医用磁强计
阅读：503发布：2023-01-20
专利汇可以提供医用磁强计专利检索，专利查询，专利分析的服务。并且医疗 磁强计 (10)包含检测像心脏那样的对象身体的区域的时变 磁场 的一个或多个感应线圈(2)。每个线圈具有4到7cm的最大外径，以及使线圈的长度与它的外径之比至少0.5、和线圈的内径与它的外径之比是0.5或更小的配置。每个感应线圈(2)与各自检测 电路 耦合，该检测电路包含低阻抗 放大器 (3)、低通 滤波器 (5)、除去线路噪声的陷波滤波器(6)、和求平均元件(7)。每个检测电路产生用于分析对象身体的该区域的时变磁场的输出 信号 (9)。，下面是医用磁强计专利的具体信息内容。
1.一种医用磁强计系统，包含：
检测时变磁场的一个或多个感应线圈，每个线圈具有4到7cm的最大外径，以及使线圈的长度与它的外径之比至少是0.5、和线圈的内径与它的外径之比是0.5或更小的配置；以及
与每个线圈耦合的检测电路，其被配置成将通过时变磁场在线圈中生成的电流或电压转换成用于分析时变磁场的输出信号。
2.如权利要求1所述的磁强计系统，包含以二维阵列排列的多个感应线圈。
3.如前面权利要求的任何一项所述的磁强计系统，其中每个线圈的内径与它的外径之比在0.3：1到0.5：1的范围内，以及每个线圈的长度与它的外径之比在0.5：1到0.8：1的范围内。
4.如前面权利要求的任何一项所述的磁强计系统，其中每个线圈的内径与它的外径之比大致是0.425：1，以及每个线圈的长度与它的外径之比大致是0.69：1。
5.如前面权利要求的任何一项所述的磁强计系统，其中每个线圈的绕圈的数量是
1000到8000个，以及每个线圈的绕圈密度在0.5到1的范围内。
6.如前面权利要求的任何一项所述的磁强计系统，其中每个检测电路包含与线圈的两端连接的低阻抗放大器。
7.如权利要求6所述的磁强计系统，其中一个或几个线圈和一个或几个检测电路的一个或几个各自低阻抗放大器被一起安排在传感器头部中，然后通过一条或几条导线将该传感器头部与一个或几个检测电路的其余部件连接，以便使该传感器头部在使用时与该检测电路的其余部分隔开。
8.如前面权利要求的任何一项所述的磁强计系统，其中该系统使用多个感应线圈，该线圈的一个或多个要被用于检测背景磁场，而不是感兴趣的磁场。
9.一种分析对象心脏的磁场的心脏磁强计系统，包含如前面权利要求的任何一项所述的磁强计系统。
10.一种用于检测对象身体的区域的时变磁场的线圈，该线圈包含：
感应线圈，其具有4到7cm的最大外径，以及使线圈的长度与它的外径之比至少是0.5、和线圈的内径与它的外径之比是0.5或更小的配置。
11.一种分析对象身体的一个区域的磁场的方法，该方法包含：
使用一个或多个感应线圈检测对象身体的一个区域的时变磁场，每个线圈具有4到
7cm的最大外径，以及使线圈的长度与它的外径之比至少是0.5、和线圈的内径与它的外径之比是0.5或更小的配置；
使用与该一个或几个线圈耦合的一个或几个检测电路将通过对象身体的该区域的时变磁场在每个线圈中生成的电流或电压转换成该线圈的各自输出信号；以及使用来自一个或几个线圈的一个或几个输出信号分析对象身体的该区域生成的磁场。
12.如权利要求11所述的方法，包含在无磁屏蔽环境中使用感应线圈检测对象身体的区域的磁场。
13.如权利要求11或12所述的方法，包含使用背景噪声相减来处理背景磁场的存在。
14.如权利要求11到13的任何一项所述的方法，包含：
使用多个感应线圈的阵列检测对象身体的区域的时变磁场；以及进一步包含：
使用该阵列的一个或多个线圈检测背景磁场，以及使用该阵列的其它线圈检测感兴趣的磁场。
15.如权利要求11到14的任何一项所述的方法，进一步包含在提供输出信号加以分析之前，从每个线圈的输出信号中除去线路频率噪声。
