CN102988038A - 一种用于无屏蔽心磁图仪的一阶梯度补偿模块及方法 - Google Patents

Abstract

本发明涉及一种用于无屏蔽的心磁图仪的一阶梯度补偿模块及方法，其特征在于所述的一阶梯度补偿模块式以引入的3个z方向参考磁强计与已知的三轴模块中的z方向参考磁强计共同构筑而成的；所述引入的3个z方向参考磁强计分别为SQ_z1、SQ_z2和SQ_z3，其中SQ_z1和SQ_z2与三轴模块的SQ_z在同一平面内，SQ_z3和SQ_z为同一轴线。所述的补偿方法1）首先，构筑一阶梯度补偿模块，模块与梯度计相对位置保持一定；2）进行低温测试并在软件算法上优化；3）采集真实心磁信号。本发明不局限于无屏蔽心磁图仪而且适用于多通道无屏蔽或有屏蔽的心磁图仪。

Description

一种用于无屏蔽心磁图仪的一阶梯度补偿模块及方法

技术领域

本发明涉及一种用于无屏蔽心磁图仪的一阶梯度补偿模块及方法。

背景技术

心磁图仪能探测心脏电生理活动过程中产生的微弱磁场，具有灵敏度高、完全无创、完全被动、非接触等特殊优点，有望成为新一代高端医疗临床研究和临床诊断设备，用于高危人群的健康筛查和冠心病的早期诊断【M.Hamalainen et al,Magnetoencephalography-theory,instrumentation,andapplications to noninvasive studies of the working human brain,Rev.Mod.Phys.65(2),413(1993)】。

心磁图仪的诊断能力及可靠性取决于探测到的心磁信号质量，而成人心磁的典型强度为100pT(1pT=10^-12T)，仅为地球环境磁场强度的一百万分之一左右，因而探测到高信噪比的心磁信号的难度非常大。从强大的背景磁场中提取极为微弱的心磁信号取决于两个方面：1）高灵敏度的磁传感器，用于探测微弱心磁信号；2）噪声抑制技术，抑制背景磁场。目前，心磁图领域中应用最为成熟的磁传感器为超导量子干涉器件（SQUID），典型的磁场灵敏度为3~5fT/√Hz【R.L.Fagaly et al,Superconducting quantum interference deviceinstruments and applications,Rev.Sci.Inst.77,101101(2006)】。为了得到高信噪比的心磁信号，心磁图仪的另一巨大挑战是对强大的背景磁场的抑制，因而环境噪声抑制技术为心磁图仪的关键技术之一。

无屏蔽环境下心磁测量中噪声抑制手段主要是采用梯度计技术，但由于硬件梯度计支撑材料制作工艺不完善以及人工绕制误差等因素的存在，导致梯度计存在一定的不平衡度，该不平衡度使得硬件梯度计对于环境磁场中的均匀场及梯度场均有响应【J.VRBA,J.MCCUBBLN,First-Gradient Balancingof Higher-Order Gradiometers.Il Nuovo Cimento D.Volume 2,Number 2(1983),142-152】。为了进一步提高硬件梯度计的噪声抑制能力，通常使用三轴参考磁强计对背景场进行补偿，所采取的补偿算法主要有频率最小二乘，时域最小二乘等【Shulin Zhang,Yongliang Wang,Huiwu Wang,Shiqin Jiang and XiaomingXie,Quantitative evaluation of signal integrity for magnetocardiography,Phys.Med.Biol.54(2009)4793】，而三轴参考磁强计主要抑制梯度计对环境场均匀分量的响应，而对其梯度响应，特别是一阶梯度响应抑制能力有限。因此，当无屏蔽心磁图仪的应用环境中磁梯度环境（磁梯度来源包括心磁图仪机械振动、近源大功率电气设备干扰等）较为严重时，所探测到的心磁信号信噪比将下降，进而降低了心磁图仪的诊断能力及系统可靠性。

为了提高心磁信号质量，增强心磁图仪的诊断可靠性，需要对环境磁场中的磁梯度噪声，特别是磁场的一阶梯度分量进行有效抑制，因此设计一个低成本、简单可靠的一阶梯度补偿模块是心磁图仪不可或缺的重要组成部分。从而引导出本申请的构思。

发明内容

本发明的目的是提供一种用于无屏蔽心磁图仪的一阶梯度补偿模块及补偿方法，利用该模块及所提供的补偿方法，可以有效抑制环境磁场中主要的一阶梯度分量，实现高信噪比心磁信号的探测。

