CN117297612A - 一种心磁三维测量装置及三维成像方法 - Google Patents
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Abstract
本发明公开了一种心磁三维测量装置及三维成像方法，通过在与人体胸部表面平行的位置(x，y)上，配置若干个三维SERF原子磁力计(z，x，y方向)，测量与心脏磁场xy面垂直的z方向磁场成分、及与心脏磁场xy面平行的x方向磁场成分和y方向磁场成分，并对磁力计输出信号进行运算，及对运算结果进行显示。通过计算电流分布及电流分布的大小，把结果投影到由心脏二维图像重构的三维心脏模型上。相比现有的方法可以获得更详细的电流分布和视觉上更容易理解的电流分布的显示结果，提高用户对心磁图(MCG)的理解度。
Description
技术领域
本发明涉及使用SERF(spin exchange relaxation free)原子磁力计测量人体心脏电活动产生的微弱磁场的心磁三维测量领域，具体涉及一种心磁三维测量装置及三维成像方法。
背景技术
使用心磁三维测量装置及三维成像方法测量人体心脏电活动产生的微弱磁场(以下简称为心脏磁场)，根据心脏磁场数据推定磁场源的电流分布，能够使心肌中的电流分布可视化，也被称为心磁逆问题。关于其解析方法的研究一直都在进行中。主要解析方法有维纳滤波器、最小二乘法等，通过数值模拟显示了它们的特征和有效性。
把由心磁逆问题求解的电流分布投影到由受试者心脏二维图像(MR或CT)重构的三维心脏模型上的方法一直都在开发中。但是，在该电流分布的显示方法中，由于需要对作为分析对象的每个受试者进行MRI或CT等的测量，所以在得到显示结果之前非常复杂，且花费时间。
因此，亟需一种不进行现有技术所需要的受试者的MRI或CT的测量，直接获得视觉上容易理解的电流分布的心磁三维测量装置及三维成像方法。
发明内容
为克服上述现有技术的不足，本发明提供了一种心磁三维测量装置及三维成像方法，通过在与人体胸部表面平行的位置上(x，y)，配置若干个三维SERF原子磁力计(z，x，y方向)，测量与心脏磁场xy面垂直的z方向磁场成分、及与心脏磁场xy面平行的x方向磁场成分和y方向磁场成分；通过建立标准心脏模型及其对位技术，解决现有成像方法中费事和花费时间的问题。
为达到上述目的，本发明采用如下技术方案：
一种心磁三维测量装置，包括SERF原子磁力计、传感器支架、移动平台、及受试者躺平的床、对SERF原子磁力计进行驱动的驱动电路、和对来自驱动电路的输出信号进行放大及滤波的放大滤波单元、对放大滤波单元的输出信号进行数字信号处理及对装置的各部分进行控制的计算机；在与人体胸部表面平行的位置上，配置若干个三维的SERF原子磁力计，测量与心脏磁场xy面垂直的z方向磁场成分、及与心脏磁场xy面平行的x方向磁场成分和y方向磁场成分，并对SERF原子磁力计的输出信号进行运算，及对运算结果进行显示；所述计算机的数字信号处理包括通过计算电流分布及电流分布的大小，把结果投影到由心脏二维图像重构的三维心脏模型上。
本发明还提供一种心磁三维测量装置的三维成像方法，应用MRI装置进行心脏检测，MRI测量区域设置在受试者的胸部的正上方300mm×300mm的区域；沿着z轴以5mm的间隔在MRI测量区域移动，依次取得切片厚1mm的胸部的MR图像，并在MRI测量的坐标系中取得胸部的剑突的坐标；重构三维心脏模型，使用胸部的剑突的坐标，进行三维心脏模型的坐标与心脏磁场测量的坐标之间的变换(xn，yn，zn)；使用P波的偶极子推定部位和在三维心脏模型上设定的窦房结的坐标确定三维心脏模型的位置。
与现有技术相比，本发明的有益效果是：
根据本发明，对于患有心脏疾病的受试者或健康者，能够根据P波的心脏磁场数据求出三维心脏模型的位置。另外，通过把由心磁逆问题求解的电流分布投影到构建的三维心脏模型上，不需要进行MRI或CT等的测量，就能够以简便的方式来显示与心脏的各部位对应的电流分布，获得视觉上更容易理解的电流分布的显示结果，提高用户对MCG的理解度，使之成为一种新的心脏成像方法。