16.如权利要求11到15的任何一项所述的方法，其中被分析磁场的对象身体的该区域包含如下之一：膀胱、心脏、头部、大脑、子宫或胎儿。
17.一种分析对象心脏的磁场的方法，该方法包含：
使用如权利要求11到16的任何一项所述的方法分析对象心脏的时变磁场。
18.如权利要求1到10的任何一项所述的磁强计系统用于分析对象身体的区域生成的磁场的用途。
19.一种基本上如本文参考任一附图所述的磁强计系统。
20.一种基本上如本文参考任一附图所述的用于检测对象身体的区域的时变磁场的线圈。
21.一种基本上如本文参考任一附图所述的分析对象身体的区域的磁场的方法。
医用磁强计
技术领域
[0001] 本发明涉及像用作心脏磁强计那样的医用磁强计。
背景技术
[0003] 众所周知，例如，心脏的磁场的测量可以，例如，为诊断目的提供有用信息。例如，心脏的磁场包含未包含在ECG(心电图)中的信息因此，心磁图扫描可以提供与传统ECG不同和另外的诊断信息。
[0005] 但是，SQUID磁强计工作起来非常昂贵，因为它们需要低温冷却。它们的相关装置和真空室也是几个庞大装备。这限制了可用在医疗环境中的SQUID磁强计的适用性，例如，由于成本和便携性方面的考虑。
[0006] 磁强计的另一种已知形式是感应线圈磁强计。感应线圈磁强计超过SQUID磁强计的优点在于不需要低温冷却，它们相对较便宜并易于制造，它们可以得到范围宽广的应用，以及它们没有DC灵敏度。
[0007] 但是，感应线圈磁强计不适用于心磁图测量。这是因为心磁图测量需要弱磁场(
[0008] 例如，当希望设计极灵敏感应线圈磁力时，传统的做法尽量使线圈的电感最大。布鲁克斯(Brooks)线圈(定义在，例如，如下文献中：Grover,F.W.；Inductance calculations,working formulas and tables；1946:D.Van Nostrand)是对于给定长度的导线使电感最大的感应线圈的众所周知设计。布鲁克斯线圈认识到并告诉人们，利用具有正方形的边长等于圈心的半径的正方形绕圈横截面的线圈将获得感应的最佳值。图1例示了这种情况，并示出了布鲁克斯线圈的配置：正方形绕圈横截面具有直径(边长)a，以及圈心半径也是a。但是，具有心磁图测量所需的灵敏度的这种配置的线圈然后将具有太大，无法提供心磁图测量所需的空间分辨率的直径。
[0009] 因此，尽管它们具有超过SQUID传感器的明显优点，但该文献目前告诉人们避免将感应线圈磁强计用于心磁图测量，因为不相信在仍然实现医疗上可用的足够空间分辨率的同时可以实现足够灵敏的感应线圈磁强计。
[0010] 因此，本申请人相信，仍然有为医疗用途，尤其为心磁成像设计和使用磁强计的改进余地。尤其，可以成像像心脏的磁场那样人体的磁场的小型、便携式和相对便宜设备将提供超过现有医疗和心脏磁强计设计的许多显著优点。
发明内容
[0011] 按照本发明的第一方面，提供了一种医用磁强计系统，包含：
[0012] 检测时变磁场的一个或多个感应线圈，每个线圈具有4到7cm的最大外径，以及使线圈的长度与它的外径之比至少是0.5、和线圈的内径与它的外径之比是0.5或更小的配置；以及
[0014] 按照本发明的第二方面，提供了一种分析对象身体的区域的磁场的方法，该方法包含：
[0015] 使用一个或多个感应线圈检测对象身体的区域的时变磁场，每个线圈具有4到7cm的最大外径，以及使线圈的长度与它的外径之比至少是0.5、和线圈的内径与它的外径之比是0.5或更小的配置；
[0016] 将通过对象身体的该区域的时变磁场在每个线圈中生成的电流或电压转换成输出信号；以及
[0017] 使用来自一个或几个线圈的一个或几个输出信号分析对象身体的该区域生成的磁场。