本发明是在已有的三轴参考磁强计补偿二阶硬件梯度计的基础上加入包含3个独立的磁场一阶梯度分量的一阶梯度补偿模块，补偿二阶梯度计对环境磁场的一阶梯度响应。具体做法是是新加入3个z方向磁强计与已有的三轴模块中z方向参考磁强计共同构筑成一阶梯度补偿模块，与三轴参考磁强计共同作用。该一阶梯度补偿模块新引入3个独立的磁场梯度分量：

（磁场梯度分量共九个，其中共五个为独立分量，另外两个独立分量为：

），并通过滑窗最小二乘算法【Shulin Zhang,Quantitativeevalucation of signal integrity for Magnetocardiography.Phys.Med.Biol.544793】对二阶梯度计中的3个一阶梯度响应分量进行补偿，提高心磁信号的信噪比。

本发明的具体设计思路及方案如下：

1、磁强计补偿梯度计剩余响应原理：

已知梯度计的输出响应为G，三轴参考磁强计的响应分别为B_x，B_y，B_z，则梯度计经三轴补偿之后的输出为S，S=G-k₁B_x-k₂B_y-k₃B_z，其中k₁，k₂，k₃为补偿系数，可通过滑窗最小二乘算法确定。在三轴补偿的基础之上，额外引入3个z方向磁强计（响应分别为：B_z1，B_z2，B_z3）与三轴补偿共同作用（新引入的3个z方向磁强计与三轴及梯度计相对位置及构型见附图1），则同时有6个分量来补偿梯度计响应：S＝G-α₁B_x-α₂B_y-α₃B_z-q₁B_z1-q₂B_z2-q₃B_z3，其实质为 $S=G-k_1{B}_x-k_2{B}_y-k_3{B}_z-k_4\frac{{\∂B}_z}{\∂x}-k_5\frac{{\∂B}_z}{\∂y}-k_6\frac{{\∂B}_z}{\∂z},$ 磁场对位置的泰勒展开仅考虑到一阶梯度项，显然补偿项中包含了3个磁场的一阶梯度分量。其对应的滑窗最小二乘算法目标函数为： $f=\underset{i=j}{\overset{j+n-1}{\mathrm{\Σ}}}{(G_i-{\mathrm{\α}}_1{B}_{\mathrm{xi}}-{\mathrm{\α}}_2{B}_{\mathrm{yi}}-{\mathrm{\α}}_3{B}_{\mathrm{zi}}-q_1{B}_{z1i}-q_2{B}_{z2i}-q_3{B}_{z3i})}^2,$ 其中n为窗长，通过求出使目标函数为最小值时的6个系数（α₁，α₂，α₃，q₁，q₂，q₃）之后，再次代入即可补偿梯度计中包含3个独立一阶梯度分量响应在内的剩余响应。

2、一阶梯度补偿模块：

附图一中SQ_z1、SQ_z2与三轴模块的SQ_z在同一平面内，SQ_z3与SQ_z为同一轴线，SQ_z、SQ_z1、SQ_z2和SQ_z3共同构筑成一阶梯度补偿模块，该模块具体形式（线绕磁强计或平面磁强计）和尺寸和参数规格需根据实际情况调整，以当前无屏蔽4通道心磁图仪为例，所选全部6个参考补偿通道均为线绕磁强计，直径为1.5mm，构筑成的一阶梯度补偿模块的尺寸为：B_z-B_z1间距、B_z-B_z2间距、B_z-B_z3间距均相等，为4cm。考虑到心磁图仪的磁敏感特性，线绕磁强计所选用的支撑材料需为无磁材料，同时因其作为参考通道，与梯度计所在位置较近，材料选取不可为金属。玻璃钢（fiber glass）为优秀候选材料，其特点如下：质轻且硬，不导电，无磁，机械强度高，可加工性好。与图1相对应，应用于无屏蔽心磁图仪中的一阶梯度补偿模块实物效果示意图见附图2。

本发明公开了一种用于无屏蔽心磁图仪的一阶梯度补偿模块及补偿方法，并以当前4通道无屏蔽心磁图仪为实例进行实施和设计。但本发明的设计思想和应用决非仅限于4通道无屏蔽心磁图仪，可用于其他多通道无屏蔽或有屏蔽的心磁图仪，具体的一阶梯度补偿模块构型需以实际情况为准——可为磁场一阶梯度全补偿构型（补偿全部九个分量），或磁梯度单一分量补偿构型（如仅引入SQ_z3，对应引入的补偿项为