附图说明
图1表示本发明的心磁测量装置的结构图。
图2表示SERF原子磁力计的排列和相对受试者的设置图。
图3表示应用MRI装置进行心脏检测的示意图。
图4表示由MR图像生成的三维心脏模型和在三维心脏模型上的窦房结。
图5表示P波的偶极子推定部位。
图6表示基于P波的偶极子推定部位导出的三维心脏模型的位置。
图7表示三维心脏模型的位置决定法的处理流程图。
图8表示心脏磁场测量区域及扩展测量区域。
图9表示显示画面。
图10表示视点方向的角度α和β的说明图。
具体实施方式
为了使本发明的目的、技术方案及优点更加清楚明白，以下结合附图及实施例，对本发明进行进一步详细说明。应当理解，此处所描述的具体实施例仅仅用以解释本发明，并不用于限定本发明。此外，下面所描述的本发明各个实施方式中所涉及到的技术特征只要彼此之间未构成冲突就可以相互组合。
如图1所示，本发明的心磁测量装置包括SERF原子磁力计1、传感器支架2、移动平台3，及受试者(未图示)躺平的床4。移动平台3能够在短轴方向(A方向、x方向)上移动、在长轴方向(C方向、y方向)上移动、在上下方向(B方向、z方向)上移动。本发明的心磁测量装置还包括对SERF原子磁力计1进行驱动的驱动电路5，和对来自驱动电路5的输出信号进行放大及滤波的放大器滤波单元6、对放大器滤波单元6的输出信号进行数字信号处理和对装置的各部分进行控制的计算机7。
如图2所示，SERF原子磁力计1被配置在8×8的格子状上，相邻SERF原子磁力计1的距离为35mm。由64个SERF原子磁力计1构成的心脏磁场测量区域9相对于受试者的胸部8平行地设置，为使7行3列的SERF原子磁力计1位于胸部的剑突11的正上方，进行心脏磁场测量区域9的对位。该心脏磁场测量区域9的坐标系以8行1列的SERF原子磁力计1位置为原点。另外，各SERF原子磁力计1测量的心脏磁场测量数据与该心脏磁场测量区域9垂直的成分为Bz(法线方向分量)，平行的成分为Bx，By(切线方向分量)。
为了构建适用于所有受试者可能的标准心脏模型，使用没有心脏疾病病史的成年男性A的MR图像数据。以下，将标准心脏模型简称为心脏模型。
如图3所示，应用核磁共振成像装置(以下简称为MRI装置)进行心脏检测。MRI测量区域12是在受试者的胸部8的正上方300mm×300mm的区域。为了对心脏的三维结构进行成像，沿着z轴以5mm的间隔在MRI测量区域12移动，依次取得切片厚1mm的胸部的MR图像。另外，为了把由MR图像生成的心脏模型的坐标变换为心脏磁场测量的坐标，首先在MRI测量的坐标系中取得胸部的剑突11的坐标。然后使用胸部的剑突11的坐标，进行心脏模型的坐标与心脏磁场测量的坐标(xn，yn，zn)之间的变换。
着眼于由窦房结的起搏激动传至心房引发心房激动产生的P波，使用P波的偶极子推定部位和在心脏模型上设定的窦房结的坐标决定心脏模型的位置。
偶极子推定法是用一个电流偶极子来代表生物体内的电生理活动，并推定该电流偶极子的位置坐标(xd，yd，zd)、方向θ和电偶极矩Q的逆问题方法，其归结于使式(1)中目标函数F为最小的最优化问题。
F(xd，yd，zd，θ，Q)＝Σ(Bt，i－QLi(xd，yd，zd，θ))2/Σ(Bt，i)2
(1)
其中，Bt，i(i＝1，2，…，64)表示SERF原子磁力计测量的某一时刻t的磁感应强度，Li表示由毕奥-萨伐尔定律式(Biot-Savart Law)导出的系数。i＝1，2，…，64；分子和分母的Σ表示i＝1～64的求和。
如图4所示，为由MR图像生成的心脏模型和在心脏模型上的窦房结。首先，在心脏模型13上设定窦房结14的坐标(xs，ys，zs)。接着，使用P波的初始时刻的心脏磁场测量数据进行偶极子推定。这里，将单纯形方法(Simplex Method)应用在使式(1)的目标函数F为最小的最优化问题上。
