記共通原点（ｔ＝０）をもつ前記生体磁場の信号から前記生体磁場の全ての計測点における２次元磁場ベクトルの大きさ及びその位相の時間変化を求める演算を行ない，前記表示装置の同一の表示画面に，横軸を時間を表わす軸，縦軸を前記２次元磁場ベクトルの前記位相を表わす軸として，前記２次元磁場ベクトルの前記大きさを，プロットする色又はプロットする色の濃淡又はプロットする記号の大きさによって，前記２次元磁場ベクトルの前記大きさに対応して変化させて表示し，前記全ての計測点における前記２次元磁場ベクトルの前記大きさ及びその前記位相の時間変化を表示し，前記生体の電気生理学的な興奮の時間変化を表示することを特徴とする生体磁場計測装置。