）等。本发明所涉及的补偿方法主要包括以下几个方面：1）磁强计补偿梯度计中剩余响应原理，新引入3个z方向磁强计与已知三轴参考磁强计构筑成一阶梯度补偿模块，从而补偿项由之前的3个变为6个，其构型的实质即：新引入了3个z方向一阶梯度分量：

来补偿梯度计中剩余的一阶梯度响应。补偿系数由最小二乘的目标函数最小这一条件决定。2）一阶梯度补偿模块优化设计，包括硬件优化（模块的尺寸规格等）及软件参数优化（窗长设置等）两方面。通过从时域及频域对比引入一阶梯度补偿模块前后的心磁信号，可以看出，本发明能进一步抑制梯度计的剩余响应，即一阶梯度响应，从而提高心磁信号信噪比，进而提高了心磁图仪的诊断能力及推广普及。

附图说明

图1：一阶梯度补偿模块结构示意图

SQ_z1-SQ_z、SQ_z2-SQ_z和SQ_z3-SQ_z分别构筑成三个一阶梯度补偿参考通道，引入的三个一阶梯度分量依次为：

图2：应用于心磁图仪中的一阶梯度补偿模块效果图。

该效果图与附图1相对应。新引入的三个磁强计为参考通道与三轴参考磁强计模块。共构筑成六个参考通道对二阶梯度计的剩余响应进行补偿。

图3：一阶梯度补偿后真实心磁的时域、频域特性

（a）有明显低频漂移情形下，三轴补偿与一阶梯度补偿时域下对比，经三分量一阶梯度补偿后的心磁信号低频漂移得到大幅抑制，提高了心磁信号质量。信号调理：95Hz低通及50Hz带阻数字滤波；Case 1：三轴参考磁强计补偿二阶硬件梯度计；

图中，Case 1：三轴参考磁强计补偿二阶硬度梯度计；

Case 2：三轴参考磁强计补偿+一分量

一阶梯度分量补偿；

Case 3：三轴参考磁强计补偿+三分量

一阶梯度补偿；

（b）对应于（a）的频谱分析；

（c）对应于（a）的多周期平均信号；

（d）无明显低频漂移情形下，三轴补偿与一阶梯度补偿时域下对比，经三分量一阶梯度补偿后的心磁信号高频分量也能得到极大抑制，信噪比从12.02dB提升至19.90dB。信号调理：45Hz低通及50Hz带阻数字滤波；

（e）对应于（d）的频谱分析；

（f）对应于（d）的多周期平均信号；

具体实施方式

首先构筑一阶梯度补偿模块，模块应与梯度计相对位置保持一定，且需牢固可靠。其尺寸规格的优化思路如下，首先，三轴磁强计与额外引入的3个磁强计间距不能太远，其一是避免构筑的一阶梯度分量与梯度计感应到的一阶梯度响应关联性减小，影响补偿效果，其二是避免使有效的液氦高度减少，进而减少心磁图仪正常工作周期（或缩短了补氦周期）；同时，尺寸也不宜过小，过小会使线圈间串扰加剧，使补偿效果降低。以当前心磁图仪为例，本发明设计的尺寸规格已在发明内容中提及。

模块构筑完成之后进行低温测试（灌输液氦至无磁杜瓦），由于新引入3个z方向参考磁强计与已知三轴构筑成的一阶梯度补偿模块，除硬件构型需优化设计之外，从软件算法基础上也需对其参数进行优化设计，使心磁信号在达到信噪比最优的同时，心磁信号失真度尽可能小，软件算法上需优化的参数主要为滑窗最小二乘算法的窗长n，详见【Shulin Zhang,Yongliang Wang,Huiwu Wang,Shiqin Jiang and Xiaoming Xie,Quantitative evaluation of signalintegrity for magnetocardiography,Phys.Med.Biol.54(2009)4793】。

最后采集真实心磁信号（图3），从时域上可以看出，低频及高频噪声都能得到进一步抑制，低频漂移的抑制能力尤为显著，高频部分的抑制能力也能从仅三轴补偿时的12.02dB提升至19.90dB；频域上也可看出某些特征峰得以抑制（主要为梯度计中一阶梯度响应）。通过对比，可以看出附加一阶梯度补偿模块之后，心磁信号信噪比明显提高，对梯度计中的剩余响应（主要为一阶梯度响应）抑制能力明显增强。

