一种基于MCG和ECG融合的心脏结构成像系统及方法

摘要

本发明涉及一种基于MCG和ECG融合的心脏结构成像系统及方法，包括：磁屏蔽房、心电测量模块、心磁测量模块、数据同步及采集模块以及结构成像模块。该系统根据同步采集到的MCG(心磁信号)以及ECG(心电信号)，第一步，由心磁信号进行逆问题求解得到心脏源活动的位置和强度；第二步，根据预设的躯干‑心脏模型结构由第一步计算的心脏源活动进行正向计算，得出各心电电极位置的理论电势；第三步，将该理论电势同ECG实际采集的信号比较，通过不断修改第二步中的心脏内各部分结构大小，多次计算直至心电电极电势的理论值与实际值的差值小于设定值，此时心脏内各部分结构即为所得到的心脏结构成像结果。

权利要求

1.一种基于MCG和ECG融合的心脏结构成像系统，其特征在于，所述系统包括：磁屏蔽房、心电测量模块、心磁测量模块、数据同步及采集模块及结构成像模块；心电测量模块和心磁测量模块置于磁屏蔽房内，分别用于测量心电和心磁信号，采集到的信号输出到磁屏蔽房外的数据同步及采集模块，经采集得到的数字信号输入至结构成像模块，结构成像模块接收数据同步及采集模块输出的心电信号和心磁信号，对同步采集到的心电和心磁信号的每一时刻进行心脏结构成像；

所述心电测量模块包括心电电极和放大器，64个或更多个数的心电电极连接到放大器上，心电电极采集到的心电信号经放大器进行信号放大，由光纤输出到磁屏蔽房外的数据同步及采集模块；阵列式心电电极的电极材料使用氯化银材料，64个电极呈8*8阵列摆放；

放大器采用能与核磁兼容的放大器，放大器外壳进行磁屏蔽处理，使得放大器内电路不会在放大器外部产生磁噪声；

所述结构成像模块的成像过程如下：

第一步，分别输入心电信号和心磁信号，以及初始的躯干‑心脏模型结构；

第二步，对单一时刻的多通道心磁信号进行逆问题求解，得到心脏源活动位置及强度；

第三步，根据预设的躯干‑心脏模型结构由第二步中估计出的心脏源活动位置正向计算得到心电各电极位置的电势理论值；

第四步，将第三步中所述的电势理论值与心电设备采集到的实际信号比较，验证两者之间的差值是否小于预设值；

第五步，若得到的差值小于预设值，则认为所设的躯干‑心脏模型结构即为最终的成像结构；否则，修改躯干—心脏结构模型，返回第三步重新计算，直到满足差值小于预设值，此时得到心脏结构成像结果，并输出到显示屏上。

2.根据权利要求1所述的基于MCG和ECG融合的心脏结构成像系统，其特征在于：所述的心磁测量模块包括64个或更多个数的磁强计探头，磁强计探头用于测量体表法向和切向的心脏磁场，呈8*8阵列摆放，插入用于固定该磁强计探头的插板上，插板上有8*8个插槽。

3.根据权利要求1所述的基于MCG和ECG融合的心脏结构成像系统，其特征在于：所述数据同步及采集模块包括数据同步触发时钟和数据采集卡，数据同步触发时钟用于使心电测量模块和心磁测量模块输出的模拟信号在同一时钟下采集，在同步时钟下，心电信号和心磁信号被同步采样，采样后的信号输出到结构成像模块。

4.一种基于MCG和ECG融合的心脏结构成像方法，其特征在于，实现为：第一步，根据初始的躯干‑心脏的传导模型，分别采用有限元建立心电引导场ΦE(Vi，σi)，和心磁引导场MM(Vj，μj)，i＝1，2，...，n，j＝1，2，...，m，V表示有限体积元，σi表示Vi处电导率，μi表示Vj处磁导率；

第二步，根据心磁引导场MM(Vj，μj)搜索源空间，得到心脏源活动，求解方法如下式所示：

其中，YM为心磁测量模块测量得到的心磁阵列信号，MM为建立的心磁引导场简化写法，SM为求解的心脏源活动，G为心脏源空间，求解上式得到心脏源活动SM；

第三步，取阈值Q，不断更新躯干‑心脏的传导模型即心电引导场ΦE，重复第二步，使得心电测量模块测量的心电信号与心电各电极位置的电势理论值ΦESM差值小于等于阈值Q，如下式所示：

