專利名稱：一種基于極值差的心臟磁信號處理方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及一種磁信號處理方法，尤其是涉及一種基于極值差的心臟磁信號處理方法。
背景技術(shù)：
七十年代， D.Cohen等人在實驗室首次用超導(dǎo)量子干涉器(SQUID)測量到人體心臟磁場。1976年，心磁儀的開發(fā)者相繼提出了用心磁圖和偽電流密度圖(或箭頭圖，也稱之為Hosaka-Cohen變換)診斷心肌缺血的理論與方法。九十年代，美國CMI公司推出了用單磁偶極子算法診斷心肌缺血等心臟疾病的9通道心磁儀.2005年德國J.W.Park等人提出了用心磁儀的測量數(shù)據(jù)預(yù)測冠心病(CAD)的方法。2006年，德國W.Haberkorn等在偽電流密度圖的基礎(chǔ)上，提出了具有電生理意義的偽電流密度成像方法。同年，K.Tolstrup等也提出了一種快速磁成像檢測心肌缺血的方法。2007年，臺灣與韓國合作研究機(jī)構(gòu)提出了一種用心磁T波信號的二維傳播成像及面積比方法，并用來診斷心肌缺血等疾病。同年，日本提出了一種用心磁圖JT段積分值篩選冠心病的方法.A.Gapelyuk等也提出了一種用心臟磁場圖探測CAD的方法。這些診斷方法的靈敏度和特異性在60%-80%左右。近年來，隨著心臟磁場檢測技術(shù)的發(fā)展，心磁測量設(shè)備性能的不斷提高，無創(chuàng)診斷心臟疾病的方法也有了一定的進(jìn)步。2008年,P.V.Leeuwen等定量分析比較了三種無創(chuàng)診斷冠心病的方法。2010年，Kwon等和A.Gapelyuk等分別用心磁圖分類識別,用KL熵和剩余參數(shù)兩種方法的組合，將這些診斷方法的靈敏度和特異性提高到80%以上。人們希望通過相關(guān)理論的研究，不斷探索新的適合臨床應(yīng)用的，具有高靈敏度和特異性的，計算速度快的信號處理方法。在一種基于極值差的心臟磁信號處理新方法中，需要通過計算電生理參數(shù)JS作為中間結(jié)果，輔助判斷冠心病。

發(fā)明內(nèi)容
本發(fā)明的目的是提供一種新的基于極值差的可快速獲取電生理參數(shù)的心臟磁信號處理方法。本發(fā)明的目的可以通過以下技術(shù)方案來實現(xiàn):一種基于極值差的心臟磁信號處理方法，包括以下步驟:I) SQUID傳感器檢測心臟磁場垂直于胸腔平面的6X6陣列檢測點的磁感應(yīng)強度，并同步測量心電圖；2)根據(jù)心電圖截取心臟磁場的磁感應(yīng)強度在ST-T段的數(shù)據(jù)；3)對ST-T段內(nèi)每一時刻6X6陣列檢測點上的磁感應(yīng)強度進(jìn)行三次樣條插值處理，獲取高分辨率的等磁場線圖；4)根據(jù)等磁場線圖獲取極大值和極小值，該等磁場線圖中磁感應(yīng)強度的極大值點與極小值點的連線為D ；β _ β5)根據(jù)公式Μ =|,|Γ I)計算電生理參數(shù)Js，并生成Js曲線。所述的6X6陣列檢測點中相鄰檢測點的間距為4cm，整個磁場檢測平面大小為20X20cm。所述的ST-T段的截止時候為心電圖的T波峰處，ST-T段的起始時刻為所述T波峰向前1/3幅值處。所述的步驟3)中三次樣條插值后得到81X81點的等磁場線圖。與現(xiàn)有技術(shù)相比，本發(fā)明只需要利用SQUID傳感器檢測到的ST-T段內(nèi)的心臟磁場數(shù)據(jù)，根據(jù)等磁場線圖中的極大值和極小值，就可以快速計算出輔助心臟疾病診斷的電生理參數(shù)JS,并分析心臟電活動的功能。


圖1為本發(fā)明的流程圖；圖2為本發(fā)明6X6陣列檢測點的示意圖；圖3為心電圖中心電信號的ST-T段的曲線圖；圖4為與心電圖同步測量的心磁信號的ST-T段曲線圖；圖5為三次樣條插值后的等磁場線圖；圖6為磁場輪廓連線示意圖；圖7為正常人的ST-T段的電生理參數(shù)JS的曲線圖；圖8為冠心病人的ST-T段的電生理參數(shù)JS的曲線圖。