[0018] 按照本发明的第三方面，提供了一种用于检测对象身体的区域的时变磁场的线圈，该线圈包含：
[0019] 具有4到7cm的最大外径，以及使线圈的长度与它的外径之比至少是0.5、和线圈的内径与它的外径之比是0.5或更小的配置的感应线圈。
[0020] 本发明提供了检测和分析像对象身体的区域(例如，对象的心脏)的磁场那样，医疗上有用的磁场的方法和装置。但是，与现有医疗(例如，心脏)磁强计设计相反，本发明使用特定配置的一个或几个感应线圈(即，两端与放大器连接的线圈)来检测对象(例如，对象的心脏)的磁场。如下面进一步所讨论，本申请人已经发现，具有本发明的特定配置的感应线圈可以用于提供可以是便携式的、相对较便宜的、可用在室温上的和无需磁屏蔽的，但仍然可以提供医疗上有用的足够灵敏度、精度和分辨率的医疗磁强计。
[0021] 本发明的感应线圈的配置提供了许多优点。首先，通过将线圈的外径限制成7cm或更小，提供了具有可以达到适合医疗磁强计(尤其适合心磁图测量)的空间分辨率的总尺寸的线圈。
[0022] 有效地将线圈的长度与它的外径之比设置为至少是0.5意味着与例如布鲁克斯线圈配置相比，该线圈对于它的宽度来说相对较长(对于布鲁克斯线圈，这个比率是0.25)。类似地，有效地将线圈的内径与它的外径之比设置成0.5或更小与例如布鲁克斯线圈配置相比，对于给定外径增加了绕圈的数量(对于布鲁克斯线圈，这个比率是0.5)。
[0023] 本申请人首先发现感应线圈配置的这两个要求的组合使本发明的线圈对沿着线圈的轴向的磁场分量相对更灵敏。这提供了两个好处。首先，导致对于给定轴向磁分量来自线圈的输出电压较高。其次，有助于线圈的空间分辨率，因为当把线圈放在对象的身体上面(例如，在对象的胸部上面)时，线圈对通过线圈的中心垂直延伸的分量相对较灵敏，因此可以提供定向拾取。更进一步，本申请人已经认识到，特别感兴趣检测的就是对象身体的区域(例如，对象的心脏)生成的磁场的垂直分量。
[0024] 因此，对于感兴趣的磁场分量，本发明的线圈配置可以使线圈生成的输出电压增加。此外，本申请人已经发现，这可以不负面影响(的确甚至可以降低)信噪比地实现。
[0025] 的确，本申请人已经发现，本发明的线圈设计对于与具有相同外径的布鲁克斯线圈相当的给定轴向磁分量可以使输出电压增加到3倍以及将信噪比降低2倍。
[0026] 尽管这些增益从它们的表面上可能看起来相对较小，但本申请人已经发现，它们可以显著地影响线圈对医疗磁强计，例如，对心磁图测量的可用性(或相反)。例如，将信噪比降低2倍将给定分析所需的数据收集时间缩短4倍(例如，从2个小时缩短到30分钟)。类似地，使线圈的输出电压增加到3倍对于相同信号输出可以将所需的数据收集时间缩短
9倍(这是因为当信号大小在数字化步长的数量级内时，数字化误差随较小信号而增大)。
因此，用在本发明中的线圈配置提供的增益的总影响在数据收集(扫描)时间方面可以是
36倍。这可以使拥有或没有医疗上有用(和可用)磁强计大为不同。
9倍(这是因为当信号大小在数字化步长的数量级内时，数字化误差随较小信号而增大)。
因此，用在本发明中的线圈配置提供的增益的总影响在数据收集(扫描)时间方面可以是
36倍。这可以使拥有或没有医疗上有用(和可用)磁强计大为不同。
[0027] 于是，本申请人已经发现，本发明的线圈设计可以提供对于像心磁图测量那样的医疗磁强计量可以表现得足够好，但没有与布鲁克斯线圈(或，的确，SQUID磁强计)相联系的缺点的感应线圈磁强计。
