專利名稱：一種用于無(wú)屏蔽心磁圖儀的一階梯度補(bǔ)償模塊及方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及一種用于無(wú)屏蔽心磁圖儀的一階梯度補(bǔ)償模塊及方法。
背景技術(shù)：
心磁圖儀能探測(cè)心臟電生理活動(dòng)過(guò)程中產(chǎn)生的微弱磁場(chǎng)，具有靈敏度高、完全無(wú)創(chuàng)、完全被動(dòng)、非接觸等特殊優(yōu)點(diǎn)，有望成為新一代高端醫(yī)療臨床研究和臨床診斷設(shè)備，用于高危人群的健康篩查和冠心病的早期診斷M. Hamalainen et al, Magnetoencephalo graphy-theory, instrumentation, andapplications to noninvasive studies of the working human brain, Rev. Mod. Phys. 65 (2), 413 (1993) ]D
心磁圖儀的診斷能力及可靠性取決于探測(cè)到的心磁信號(hào)質(zhì)量，而成人心磁的典型強(qiáng)度為IOOpT (1ρΤ=10_12Τ)，僅為地球環(huán)境磁場(chǎng)強(qiáng)度的一百萬(wàn)分之一左右，因而探測(cè)到高信噪比的心磁信號(hào)的難度非常大。從強(qiáng)大的背景磁場(chǎng)中提取極為微弱的心磁信號(hào)取決于兩個(gè)方面1)高靈敏度的磁傳感器，用于探測(cè)微弱心磁信號(hào)；2)噪聲抑制技術(shù)，抑制背景磁場(chǎng)。目前，心磁圖領(lǐng)域中應(yīng)用最為成熟的磁傳感器為超導(dǎo)量子干涉器件(SQUID)，典型的磁場(chǎng)靈敏度為 3 5fT/ V HzR.L. Fagaly et al, Superconducting quantum interference device instrument s and applications, Rev. Sc1.1nst. 77, 101101 (2006)。為了得到高信噪比的心磁信號(hào)，心磁圖儀的另一巨大挑戰(zhàn)是對(duì)強(qiáng)大的背景磁場(chǎng)的抑制，因而環(huán)境噪聲抑制技術(shù)為心磁圖儀的關(guān)鍵技術(shù)之一。
無(wú)屏蔽環(huán)境下心磁測(cè)量中噪聲抑制手段主要是采用梯度計(jì)技術(shù)，但由于硬件梯度計(jì)支撐材料制作工藝不完善以及人工繞制誤差等因素的存在，導(dǎo)致梯度計(jì)存在一定的不平衡度，該不平衡度使得硬件梯度計(jì)對(duì)于環(huán)境磁場(chǎng)中的均勻場(chǎng)及梯度場(chǎng)均有響應(yīng)J. VRBA, J. MCCUBBLN, First-Gradient Balancingof Higher-Order Gradiometers.1l Nuovo Cimento D. Volume 2, Number 2 (1983)，142-152。為了進(jìn)一步提高硬件梯度計(jì)的噪聲抑制能力，通常使用三軸參考磁強(qiáng)計(jì)對(duì)背景場(chǎng)進(jìn)行補(bǔ)償，所采取的補(bǔ)償算法主要有頻率最小二乘，時(shí)域最小二乘等Shulin Zhang, Yongliang Wang, Huiwu Wang, Shiqin Jiang and XiaomingXie, Quantitative evaluation of signal integrity for magnetocardiography, Phys. Med. Biol. 54 (2009) 4793，而三軸參考磁強(qiáng)計(jì)主要抑制梯度計(jì)對(duì)環(huán)境場(chǎng)均勻分量的響應(yīng)，而對(duì)其梯度響應(yīng)，特別是一階梯度響應(yīng)抑制能力有限。