通过综合对比多周期时域信号，多周期平均后信号以及对应的频谱分析，可以发现Case 3,也即进行三分量的一阶梯度补偿为当前心磁图仪所工作环境下的最优方案。

Claims (9)

1.一种用于无屏蔽的心磁图仪的一阶梯度补偿模块，其特征在于所述的一阶梯度补偿模块式以引入的3个z方向参考磁强计与已知的三轴模块中的z方向参考磁强计共同构筑而成的；所述引入的3个z方向参考磁强计分别为SQ_z1、SQ_z2和SQ_z3，其中SQ_z1和SQ_z2与三轴模块的SQ_z在同一平面内，SQ_z3和SQ_z为同一轴线。

2.按权利要求1所述的一阶梯度补偿模块，其特征在于一阶梯度补偿模块的引入与三轴参考磁强计共同作用，使补偿项由之前的3个变为6个；新引入了3个z方向一阶梯度分量：

以补偿梯度计中剩余的一阶梯度响应；补偿系数由滑窗最小二乘的目标函数决定，提高心磁信号的信噪比。

3.按权利要求2所述的一阶梯度补偿模块，其特征在于6个分量补偿梯度响应的输出 $S=G-k_1{B}_x-k_2{B}_y-k_3{B}_z-k_4\frac{{\∂B}_z}{\∂x}-k_5\frac{{\∂B}_z}{\∂y}-k_6\frac{{\∂B}_z}{\∂z},$ 式中，G为已知梯度计的输出响应，k₁、k₂、k₃为补偿系数，由滑窗最小二乘法确定，B_z1、B_z2、B_z3为新引入Z方向磁强计。

4.按权利要求3所述的一阶梯度补偿模块，其特征在于所述滑窗最小二乘算法的目标函数 $f=\underset{i=j}{\overset{j+n-1}{\mathrm{\Σ}}}{(G_i-{\mathrm{\α}}_1{B}_{\mathrm{xi}}-{\mathrm{\α}}_2{B}_{\mathrm{yi}}-{\mathrm{\α}}_3{B}_{\mathrm{zi}}-q_1{B}_{z1i}-q_2{B}_{z2i}-q_3{B}_{z3i})}^2,$ 其中n为窗长，通过求出使目标函数为最小值时的6个系数α₁，α₂，α₃，q₁，q₂，q₃之后，再次代入即可补偿梯度计中包含3个独立一阶梯度分量响应在内的剩余响应。

5.按权利要求1所述的一阶梯度补偿模块，其特征在于引入的所述的一阶补偿模块为线绕磁强计或平面磁强计。

6.按权利要求1或5所述的一阶梯度补偿模块，其特征在于对于无屏蔽4通道心磁图仪所选全部6个参考补偿通道均为线绕磁强计，直径为1.5mm，构筑城的一阶梯度模块的尺寸是B_z-B_z1间距、B_z-B_z2间距及B_z-B_z3间距均相等，为4cm；B_z1、B_z2和B_z3为额外引入的3个z方向的响应。

7.按权利要求1-5所述的一阶梯度补偿模块的补偿方法，其特征在于：

1）首先，构筑一阶梯度补偿模块，模块与梯度计相对位置保持一定；

2）模块构筑完成之后进行低温测试，由于新引入3个z方向参考磁强计与已知三轴构筑一阶梯度补偿模块，除硬件构型需优化设计之外，从软件算法基础上也需对其参数进行优化设计，使心磁信号在达到信噪比最优的同时，心磁信号失真度尽可能小，软件算法上需优化的参数为滑窗最小二乘算法的窗长；

3）最后采集真实心磁信号，从时域上可以看出，使低频及高频噪声得到进一步抑制，一阶梯度补偿模块使心磁信号信噪比提高，对梯度计中三分量的一阶梯度补偿为最优方案，其剩余响应抑制能力增强。

8.按权利要求7所述的方法，其特征在于经一阶梯度补偿模块补偿后，低频和高频噪声都得到抑制，高频部分抑制从仅三轴补偿时的12.02dB提升到19.90dB，心磁信号噪声比明显提高。

9.按权利要求7所述的方法，其特征在于不仅适用于4通道无屏蔽的心磁图仪，而且适用于多通道无屏蔽或有屏蔽的心磁图仪。

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