[0028] 这里应该注意到，本申请人不是通过遵循试图优化线圈的电感以便优化信号检测强度的传统做法(导致布鲁克斯线圈配置)实现这一点，而是设法在使信噪比最小的同时，以及在仍然在适合像心磁图测量那样的医疗磁强计量的总尺寸约束内的同时优化线圈生成的输出电压。这导致显著偏离输送最佳电感的设计的线圈配置，本申请人还已经发现，他们的线圈设计将提供医疗上有用的磁强计，而满足相同总尺寸的布鲁克斯线圈(即，配置成对于给定线长使电感最大的线圈)则没有。
[0029] 本发明的磁强计系统可以用作检测对象(人(或动物)身体)产生的任何所希望磁场的系统和探针。尤其适用于希望以等于线圈直线的一半的2-3.5cm的空间分辨率探测和测量相对较小磁场的应用。优选的是用于检测(和分析)像他们的膀胱、心脏、头部或大脑、子宫或胎儿那样的对象身体的区域(或产生)的时变磁场。因此，可以用于，以及优选地用于检测与膀胱、怀孕、大脑、或心脏有关的磁场。在一个优选实施例中，该磁强计用于如下的一种或多种(以及为如下的一种或多种而配置)：心磁图测量、脑磁图测量、膀胱状况(例如，膀胱过度活动症)的分析和检测、胎儿异常的分析和检测、和早产的分析和检测。
[0030] 在一个特别优选实施例中，该磁强计用作心脏磁强计以及用于检测和分析对象心脏的磁场。
[0031] 因此，按照本发明的另一个方面，提供了一种分析对象心脏的磁场的心脏磁强计系统，其包含：
[0032] 检测对象心脏的时变磁场的一个或多个感应线圈，每个线圈具有4到7cm的最大外径，以及使线圈的长度与它的外径之比至少0.5、和线圈的内径与它的外径之比是0.5或更小的配置；以及
[0033] 与每个线圈耦合的检测电路，其被配置成将通过对象心脏的时变磁场在线圈中生成的电流或电压转换成用于分析对象心脏生成的磁场的输出信号。
[0034] 按照本发明的另一个方面，提供了一种分析对象心脏的磁场的方法，该方法包含：
[0035] 使用一个或多个感应线圈检测对象心脏的时变磁场，每个线圈具有4到7cm的最大外径，以及使线圈的长度与它的外径之比至少0.5、和线圈的内径与它的外径之比是0.5或更小的配置；
[0036] 将通过对象心脏的时变磁场在每个线圈中生成的电流或电压转换成输出信号；以及
[0037] 使用来自一个或几个线圈的一个或几个输出信号分析对象心脏生成的磁场。
[0038] 按照本发明的另一个方面，提供了一种用于检测对象心脏的时变磁场的线圈，该线圈包含：
[0039] 具有4到7cm的最大外径，以及使线圈的长度与它的外径之比至少0.5、和线圈的内径与它的外径之比是0.5或更小的配置的感应线圈。
[0040] 如本领域的普通技术人员所懂得，本发明的这些方面可以和优选地适当包括本文所述的发明的任何一个或多个或所有优选和可选特征。
[0041] 本发明的磁强计系统可以包含单个线圈。在这种情况下，如在本领域中所知，在使用时在对象(例如，对象的胸部)上面移动该线圈以便从不同位置中获取读数。
[0042] 但是，在一个优选实施例中，该系统包含多个线圈，例如，以及优选地，7-19个线圈，更优选地，16-19个线圈。
[0043] 在该系统包含多个线圈的情况下，优选的是以二维阵列排列一些或所有线圈。该线圈阵列优选的是被配置成当适当放置在对象(例如，对象的胸部)上面时，该线圈阵列可以无需进一步在对象上面移动该阵列地从一组适当采样位置中获取读数。该阵列要不然可以具有像规则或不规则阵列、长方形或圆形阵列(例如，由同心圆形成)等那样的任何所希望配置。
[0044] 也可以具有线圈的三维排列。在这种情况下，优选的是具有一层在另一层上面的多层，例如，双层阵列，每一层被排列成如上面针对二维阵列排列所讨论的阵列。
[0045] 每个线圈优选地含有像空气圈芯那样的不可磁致激活圈芯(即，围绕不可磁致激活圈芯绕着线圈绕圈)。这有助于在使用时降低噪声。但是，如果需要的话，也可以使用像铁氧体或其它磁性材料那样的可磁致激活的线圈。