因此， 當(dāng)無(wú)屏蔽心磁圖儀的應(yīng)用環(huán)境中磁梯度環(huán)境(磁梯度來(lái)源包括心磁圖儀機(jī)械振動(dòng)、近源大功率電氣設(shè)備干擾等)較為嚴(yán)重時(shí)，所探測(cè)到的心磁信號(hào)信噪比將下降，進(jìn)而降低了心磁圖儀的診斷能力及系統(tǒng)可靠性。
為了提高心磁信號(hào)質(zhì)量，增強(qiáng)心磁圖儀的診斷可靠性，需要對(duì)環(huán)境磁場(chǎng)中的磁梯度噪聲，特別是磁場(chǎng)的一階梯度分量進(jìn)行有效抑制，因此設(shè)計(jì)一個(gè)低成本、簡(jiǎn)單可靠的一階梯度補(bǔ)償模塊是心磁圖儀不可或缺的重要組成部分。從而引導(dǎo)出本申請(qǐng)的構(gòu)思。發(fā)明內(nèi)容
本發(fā)明的目的是提供一種用于無(wú)屏蔽心磁圖儀的一階梯度補(bǔ)償模塊及補(bǔ)償方法， 利用該模塊及所提供的補(bǔ)償方法，可以有效抑制環(huán)境磁場(chǎng)中主要的一階梯度分量，實(shí)現(xiàn)高信噪比心磁信號(hào)的探測(cè)。
本發(fā)明是在已有的三軸參考磁強(qiáng)計(jì)補(bǔ)償二階硬件梯度計(jì)的基礎(chǔ)上加入包含3個(gè)獨(dú)立的磁場(chǎng)一階梯度分量的一階梯度補(bǔ)償模塊，補(bǔ)償二階梯度計(jì)對(duì)環(huán)境磁場(chǎng)的一階梯度響應(yīng)。具體做法是是新加入3個(gè)z方向磁強(qiáng)計(jì)與已有的三軸模塊中z方向參考磁強(qiáng)計(jì)共同構(gòu)筑成一階梯度補(bǔ)償模塊，與三軸參考磁強(qiáng)計(jì)共同作用。該一階梯度補(bǔ)償模塊新引入3個(gè)獨(dú)立的磁場(chǎng)梯度分量M7Idx，dBJdy，357/&(磁場(chǎng)梯度分量共九個(gè)，其中共五個(gè)為獨(dú)立分量，另外兩個(gè)獨(dú)立分量為-SByIdx，95y/辦)，并通過(guò)滑窗最小二乘算法shulin Zhang,Quantitativeevalucation of signal integrity for Magnetocardiography. Phys. Med. Biol. 544793對(duì)二階梯度計(jì)中的3個(gè)一階梯度響應(yīng)分量進(jìn)行補(bǔ)償，提高心磁信號(hào)的信噪比。
本發(fā)明的具體設(shè)計(jì)思路及方案如下
1、磁強(qiáng)計(jì)補(bǔ)償梯度計(jì)剩余響應(yīng)原理
已知梯度計(jì)的輸出響應(yīng)為G，三軸參考磁強(qiáng)計(jì)的響應(yīng)分別為Bx，By, Bz，則梯度計(jì)經(jīng)三軸補(bǔ)償之后的輸出為S，SzG-k^-k^By-k^,其中k1; k2, k3為補(bǔ)償系數(shù),可通過(guò)滑窗最小二乘算法確定。