其中，YE为心电测量模块测量得到的心电信号，SM为上一步求解得到的心脏源活动，ΦE为更新的心电引导场；

最终，由ΦE(Vi，σi)给出心脏结构成像结果，以不同颜色表征不同心脏电导率区域。

说明书

一种基于MCG和ECG融合的心脏结构成像系统及方法

技术领域

[0001] 本发明涉及结构成像领域中的心脏结构成像技术，涉及一种基于MCG和ECG融合的心脏结构成像系统及方法。

背景技术

[0002] 心脏疾病如心肌病变、心脏肿瘤、先天性心脏病特别是复杂畸形、心脏瓣膜病等都需要借助心脏成像技术进行病情诊断及病因分析。目前的心脏成像技术主要有超声成像、
CT成像以及MRI成像。其中，CT成像辐射剂量较高，对人体有一定的危害；MRI成像不适用于
有心脏搭桥的患者。目前的心磁(MCG)和心电(ECG)测量设备可以探测电磁场信息，均用于
反映心脏的功能信息，其均具有超高的时间分辨率以及无创、响应快速的特点。心磁和心电
均是由心脏的源活动即心肌细胞的动作电位产生电磁场，经人体传导到人体表面而被记录
到，电导率在人体各部位差异较大，而磁导率变化不大，因此，心电在人体中的传导受电导
率的影响较大，而心磁的传导基本不受磁导率的影响，即人体对心磁来说是透明的，可以完
全传播。根据心脏源活动传导到体表具有不同畸变这一特点，使用MCG和ECG融合的系统对
心脏结构成像成为可能。

[0003] 因此，本发明基于MCG和ECG融合的心脏结构成像系统和方法克服CT成像辐射对人体有危害，MRI不适用于心脏搭桥患者的不足，以无害且适用于所有人群的特点成为新型的
心脏结构成像技术。

发明内容

[0004] 本发明技术解决问题：克服现有技术的不足，提出一种基于MCG和ECG融合的心脏结构成像系统及方法，其对人体无害，克服CT成像辐射对人体有害的缺点，适用于各种人
群，克服MRI不能适用于心脏搭桥患者的缺点，以高时间分辨率作为对现有心脏成像系统的
一个补充。

[0005] 本发明技术解决方案：一种基于MCG和ECG融合的心脏结构成像系统，主要包括：磁屏蔽房、心电测量模块、心磁测量模块、数据同步及采集模块以及结构成像模块。心电测量
模块和心磁测量模块置于磁屏蔽房内，分别用于测量心电和心磁信号，采集到的信号输出
到磁屏蔽房外的数据同步及采集模块，经采集得到的数字信号输入至结构成像模块，结构
成像模块接收数据同步及采集模块输出的心电信号和心磁信号，对同步采集到的心电和心
磁信号的每一时刻进行心脏结构成像。

[0006] 1)磁屏蔽房

[0007] 心电测量和心磁测量在磁屏蔽房中进行。由于地球磁场具有50‑60μT磁场，心磁的磁场在1‑100pT量级，因此心磁测量需要在磁屏蔽环境下进行。磁屏蔽房用于屏蔽地球环境
磁场，需要剩磁小于10nT。

[0008] 2)心电测量模块

[0009] 心电测量模块置于磁屏蔽房内，该模块包括心电电极和放大器。连接关系如下：64个或更多个数的心电电极连接到放大器上，心电电极采集到的心电信号经放大器进行信号
放大，由光纤输出到磁屏蔽房外的数据同步及采集模块。阵列式心电电极的电极材料使用
氯化银，氯化银材料不会对心磁测量设备产生磁干扰，64个电极呈8*8阵列摆放。放大器采
用的是可与核磁兼容的放大器，该放大器外壳进行磁屏蔽处理，使得放大器内电路不会在
放大器外部产生磁噪声。

[0010] 3)心磁测量模块

[0011] 心磁测量模块置于磁屏蔽房内，该模块包括64个或更多个数的磁强计探头。磁强计探头用于测量体表法向和切向的磁场，呈8*8阵列摆放，插入用于固定该磁强计探头的插
板上，插板上有8*8个插槽。磁强计探头测量的心磁信号输出到磁屏蔽房外的数据同步及采
集模块。

[0012] 4)数据同步及采集模块

[0013] 数据同步及采集模块包括数据同步触发时钟和数据采集卡。数据同步触发时钟用于使心电测量模块和心磁测量模块输出的模拟信号在同一时钟下采集，在该同步时钟下，
心电信号和心磁信号被同步采样，采样后的信号输出到结构成像模块。