[0046] 每个线圈具有4-7cm的最大外径。这有助于使用16到19个采样位置(检测通道)生成图像的医疗上可应用诊断(如上所讨论，以及如本领域的普通技术人员所懂得，每个采样位置的数据可以，例如，使用线圈的阵列，或使用围绕胸部移动以便收集数据的单个(或几个)线圈收集)。在一个优选实施例中，使用7cm直径的线圈。
[0048] 该或每个线圈优选地对1-150pT范围中的磁场灵敏。该线圈无需在fT范围中灵敏。本申请人已经发现，与本领域中心脏磁强计需要在fT范围中具有灵敏度的信念相反，事实上，pT灵敏性对于心脏(和其它医疗上有用)磁场测量足够了。
[0049] 如上所讨论，在本发明中仔细选择线圈的外径D、线圈的内径Di、和线圈的长度l。
[0050] 在一个优选实施例中，线圈的内径与它的外径之比Di：D小于0.5：1。在一个特别优选实施例中，线圈的内径与它的外径之比Di：D还大于等于0.3：1。因此，线圈的内径与它的外径之比Di：D优选的是在0.3：1到0.5：1的范围内，更优选的是0.3：1到<0.5：1。最优选的是，大致是0.425：1。已经发现这些线圈配置对于感兴趣的测量给出最低噪声因数。
[0051] 线圈的长度与它的外径之比l：D应该是0.5：1或更小。优选的是不大于一(1：1)，更优选的是在0.5：1到0.8：1的范围内，最优选的是大致是0.69：1。已经发现这些配置优化测量磁场的轴向分量(沿着线圈的轴向的分量)的线圈结构。
[0052] 因此，在一个特别优选实施例中，该或每个线圈具有如下配置：
[0053] 4cm≤D≤7cm
[0054] 以及
[0055]
[0056] 其中：
[0057] D是线圈的外径；
[0058] l是线圈的长度；以及
[0059] Di是线圈的内径。
[0060] 外径D影响信号噪声本底。较大的外径D给出较低的噪声本底。在4cm≤D≤7cm范围内的外径D(其它参数如上设置)给出0.8pT到0.2pT之间的噪声本底。
[0061] 线圈上的匝数由导线半径和线圈长度l决定。导线半径可以按所需选择以便决定输出电压：较小的导线半径将增加电压输出，但以增加线圈电阻为代价。优选的导线半径是0.2mm到1mm，更优选的是0.5mm。任何适当导体都可以用于该导线。
[0062] 该或每个线圈的绕圈的优选数量是1000到8000个，更优选的是2000个。绕圈密度(绕圈的横截面积与导线的横截面积之比)优选的是在0.5到1的范围内，最优选的是1。这里应该注意到，这样的绕圈密度与较低的绕圈密度是优选(因为它们应该导致较低的噪声本底)的假设相反。本申请人已经认识到，降低绕圈密度会降低来自线圈的信号的强度，事实上，保持较高的信号强度较有利，即使以较高的噪声本底为代价。
[0063] 线圈与之耦合以及用于检测来自线圈的输出的检测电路如上所述，应该从由磁场在线圈中感生的电压和/或电流中生成适合分析的输出信号。可以使用可以这样做的任何适当检测电路和安排。优选的是，该检测电路将由磁场在线圈中生成的电压或电流转换成数字信号以便加以后处理和求平均。
[0064] 在该系统包括多个线圈的情况下，每个线圈优选的是含有它自己的、分别的和分开的检测电路(即，存在与线圈一样多的检测电路)。然后可以在后处理中按所需组合来自检测电路的输出信号。
[0065] 在一个优选实施例中，每个检测电路以电压或电流感测模式，优选的是使用低噪声放大器工作(换句话说，检测和测量通过时变磁场在线圈的两端生成的信号)。
[0067] 优选的是，将检测电路产生的电压数字化以便加以后处理、噪声降低和信号恢复。在检测装置中(实际上)尽可能早地将输出电压数字化对于限制放大器噪声来说是优选的。