在三軸補(bǔ)償?shù)幕A(chǔ)之上，額外引入3個(gè)z方向磁強(qiáng)計(jì)(響應(yīng)分別為Bz1，Bz2， Bz3)與三軸補(bǔ)償共同作用(新引入的3個(gè)z方向磁強(qiáng)計(jì)與三軸及梯度計(jì)相對(duì)位置及構(gòu)型見(jiàn)附圖1 )，則同時(shí)有6個(gè)分量來(lái)補(bǔ)償梯度計(jì)響應(yīng)S = G- a ^x- a 2By- a 3Bz-qiBzl-q2Bz2-q3Bz3，其實(shí)質(zhì)為i = O-λ-具-k2Bv -1ciB:-k4 -k5 -k6 二廣，磁場(chǎng)對(duì)位置的泰勒展開(kāi)僅考慮到一階'we Dy OZ·梯度項(xiàng)，顯然補(bǔ)償項(xiàng)中包含了 3個(gè)磁場(chǎng)的一階梯度分量。其對(duì)應(yīng)的滑窗最小二乘算法目標(biāo)./τ H!函數(shù)為-J = ~σ^~α^' ~α -(!Au-( β。~ciAvy，其中η為窗長(zhǎng),通過(guò)求出使目標(biāo)函數(shù)為最小值時(shí)的6個(gè)系數(shù)(Ci1, α2, a3，qi，q2，q3)之后，再次代入即可補(bǔ)償梯度計(jì)中包含3個(gè)獨(dú)立一階梯度分量響應(yīng)在內(nèi)的剩余響應(yīng)。
2、一階梯度補(bǔ)償模塊
附圖一中SQzl、SQz2與三軸模塊的SQz在同一平面內(nèi)，SQz3與SQz為同一軸線，SQz, SQzl> SQz2和SQz3共同構(gòu)筑成一階梯度補(bǔ)償模塊，該模塊具體形式(線繞磁強(qiáng)計(jì)或平面磁強(qiáng)計(jì))和尺寸和參數(shù)規(guī)格需根據(jù)實(shí)際情況調(diào)整，以當(dāng)前無(wú)屏蔽4通道心磁圖儀為例，所選全部 6個(gè)參考補(bǔ)償通道均為線繞磁強(qiáng)計(jì)，直徑為1. 5mm，構(gòu)筑成的一階梯度補(bǔ)償模塊的尺寸為 Bz-Bzl間距、Bz-Bz2間距、Bz-Bz3間距均相等，為4cm。考慮到心磁圖儀的磁敏感特性，線繞磁強(qiáng)計(jì)所選用的支撐材料需為無(wú)磁材料，同時(shí)因其作為參考通道，與梯度計(jì)所在位置較近，材料選取不可為金屬。玻璃鋼(fiber glass)為優(yōu)秀候選材料,其特點(diǎn)如下質(zhì)輕且硬,不導(dǎo)電，無(wú)磁，機(jī)械強(qiáng)度高，可加工性好。與圖1相對(duì)應(yīng)，應(yīng)用于無(wú)屏蔽心磁圖儀中的一階梯度補(bǔ)償模塊實(shí)物效果示意圖見(jiàn)附圖2。
本發(fā)明公開(kāi)了一種用于無(wú)屏蔽心磁圖儀的一階梯度補(bǔ)償模塊及補(bǔ)償方法，并以當(dāng)前4通道無(wú)屏蔽心磁圖儀為實(shí)例進(jìn)行實(shí)施和設(shè)計(jì)。但本發(fā)明的設(shè)計(jì)思想和應(yīng)用決非僅限于 4通道無(wú)屏蔽心磁圖儀，可用于其他多通道無(wú)屏蔽或有屏蔽的心磁圖儀，具體的一階梯度補(bǔ)償模塊構(gòu)型需以實(shí)際情況為準(zhǔn)——可為磁場(chǎng)一階梯度全補(bǔ)償構(gòu)型(補(bǔ)償全部九個(gè)分量)，或磁梯度單一分量補(bǔ)償構(gòu)型(如僅引入SQz3，對(duì)應(yīng)引入的補(bǔ)償項(xiàng)為I)等。本發(fā)明所涉及的補(bǔ)fk償方法主要包括以下幾個(gè)方面1)磁強(qiáng)計(jì)補(bǔ)償梯度計(jì)中剩余響應(yīng)原理，新引入3個(gè)Z方向磁強(qiáng)計(jì)與已知三軸參考磁強(qiáng)計(jì)構(gòu)筑成一階梯度補(bǔ)償模塊，從而補(bǔ)償項(xiàng)由之前的3個(gè)變?yōu)?個(gè)， 其構(gòu)型的實(shí)質(zhì)即新引入了 3個(gè)z方向一階梯度分量BBJdy, δδ7/&，來(lái)補(bǔ)償梯度計(jì)中剩余的一階梯度響應(yīng)。