[0014] 5)结构成像模块

[0015] 结构成像模块接收数据同步及采集模块输出的心电信号和心磁信号，对同步采集到的心电和心磁信号的每一时刻成像。结构成像模块的成像过程如下：第一步，分别输入心
电和心磁信号，以及初始的躯干‑心脏模型结构，心脏的电导率取0.0537‑0.483S/m，躯干的
电导率取0.216‑0.241S/m，心室内部的导电率取0.4‑1.0S/m。第二步，对单一时刻的64通道
的心磁信号进行逆问题求解，得到心脏源活动位置及强度；第三步，由于心电信号在人体不
同部位电导率不同，根据预设的躯干‑心脏模型结构由第一步中估计出的心脏源活动位置
正向计算得到心电各电极位置的电压理论值；第四步，将第三步中的心电正向计算估计的
理论值同心电设备采集到的实际信号比较，验证两者之间的差值是否小于预设值；第四步，
若第三步得到的差值小于预设值，则认为所假设的躯干‑心脏模型结构即为最终的成像结
构，否则，修改躯干—心脏结构模型，返回第三步计算。最终得到心脏结构成像结果，并输出
到显示屏上。

[0016] 本发明的基于MCG和ECG融合的心脏结构成像方法主要实现如下：

[0017] 第一步，根据初始的躯干‑心脏的传导模型，分别采用有限元建立心磁引导场ΦE(Vi，σi)，i＝1，2，...，n和心电引导场MM(Vj，μj)，j＝1，2，...，m，其中V表示该有限体积元，σi
表示Vi处电导率，μi表示Vj处磁导率。

[0018] 第二步，由于心磁磁导率随组织变化改变较小，认为其心磁引导场较准确，因此根据心磁引导场MM(Vj，μj)搜索源空间，求出心脏源活动，求解方法如下式所示：

[0019]

[0020] 其中，YM为心磁测量模块测量得到的心磁阵列信号，SM为求解的心脏源活动，G为心脏源空间，即心脏体积内。求解上式得到SM。

[0021] 第三步，取阈值Q，不断更新躯干‑心脏的传导模型即心电引导场ΦE，重复第二步，使得心电测量模块测量的心电信号与心电各电极位置的电压理论值ΦESM差值小于等于阈
值Q，如下式所示：

[0022]

[0023] 其中，YE为心电测量模块测量得到的心电信号，SM为上一步求解得到的心脏源活动，ΦE为更新的心电引导场。

[0024] 最终，由ΦE(Vi，σi)，i＝1，2，...，n给出心脏结构成像结果，以不同颜色表征不同心脏电导率区域。

[0025] 本发明提出的基于MCG和ECG融合的心脏结构成像系统相比其他结构成像系统所具有的优点是：

[0026] (1)相比于CT心脏成像技术，CT辐射剂量高，对人体有害，本发明可克服该缺点，对人体无任何副作用。

[0027] (2)相比于MRI心脏成像技术，MRI不适用于孕妇或者心脏搭桥的患者，基于MCG和ECG融合的心脏结构成像技术能适用于各种人群，包括孕妇、孩童等。

[0028] (3)相比于超声的心脏成像技术，本发明所述的结构成像技术不仅能够提供结构信息，还可以反映心脏的电活动、磁活动情况，以高时间分辨率对心脏的源活动情况进行分
析。

[0029] 总之，本发明首次提出根据功能性心磁和心电测量结果结合建模计算给出心脏结构成像图，从而直观反映心脏电导率变化等信息，未来可拓展应用于临床。

附图说明

[0030] 图1为基于MCG和ECG融合的心脏结构成像系统的系统结构图；

[0031] 图2为心电电极和心磁磁强计探头的布置示意图；

[0032] 图3为结构成像模块的成像流程图。

[0033] 图中：磁屏蔽房1、心电测量模块2、心磁测量模块3、数据同步及采集模块4、结构成像模块5，心电电极6、心磁磁强计探头7。

具体实施方式

[0034] 下面结合附图及实施例对本发明进行详细说明。

[0035] 如图1所示，给出了基于MCG和ECG融合的心脏结构成像系统，该系统主要包括：磁屏蔽房1、心电测量模块2、心磁测量模块3、数据同步及采集模块4以及结构成像模块5。心电
测量模块2和心磁测量模块3置于磁屏蔽房1内，分别用于测量心电和心磁信号，采集到的信
号输出到磁屏蔽房1外的数据同步及采集模块4，经采集得到的数字信号输入结构成像模块
5进行心脏结构成像。