[0068] 在一个优选实施例中，采取一个或多个步骤来消除和/或补偿可能存在的任何背景磁场干扰。可以使用任何合适的这样的技术，但这里应该注意到，本发明无需使用磁屏蔽环境(以及的确，对屏蔽环境不必要的认识是本发明的发明构思的一部分，并且是本发明的重要优点)。
[0069] 在一个特别优选实施例中，从输出信号中除去干线(线路)频率(在英国，50Hz)，优选的是通过将像陷波滤波器那样的适当滤波器，优选的是陷波滤波器用在输出信号上。本申请人已经发现，使用调到该线路频率的滤波器足以从输出信号中消除大部分噪声。在一个优选实施例中，另外使用具有适当截止频率(例如，在线路频率是50Hz的情况下，
40Hz)的低通滤波器(尝试)除去任何剩余高频噪声。
40Hz)的低通滤波器(尝试)除去任何剩余高频噪声。
[0070] 本申请人已经发现，尤其当除去线路频率噪声时，可以无需，例如，磁屏蔽或密配梯度计线圈获得适当输出信号。
[0071] 因此，在一个特别优选实施例中，本发明的方法进一步包含从输出信号中除去干线(线路)频率，优选的是通过将适当滤波器，优选的是陷波滤波器应用于输出信号。最优选的是，也低通滤波用于分析的输出信号，以便尝试除去任何剩余高频噪声。
[0072] 类似地，本发明的磁强计系统的该或每个检测电路优选地进一步包含设置成作用在来自线圈的输出信号上的干线(线路)频率、最优选的是与作用在干线(线路)频率滤波器的输出信号上的进一步低通滤波器一起、像陷波滤波器那样的适当滤波器，优选的是陷波滤波器。
[0073] 在一个优选实施例中，该(或每个)检测电路包含与该线圈的两端连接的低阻抗放大器，然后将该放大器与，例如，具有250Hz的截止频率的低通滤波器、除去线路噪声(例如，50Hz)的陷波滤波器、和求平均元件(可以在心脏磁强计量情况下触发，例如，通过，例如，经由Pulse-Ox或ECG与心跳相关联的生物信号)连接。该检测电路可以与适当信号分析单元耦合，以便分析和信号处理该检测单元产生的输出信号。
[0074] 在一个优选实施例中，该线圈和该检测电路被安排成将该线圈和该检测电路的放大器(与该线圈耦合)一起安排在传感器头部或探针中，然后通过导线将该传感器头部或探针与该检测电路的其余组件连接，使该传感器头部(探针)在使用时与该检测电路的其余部分隔开。
[0075] 如果需要的话，可以使用尝试消除或补偿背景噪声的影响的其它或进一步技术。一种优选的适当的这样的技术是使用只拾取背景场线圈(即，对对象的其它场不灵敏的线圈，优选的是结合适当线圈匹配(有源或无源)的背景场相减。只拾取背景场线圈应该被配置成，以及优选的是被配置成与用于检测“想要”信号(感兴趣的信号)和与相应检测电路耦合的线圈相同。
[0076] 因此，在一个优选实施例中，本发明的装置和方法使用优选的是利用线圈匹配的背景噪声拾取相减，以便尝试处理(和补偿)背景磁场的存在。
[0077] 在这种情况下，在系统使用多个线圈的情况下，将一个或多个线圈用于背景拾取线圈(即，检测背景磁场，而不是对象心脏的磁场)。在这种情况下，在存在线圈阵列的情况下，将一个或多个外线圈(例如)用于检测背景磁场，和/或如果配备了两个或更多个层的线圈阵列，则将一个层(例如，一个层中的某些线圈)用于检测背景磁场。因此，在一个优选实施例中，该系统包含多个线圈的阵列，将一个或多个线圈用于检测背景磁场，而将其余线圈用于检测感兴趣的磁场(例如，对象心脏的磁场)。
[0078] 在一个优选实施例中，通过使用两个线圈并将全局块加入两个线圈中，然后将差分信号和反馈的锁定放大率应用于控制线圈之一的增益的放大器来实现线圈输出信号匹配。这有助于无需精确制造线圈(可能非常困难和昂贵)地进行线圈的精确匹配。全局调制场的频率优选的是显著高于医疗检测所需的频率(10-60Hz)，以便在医疗检测所需的频率上面宽裕地移动用于锁定检测的频率。在一个优选实施例中，该全局调制场具有至少1kHz的频率。