補(bǔ)償系數(shù)由最小二乘的目標(biāo)函數(shù)最小這一條件決定。2)—階梯度補(bǔ)償模塊優(yōu)化設(shè)計(jì)，包括硬件優(yōu)化(模塊的尺寸規(guī)格等)及軟件參數(shù)優(yōu)化(窗長(zhǎng)設(shè)置等) 兩方面。通過(guò)從時(shí)域及頻域?qū)Ρ纫胍浑A梯度補(bǔ)償模塊前后的心磁信號(hào)，可以看出，本發(fā)明能進(jìn)一步抑制梯度計(jì)的剩余響應(yīng)，即一階梯度響應(yīng)，從而提高心磁信號(hào)信噪比，進(jìn)而提高了心磁圖儀的診斷能力及推廣普及。


圖1 : 一階梯度補(bǔ)償模塊結(jié)構(gòu)示意圖
SQzl-SQz、SQz2-SQz和SQz3-SQz分別構(gòu)筑成三個(gè)一階梯度補(bǔ)償參考通道，引入的三個(gè)一階梯度分量依次為as7/ar，dBjdy，as7/&。
圖2 :應(yīng)用于心磁圖儀中的一階梯度補(bǔ)償模塊效果圖。
該效果圖與附圖1相對(duì)應(yīng)。新引入的三個(gè)磁強(qiáng)計(jì)為參考通道與三軸參考磁強(qiáng)計(jì)模塊。共構(gòu)筑成六個(gè)參考通道對(duì)二階梯度計(jì)的剩余響應(yīng)進(jìn)行補(bǔ)償。
圖3:—階梯度補(bǔ)償后真實(shí)心磁的時(shí)域、頻域特性
(a)有明顯低頻漂移情形下，三軸補(bǔ)償與一階梯度補(bǔ)償時(shí)域下對(duì)比，經(jīng)三分量一階梯度補(bǔ)償后的心磁信號(hào)低頻漂移得到大幅抑制，提高了心磁信號(hào)質(zhì)量。信號(hào)調(diào)理95Hz低通及50Hz帶阻數(shù)字濾波；Case1:三軸參考磁強(qiáng)計(jì)補(bǔ)償二階硬件梯度計(jì)；
圖中，Case1:三軸參考磁強(qiáng)計(jì)補(bǔ)償二階硬度梯度計(jì)；
Case 2 :三軸參考磁強(qiáng)計(jì)補(bǔ)償+ —分量(SB7Idz )一階梯度分量補(bǔ)償；
Case 3 :三軸參考磁強(qiáng)計(jì)補(bǔ)償+三分量(冊(cè)7/3x，dBJdy ,冊(cè)7/& )—階梯度補(bǔ)
(b)對(duì)應(yīng)于(a)的頻譜分析；
(c)對(duì)應(yīng)于(a)的多周期平均信號(hào)；
(d)無(wú)明顯低頻漂移情形下，三軸補(bǔ)償與一階梯度補(bǔ)償時(shí)域下對(duì)比，經(jīng)三分量一階梯度補(bǔ)償后的心磁信號(hào)高頻分量也能得到極大抑制，信噪比從12. 02dB提升至19. 90dBo信號(hào)調(diào)理45Hz低通及50Hz帶阻數(shù)字濾波；
( e)對(duì)應(yīng)于(d)的頻譜分析；
(f)對(duì)應(yīng)于(d)的多周期平均信號(hào)；具體實(shí)施方式
首先構(gòu)筑一階梯度補(bǔ)償模塊，模塊應(yīng)與梯度計(jì)相對(duì)位置保持一定，且需牢固可靠。 其尺寸規(guī)格的優(yōu)化思路如下，首先，三軸磁強(qiáng)計(jì)與額外引入的3個(gè)磁強(qiáng)計(jì)間距不能太遠(yuǎn)，其一是避免構(gòu)筑的一階梯度分量與梯度計(jì)感應(yīng)到的一階梯度響應(yīng)關(guān)聯(lián)性減小，影響補(bǔ)償效果，其二是避免使有效的液氦高度減少，進(jìn)而減少心磁圖儀正常工作周期(或縮短了補(bǔ)氦周期)；同時(shí)，尺寸也不宜過(guò)小，過(guò)小會(huì)使線圈間串?dāng)_加劇，使補(bǔ)償效果降低。以當(dāng)前心磁圖儀為例，本發(fā)明設(shè)計(jì)的尺寸規(guī)格已在發(fā)明內(nèi)容中提及。