如图5所示为P波的偶极子推定部位。由偶极子推定法导出的偶极子15的坐标为(xd，yd，zd)。该偶极子15的坐标(xd，yd，zd)与心脏模型的窦房结14的坐标(xs，ys，zs)之差(Δx，Δy，Δz)由式(2)求出。
最后，使用式(2)从式(3)导出心脏模型的位置(x，y，z)。
如图6所示，为对于没有心脏疾病病史的成年男性B，基于P波的偶极子推定部位进行心脏模型的对位的结果。在图6中，被实线包围的区域16表示由实际MR图像构建的受试者B的心脏轮廓。另外，被实线包围的斜线区域17表示进行了对位的心脏模型的位置。从图6可以看出，对于基于窦性心律(正常心律)正常的受试者，该方法将心脏模型放置于从实际心脏位置往左偏移的位置上。
如图7所示，上述的处理流程包括如下步骤：
步骤1、开始处理的流程；
步骤2、使用64通道的SERF原子磁力计进行心脏磁场的测量；
步骤3、进行测定磁场的心磁信号处理；
步骤4、导出电流分布及电流分布的大小；
步骤5、在心脏模型上设定窦房结的坐标；
步骤6、推定P波的偶极子位置；
步骤7、使用窦房结的坐标和偶极子位置进行心脏模型的对位；
步骤8、导出扩展的心磁测量区域；
步骤9、导出步骤8中的扩展的心磁测量区域中的电流分布及电流分布的大小；
步骤10、把步骤4和步骤9导出的电流分布及电流分布的大小投影在心脏模型上，在计算机7的画面上显示投影结果；
步骤11、结束处理的流程。
如图8所示，说明上述步骤8和步骤9。图8表示心磁测量区域和被扩展的区域。当使用该方法确定心脏模型的位置时，有可能心脏模型不一定包括在心磁测量区域18中。此时，难以根据心脏磁场的测定值求出与从心磁测量区域18偏离的心脏模型部位对应的电流分布。因此，进行心磁测量区域18的扩展，使用样条插值法导出与扩展的第一区域19-1、扩展的第二区域19-2对应的电流分布。把与扩展的第一区域19-1、扩展的第二区域19-2对应的电流分布投影到不包含在心磁测量区域18中的心脏模型上。
如图9所示为电流分布及电流分布的大小在计算机7上的画面显示。在计算机7的画面上，使用一个SERF原子磁力计1测量的一个磁场波形的显示画面20、投影在心脏模型上的电流分布及电流分布的大小的显示画面21、及选择按钮22。
在选择按钮22上，配置心磁波形表示的按钮23、MR心脏图像选择的按钮24、三维心脏模型构建的按钮25、心磁逆问题计算的按钮26、电流分布表示的按钮27。
在磁场波形的显示画面20上，配置电流分布显示时刻线28。通过使电流分布显示时刻线28与磁场波形上的任意时刻一致，能够得到与该时刻对应的投影在心脏模型上的电流分布及电流分布的大小的显示画面21。
在图9的显示画面中，配置进行投影在心脏模型上的电流分布及电流分布的大小的显示画面21的视点方向的角度调整的下拉菜单29。通过改变下拉菜单29的视点方向的角度α和β，可以任意选择投影在心脏模型上的电流分布及电流分布的大小的显示画面21的视点方向。
还有选择磁场波形的显示画面20的磁场波形的强度显示范围的下拉菜单30、和与电流分布显示时刻线28对应的电流分布显示时刻的输入领域31。
关于视点方向的角度α和β，使用图10进行说明。图10是表示投影在心脏模型上的电流分布及电流分布的大小的显示画面21的视点方向的角度α和β的图。包括视点的坐标系32，心脏模型13的坐标系33。这里，将心脏模型13的中心点34沿z’轴投影到xy面上的点设为o”。另外，将经过o”点且与x轴平行的直线设为x”。此时，连接视点位置o和心脏模型13的中心点34的直线与xy面所成的角度设为β。另外，连接心脏模型13的中心点34和o”点的直线与x”所成的角度设为α。
本领域的技术人员容易理解，以上所述仅为本发明的较佳实施例而已，并不用以限制本发明，凡在本发明的精神和原则之内所作的任何修改、等同替换和改进等，均应包含在本发明的保护范围之内。
Claims (8)