[0079] 使用这样全局调制场线圈匹配技术的进一步优点在于，然后可以用于减去不仅仅是干线(线路)噪声的所有全局干扰(噪声)场。
[0080] 应该注意到，本申请人已经发现，可以不使用梯度或背景噪声相减(或补偿背景噪声的任何等效过程)地利用本发明实现心跳尺度灵敏度，但使用梯度或背景噪声相减(或等效过程)使有用信号更迅速地产生出来。
[0081] 来自磁强计(来自每个检测单元)的输出信号可以以任何适当和所希望方式处理。优选的是，让信号经受适当信号处理，例如，以便生成磁场的假彩色图像。
[0082] 在一个特别优选实施例中，对多次心跳上的信号求平均，以提供用于任何随后分析和诊断的输出信号(本申请人已经发现，对单次心跳的灵敏度是不必要的，因为尽管心率在一段短时间内起伏很大，则每个脉冲的实际形状非常相似)。
[0083] 优选的是，保持高数据收集速度，以及将信号后处理用于生成所需信号，而不是使用像延缓检测电路的响应时间那样的解决方案来产生有效信号。
[0084] 在一个特别优选实施例中，将来自每个感应线圈的模拟信号数字化，并分类成适当数字信号区间(以及优选的是，然后在多次心跳上求平均)。
[0085] 来自测试对象的ECG或Pulse-Ox触发可以用作信号获取过程的检测触发，但这不是绝对必要的。
[0086] 本发明的系统和方法可以按所需用于分析，例如，对象心脏的磁场。优选的是，采取适当测量来生成心脏(或感兴趣的其它身体区域)的适当磁扫描图像，然后，例如，可以将该图像与参考图像相比较以便作出诊断。本发明可以用于执行将心脏的磁场成像的任何已知和适当过程。
[0087] 优选的是，检测16到19个采样位置(检测通道)，以便生成所希望扫描图像。
[0088] 本发明相应地推广到将本发明的磁强计用于分析，和优选的是用于成像对象心脏(或其它身体区域)生成的磁场，以及分析，和优选的是成像对象心脏(或其它身体区域)生成的磁场的方法包含使用本发明的方法或系统分析，和优选的是成像对象心脏(或身体的其它区域)生成的磁场。该分析，和优选的是生成的图像被优选地用于像心脏等的异常那样的医疗状况的诊断(或诊断像心脏等的异常那样的医疗状况)。
[0089] 因此，按照本发明的另一个方面，提供一种诊断医疗状况的方法，其包含：
[0090] 使用一个或多个感应线圈检测对象身体的区域的时变磁场，每个线圈具有4到7cm的最大外径，以及使线圈的长度与它的外径之比至少0.5、和线圈的内径与它的外径之比是0.5或更小的配置；
[0091] 使用与一个或几个线圈耦合的检测电路将通过对象身体的该区域的时变磁场在每个线圈中生成的电流或电压转换成线圈的各自输出信号；
[0092] 使用来自一个或几个线圈的输出信号分析对象身体的该区域生成的磁场；以及[0093] 使用对象身体的该区域生成的磁场的分析结果诊断所述医疗状况。
[0094] 在本发明的这个方面中，优选的是将来自一个或几个线圈的一个或几个输出信号用于产生代表对象身体的该区域生成的磁场的图像，以及该方法然后优选地包含将获得的图像与一个或几个参考图像相比较，以诊断医疗状况。该医疗状况如上所讨论，优选的是如下之一：心脏的异常、膀胱状况、早产、胎儿异常或头部或大脑的异常。
[0095] 如本领域的普通技术人员所懂得，本发明的这些方面和实施例可以和优选地适当包括本文所述的发明的任何一个或多个或所有优选和可选特征。
[0096] 如从上文中所体会到，本发明的特别优点在于可以无需磁屏蔽地用在普通医院或外科或其它环境中。因此，在一个特别优选实施例中，本发明的方法包含在无磁屏蔽环境中(以及不使用磁屏蔽地)使用磁强计系统检测对象心脏(或其它身体区域)的磁场。