[0036] (1)磁屏蔽房1

[0037] 心电测量和心磁测量在磁屏蔽房1中进行。由于地球磁场具有50‑60μT磁场，心磁的磁场在1‑100pT量级，因此心磁测量需要在磁屏蔽环境下进行。磁屏蔽房1用于屏蔽地球
环境磁场，需要剩磁小于10nT。

[0038] (2)心电测量模块2

[0039] 心电测量模块2置于磁屏蔽房1内，该模块包括心电电极6和放大器。心电测量模块2中各部分连接关系如下：64个或更多个数的心电电极6连接到放大器上，心电电极6采集到
的心电信号经放大器进行信号放大，由光纤输出到磁屏蔽房1外的数据同步及采集模块4。
放大器采用的是可与核磁兼容的放大器，该放大器外壳进行磁屏蔽处理，使得放大器内电
路不会在放大器外部产生磁噪声。阵列式心电电极布置如图2所示，心电电极6的电极材料
使用氯化银，氯化银材料不会对心磁测量设备产生磁干扰，64个电极1呈8*8阵列摆放。

[0040] (3)心磁测量模块3

[0041] 心磁测量模块3置于磁屏蔽房1内，该模块包括64个或更多个数的心磁磁强计探头7。心磁磁强计探头7用于测量体表法向和切向的磁场，呈8*8阵列摆放，插入用于固定该磁
强计探头的插板上，插板上有8*8个插槽，磁强计探头阵列的布置如图2所示。心磁磁强计探
头7测量的心磁信号输出到磁屏蔽房1外的数据同步及采集模块4。

[0042] (4)数据同步及采集模块4

[0043] 数据同步及采集模块4包括数据同步触发时钟和数据采集卡。数据同步触发时钟用于使心电测量模块2和心磁测量模块3输出的模拟信号在同一时钟下采集，在该同步时钟
下，心电信号和心磁信号被同步采样，采样后的信号输出到结构成像模块5。

[0044] (5)结构成像模块5

[0045] 结构成像模块5接收数据同步及采集模块4输出的心电信号和心磁信号，对同步采集到的心电和心磁信号的每一时刻成像。结构成像模块的成像过程如下：

[0046] 第一步，分别输入心电信号和心磁信号，以及初始的躯干‑心脏模型结构，心脏的电导率取0.0537‑0.483S/m，躯干的电导率取0.216‑0.241S/m，心室内部的导电率取0.4‑
1.0S/m。根据初始的躯干‑心脏的传导模型，分别采用有限元建立心磁引导场ΦE(Vi，σi)，i
＝1，2，...，n和心电引导场MM(Vj，μj)，j＝1，2，...，m，其中V表示该有限体积元，σi表示Vi处
电导率，μi表示Vj处磁导率。

[0047] 第二步，对单一时刻的64通道的心磁信号进行逆问题求解，得到心脏源活动位置及强度。由于心磁磁导率随组织变化改变较小，认为其心磁引导场较准确，因此因此根据心
磁引导场MM(Vj，μj)搜索源空间，求解心脏源活动，求解方法如下式所示：

[0048]

[0049] 其中，YM为心磁测量模块测量得到的心磁阵列信号，MM为建立的心磁引导场简化写法，SM为求解的心脏源活动，G为心脏源空间，求解上式得到心脏源活动SM。

[0050] 第三步，由于心电信号在人体不同部位电导率不同，根据预设的躯干‑心脏模型结构由第一步中估计出的心脏源活动位置正向计算得到心电各电极位置的电压理论值ΦESM。

[0051] 第四步，将第三步中的心电正向计算得到的各电极位置的电压理论值同心电设备采集到的实际信号比较，验证两者之间的差值是否小于等于预设值。取阈值Q，不断更新躯
干‑心脏的传导模型即心电引导场ΦE，重复第三步，使得下式成立：

[0052]

[0053] 其中，YE为心电测量模块测量得到的心电信号，SM为上一步求解得到的心脏源活动，ΦE为更新的心电引导场。

[0054] 第五步，若第四步得到的差值小于预设值，则认为所假设的躯干‑心脏模型结构即为最终的成像结构；否则，修改躯干—心脏结构模型，返回第三步计算。经计算迭代后，最终
由ΦE(Vi，σi)，i＝1，2，...，n给出心脏结构成像结果，以不同颜色表征不同心脏电导率区
域，并输出到显示屏上。

[0055] 本发明说明书中未作详细描述的内容属于本领域专业技术人员公知的现有技术。