模塊構(gòu)筑完成之后進(jìn)行低溫測(cè)試(灌輸液氦至無(wú)磁杜瓦)，由于新引入3個(gè)z方向參考磁強(qiáng)計(jì)與已知三軸構(gòu)筑成的一階梯度補(bǔ)償模塊，除硬件構(gòu)型需優(yōu)化設(shè)計(jì)之外， 從軟件算法基礎(chǔ)上也需對(duì)其參數(shù)進(jìn)行優(yōu)化設(shè)計(jì)，使心磁信號(hào)在達(dá)到信噪比最優(yōu)的同時(shí)，心磁信號(hào)失真度盡可能小，軟件算法上需優(yōu)化的參數(shù)主要為滑窗最小二乘算法的窗長(zhǎng) η,詳見(jiàn)Shulin Zhang, Yongliang Wang, Huiwu Wang, Shiqin Jiang and Xiaoming Xie, Quantitative evaluation of signal integrity for magnetocardiography, Phys. Med. Biol. 54(2009)4793。
最后采集真實(shí)心磁信號(hào)(圖3)，從時(shí)域上可以看出，低頻及高頻噪聲都能得到進(jìn)一步抑制，低頻漂移的抑制能力尤為顯著，高頻部分的抑制能力也能從僅三軸補(bǔ)償時(shí)的 12. 02dB提升至19. 90dB ;頻域上也可看出某些特征峰得以抑制(主要為梯度計(jì)中一階梯度響應(yīng))。通過(guò)對(duì)比，可以看出附加一階梯度補(bǔ)償模塊之后，心磁信號(hào)信噪比明顯提高，對(duì)梯度計(jì)中的剩余響應(yīng)(主要為一階梯度響應(yīng))抑制能力明顯增強(qiáng)。
通過(guò)綜合對(duì)比多周期時(shí)域信號(hào)，多周期平均后信號(hào)以及對(duì)應(yīng)的頻譜分析，可以發(fā)現(xiàn)Case 3，也即進(jìn)行三分量的一階梯度補(bǔ)償為當(dāng)前心磁圖儀所工作環(huán)境下的最優(yōu)方案。
權(quán)利要求
1.一種用于無(wú)屏蔽的心磁圖儀的一階梯度補(bǔ)償模塊，其特征在于所述的一階梯度補(bǔ)償模塊式以引入的3個(gè)Z方向參考磁強(qiáng)計(jì)與已知的三軸模塊中的Z方向參考磁強(qiáng)計(jì)共同構(gòu)筑而成的；所述引入的3個(gè)z方向參考磁強(qiáng)計(jì)分別為SQzl、SQz2和SQz3，其中SQzl和SQz2與三軸模塊的SQz在同一平面內(nèi)，SQz3和SQz為同一軸線。
2.按權(quán)利要求1所述的一階梯度補(bǔ)償模塊，其特征在于一階梯度補(bǔ)償模塊的引入與三軸參考磁強(qiáng)計(jì)共同作用，使補(bǔ)償項(xiàng)由之前的3個(gè)變?yōu)?個(gè)；新引入了 3個(gè)z方向一階梯度分量dB7/dy，以補(bǔ)償梯度計(jì)中剩余的一階梯度響應(yīng)；補(bǔ)償系數(shù)由滑窗最小二乘的目標(biāo)函數(shù)決定，提高心磁信號(hào)的信噪比。
3.按權(quán)利要求2所述的一階梯度補(bǔ)償模塊，其特征在于6個(gè)分量補(bǔ)償梯度響應(yīng)的輸出S = G-LB -k2B -LBz-k4 —-k5 —-k6 ,式中，G 為已知梯度計(jì)的輸出響應(yīng)，kp k2、k3
4.按權(quán)利要求3所述的一階梯度補(bǔ)償模塊，其特征在于所述滑窗最小二乘算法的目標(biāo) 函數(shù)