具體實施例方式下面結(jié)合附圖和具體實施例對本發(fā)明進(jìn)行詳細(xì)說明。實施例一種基于極值差的心臟磁信號處理方法，該方法的流程如圖1所示，包括以下步驟:步驟S1:同步測量心磁圖和心電圖，測量心磁信號時，受檢者仰臥，多通道SQUID傳感器陣列檢測受檢者胸腔表面如圖2所示的6X6陣列檢測點上的磁感應(yīng)強度，由于每個相鄰檢測點的間距為4cm，整個檢測平面大小為20X20cm。通過多通道SQUID傳感器陣列可以實時記錄垂直于人體胸腔平面Z方向上的磁感應(yīng)強度Bz。步驟S2:根據(jù)心電圖截取心磁信號在ST-T段的數(shù)據(jù)。以心電圖的T波峰值時刻作為對應(yīng)心磁數(shù)據(jù)ST-T段的截止時刻tmax，以T波峰值向前的1/3幅值處作為心磁數(shù)據(jù)ST-T段的起始時刻tmin，如圖3和圖4所示。步驟S3:對ST-T段內(nèi)每一時刻6X6陣列檢測點的磁感應(yīng)強度進(jìn)行三次樣條插值處理，以獲取分辨率較高的等磁場線圖，如圖5所示。在本實施例中，插值點為81X81。步驟S4:根據(jù)等磁場線圖獲取極大值和極小值。通過磁感應(yīng)強度的極大值點與極小值點的連線D，可以得到與磁場極大值和極小值有關(guān)的磁場輪廓線示意圖。如圖6所示。即通過圖5中連線D的平面切割等磁場線圖，可以得到如圖6所示的Bzm曲線。當(dāng)假設(shè)心臟磁場是由單個等效偶極子源產(chǎn)生時， 根據(jù)Biot-Savart定律，該磁場可以分為兩部分。其中一部分B00OO是由等效偶極子源在無窮大均勻介質(zhì)中產(chǎn)生的；另一部分Ie是由體積電流σ E產(chǎn)生的。在極值點處，由Z方向的測量值Bzmax，Bzmin可以計算得到B_。Bz^的大小表征了對應(yīng)時刻心臟中體積電流產(chǎn)生的磁感應(yīng)強度。Βζμ曲線表示了該體積電流產(chǎn)生的磁感應(yīng)強度的時變特性。步驟S5:根據(jù)等磁場線圖的極大值和極小值，和公式
權(quán)利要求
1.一種基于極值差的心臟磁信號處理方法，其特征在于，包括以下步驟: DSQUID傳感器檢測心臟磁場垂直于胸腔平面的6X6陣列檢測點的磁感應(yīng)強度，并同步測量心電圖； 2)根據(jù)心電圖截取心臟磁場的磁感應(yīng)強度在ST-T段的數(shù)據(jù)； 3)對ST-T段內(nèi)每一時刻6X6陣列檢測點上的磁感應(yīng)強度進(jìn)行三次樣條插值處理，獲取高分辨率的等磁場線圖； 4)根據(jù)等磁場線圖獲取極大值Bzmax和極小值Bzmin；5)根據(jù)公式
2.根據(jù)權(quán)利要求1所述的一種基于極值差的心臟磁信號處理方法，其特征在于，所述的6X6陣列檢測點中相鄰檢測點的間距為4cm。
3.根據(jù)權(quán)利要求1所述的一種基于極值差的心臟磁信號處理方法，其特征在于，所述的ST-T段的截止時刻為心電圖的T波峰處，ST-T段的起始時刻為所述T波峰向前1/3幅值處。
4.根據(jù)權(quán)利要求1所述的一種基于極值差的心臟磁信號處理方法，其特征在于，所述的步驟3)中三次樣條插值后得到81X81點的等磁場線圖。
全文摘要
本發(fā)明涉及一種基于極值差的心臟磁信號處理方法，其特征在于，包括以下步驟1)SQUID傳感器檢測心臟磁場垂直于胸腔平面的6×6陣列檢測點的磁感應(yīng)強度，并同步測量心電圖；2)根據(jù)心電圖截取心臟磁場的磁感應(yīng)強度在ST-T段的數(shù)據(jù)；3)對ST-T段內(nèi)每一時刻6×6陣列檢測點上的磁感應(yīng)強度進(jìn)行三次樣條插值處理，獲取高分辨率的等磁場線圖；4)根據(jù)等磁場線圖獲取極大值Bzmax和極小值Bzmin；5)根據(jù)公式計算電生理參數(shù)JS，并生成JS曲線。與現(xiàn)有技術(shù)相比，本發(fā)明只需要利用SQUID傳感器檢測到的ST-T段內(nèi)的心臟磁場數(shù)據(jù)的極大值和極小值，就可以快速計算出輔助心臟疾病臨床診斷的電生理參數(shù)，并分析心臟電活動的功能。
文檔編號A61B5/0452GK103142223SQ20111040416
公開日2013年6月12日 申請日期2011年12月7日 優(yōu)先權(quán)日2011年12月7日
發(fā)明者蔣式勤, 趙晨, 石明偉, 周大方, 顧嘉期 申請人:同濟(jì)大學(xué)