1.一种心磁三维测量装置，其特征在于，包括SERF原子磁力计、传感器支架、移动平台、及受试者躺平的床、对SERF原子磁力计进行驱动的驱动电路、和对来自驱动电路的输出信号进行放大及滤波的放大滤波单元、对放大滤波单元的输出信号进行数字信号处理及对装置的各部分进行控制的计算机；在与人体胸部表面平行的位置上，配置若干个三维的SERF原子磁力计，测量与心脏磁场xy面垂直的z方向磁场成分、及与心脏磁场xy面平行的x方向磁场成分和y方向磁场成分，并对SERF原子磁力计的输出信号进行运算，及对运算结果进行显示；所述计算机的数字信号处理包括通过计算电流分布及电流分布的大小，把结果投影到由心脏二维图像重构的三维心脏模型上。
2.根据权利要求1所述的一种心磁三维测量装置，其特征在于，所述数字信号处理中，基于心磁信号在P波开始时刻推定一个电流源的大小、方向及位置。
3.根据权利要求1所述的一种心磁三维测量装置，其特征在于，所述数字信号处理中，基于心脏二维图像数据生成三维心脏模型数据。
4.根据权利要求1所述的一种心磁三维测量装置，其特征在于，所述数字信号处理中，为使窦房结的位置与电流源的推定位置的偏差最小，进行窦房结的位置与电流源的推定位置的对位。
5.根据权利要求1-4之一所述的一种心磁三维测量装置的三维成像方法，其特征在于，应用MRI装置进行心脏检测，MRI测量区域设置在受试者的胸部的正上方300mm×300mm的区域；沿着z轴以5mm的间隔在MRI测量区域移动，依次取得切片厚1mm的胸部的MR图像，并在MRI测量的坐标系中取得胸部的剑突的坐标；重构三维心脏模型，使用胸部的剑突的坐标，进行三维心脏模型的坐标与心脏磁场测量的坐标(xn，yn，zn)之间的变换；使用P波的偶极子推定部位和在三维心脏模型上设定的窦房结的坐标确定三维心脏模型的位置。
6.根据权利要求5的三维成像方法，其特征在于，使用P波的偶极子推定部位和在三维心脏模型上设定的窦房结的坐标确定三维心脏模型的位置包括：
所述P波的偶极子推定部位采用偶极子推定法实现，其归结于使式(1)中目标函数F为最小的最优化问题：
F(xd，yd，zd，θ，Q)＝Σ(Bt，i－QLi(xd，yd，zd，θ))2/Σ(Bt，i)2(1)
其中，Bt，i表示SERF原子磁力计测量的某一时刻t的磁感应强度，(xd，yd，zd)、θ和Q分别表示电流偶极子的位置坐标、方向和电偶极矩，Li表示由毕奥-萨伐尔定律式导出的系数，i＝1，2，…，64；分子和分母的Σ表示i＝1～64的求和；
然后，在三维心脏模型上设定窦房结的坐标(xs，ys，zs)；接着，使用P波的初始时刻的心脏磁场测量数据进行偶极子推定；由偶极子推定法导出的偶极子的坐标为(xd，yd，zd)；该偶极子的坐标(xd，yd，zd)与三维心脏模型的窦房结的坐标(xs，ys，zs)之差(Δx，Δy，Δz)由式(2)求出：
最后，使用式(2)从式(3)导出三维心脏模型的位置(x，y，z)：
7.根据权利要求6的三维成像方法，其特征在于，使用P波的偶极子推定部位和在三维心脏模型上设定的窦房结的坐标确定三维心脏模型的位置还包括：基于P波的偶极子推定部位进行三维心脏模型的对位。
8.根据权利要求7的三维成像方法，其特征在于，所述对位包括如下步骤：
步骤1、开始处理的流程；
步骤2、使用64通道的SERF原子磁力计进行心脏磁场的测量；
步骤3、进行测定磁场的心磁信号处理；
步骤4、导出电流分布及电流分布的大小；
步骤5、在三维心脏模型上设定窦房结的坐标；
步骤6、推定P波的偶极子位置；
步骤7、使用窦房结的坐标和偶极子位置进行三维心脏模型的对位；
步骤8、导出扩展的心磁测量区域；
步骤9、导出步骤8中的扩展的心磁测量区域中的电流分布及电流分布的大小；
步骤10、把步骤4和步骤9导出的电流分布及电流分布的大小投影在三维心脏模型上，在计算机的画面上显示投影结果；
步骤11、结束处理的流程。
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