5.按權(quán)利要求1所述的一階梯度補(bǔ)償模塊，其特征在于引入的所述的一階補(bǔ)償模塊為線繞磁強(qiáng)計(jì)或平面磁強(qiáng)計(jì)。
6.按權(quán)利要求1或5所述的一階梯度補(bǔ)償模塊，其特征在于對(duì)于無(wú)屏蔽4通道心磁圖儀所選全部6個(gè)參考補(bǔ)償通道均為線繞磁強(qiáng)計(jì)，直徑為1. 5mm，構(gòu)筑城的一階梯度模塊的尺寸是Bz-Bzl間距、Bz-Bz2間距及Bz-Bz3間距均相等，為4cm ;Bzl、Bz2和Bz3為額外引入的3個(gè)z方向的響應(yīng)。
7.按權(quán)利要求1-5所述的一階梯度補(bǔ)償模塊的補(bǔ)償方法，其特征在于 O首先，構(gòu)筑一階梯度補(bǔ)償模塊，模塊與梯度計(jì)相對(duì)位置保持一定； 2)模塊構(gòu)筑完成之后進(jìn)行低溫測(cè)試，由于新引入3個(gè)z方向參考磁強(qiáng)計(jì)與已知三軸構(gòu)筑一階梯度補(bǔ)償模塊，除硬件構(gòu)型需優(yōu)化設(shè)計(jì)之外，從軟件算法基礎(chǔ)上也需對(duì)其參數(shù)進(jìn)行優(yōu)化設(shè)計(jì)，使心磁信號(hào)在達(dá)到信噪比最優(yōu)的同時(shí)，心磁信號(hào)失真度盡可能小，軟件算法上需優(yōu)化的參數(shù)為滑窗最小二乘算法的窗長(zhǎng)； 3)最后采集真實(shí)心磁信號(hào)，從時(shí)域上可以看出，使低頻及高頻噪聲得到進(jìn)一步抑制，一階梯度補(bǔ)償模塊使心磁信號(hào)信噪比提高，對(duì)梯度計(jì)中三分量的一階梯度補(bǔ)償為最優(yōu)方案，其剩余響應(yīng)抑制能力增強(qiáng)。
8.按權(quán)利要求7所述的方法，其特征在于經(jīng)一階梯度補(bǔ)償模塊補(bǔ)償后，低頻和高頻噪聲都得到抑制，高頻部分抑制從僅三軸補(bǔ)償時(shí)的12. 02dB提升到19. 90dB，心磁信號(hào)噪聲比明顯提聞。
9.按權(quán)利要求7所述的方法，其特征在于不僅適用于4通道無(wú)屏蔽的心磁圖儀，而且適用于多通道無(wú)屏蔽或有屏蔽的心磁圖儀。
全文摘要
本發(fā)明涉及一種用于無(wú)屏蔽的心磁圖儀的一階梯度補(bǔ)償模塊及方法，其特征在于所述的一階梯度補(bǔ)償模塊式以引入的3個(gè)z方向參考磁強(qiáng)計(jì)與已知的三軸模塊中的z方向參考磁強(qiáng)計(jì)共同構(gòu)筑而成的；所述引入的3個(gè)z方向參考磁強(qiáng)計(jì)分別為SQz1、SQz2和SQz3，其中SQz1和SQz2與三軸模塊的SQz在同一平面內(nèi)，SQz3和SQz為同一軸線。所述的補(bǔ)償方法1)首先，構(gòu)筑一階梯度補(bǔ)償模塊，模塊與梯度計(jì)相對(duì)位置保持一定；2)進(jìn)行低溫測(cè)試并在軟件算法上優(yōu)化；3)采集真實(shí)心磁信號(hào)。本發(fā)明不局限于無(wú)屏蔽心磁圖儀而且適用于多通道無(wú)屏蔽或有屏蔽的心磁圖儀。
文檔編號(hào)A61B5/04GK102988038SQ20121054667
公開(kāi)日2013年3月27日 申請(qǐng)日期2012年12月14日 優(yōu)先權(quán)日2012年12月14日
發(fā)明者曾佳, 邱陽(yáng), 張樹(shù)林, 王永良, 孔祥燕, 劉明, 李華 申請(qǐng)人:中國(guó)科學(xué)院上海微系統(tǒng)與信息技術(shù)研究所