[0097] 如本领域的普通技术人员所懂得，本文所述的本发明的所有方面和实施例可以和优选地适当包括本发明的任何一个或多个或所有优选和可选特征。
[0098] 依照本发明的方法可以至少部分使用软件，例如，计算机程序来实现。因此可以看出，当从进一步的方面来看时，本发明提供了尤其适用于当安装在数据处理部件上时，执行本文所述的方法的计算机软件、包含当在数据处理部件上运行程序元件时，执行本文所述的方法的计算机软件代码部分的计算机程序元件、和包含适用于当在数据处理系统上运行程序时，执行本文所述的一种或多种方法的所有步骤的代码部件的计算机程序。该数据处理系统可以是微处理器、可编程FPGA(现场可编程门阵列)等。
[0099] 本发明还推广到包含这样的软件的计算机软件载体，该软件当用于操作包含数据处理部件的磁强计系统时，结合所述数据处理部件使所述系统执行本发明的方法的步骤。这样的计算机软件载体可以是像ROM芯片、CD ROM或盘那样的有形存储介质，或可以是像导线上的电信号、光信号或像到达卫星等那样的无线电信号那样的信号。
[0100] 还要进一步懂得，并非本发明的方法的所有步骤都需要通过计算机软件来执行，因此从更宽广的方面来看，本发明提供了执行本文阐述的方法的至少一个步骤的计算机软件和这样安装在计算机软件载体上的软件。
[0101] 本发明可以相应适当地实现成用在计算机系统上的计算机程序产品。这样的实现可以包含固定在像非短暂计算机可读介质，例如，软盘、CD ROM、ROM或硬盘那样的有形介质上的一系列计算机可读指令。也可以包含可经由调制解调器或其它接口设备，在包括但不限于光或模拟通信线的有形介质上，或无形地使用包括但不限于微波、红外或其它传输技术的无线技术发送给计算机系统的一系列计算机可读指令。该一系列计算机可读指令体现了本文所述的所有或部分功能。
[0102] 本领域的普通技术人员要懂得的是，这样的计算机可读指令可以用用在许多计算机架构或操作系统上的许多编程语言编写。进一步，这样的指令可以使用包括但不限于半导体、磁的、或光的、当前的和将来的任何存储技术来存储，或使用包括但不限于光的、红外的、或微波的、当前的和将来的任何通信技术来发送。可以设想，这样的计算机程序产品可以作为带有伴随印刷或电子文档，例如，紧包装软件的可换式介质来分发，与计算机系统一起预装在，例如，系统ROM或固定盘上，或在网络，例如，互联网或万维网上从服务器或电子公告板分发。附图说明
[0103] 现在只通过例子以及参考附图描述本发明的若干优选实施例，在附图中：
[0104] 图1示出了布鲁克斯线圈的线圈配置；
[0105] 图2示出了依照本发明的磁强计的线圈配置；
[0106] 图3示意性地示出了依照本发明的磁强计安排的优选实施例的基本结构；
[0107] 图4示出了使用图3的磁强计安排获得的示范性输出；
[0108] 图5示意性地示出了检测对象心脏的磁场的本发明的实施例的使用；
[0109] 图6示出了利用图5的安排获得的示范性输出；
[0110] 图7示出了当检测对象心脏的磁场时本发明的实施例的使用的进一步示范性安排；
[0111] 图8示出了利用图7的安排获得的示范性结果；
[0112] 图9，10，11，12和13示出了使用本发明的实施例检测对象心脏的磁场的进一步示范性安排；以及
[0113] 图14和15示出了使用依照本发明的心脏磁强计获得的进一步示范性结果。
[0114] 在附图中相同标号适当地用于表示相同组件。
具体实施方式
[0115] 图3示意性地示出了依照本发明的磁强计系统10的优选实施例的基本结构。这个磁强计系统10尤其有目的地用作心脏磁强计(用于检测对象心脏的磁场)。但是，如上所讨论，相同的磁强计设计可以用于检测其它身体区域产生的磁场，例如，用于检测和诊断膀胱状况、早产、胎儿异常以及用于脑磁图测量。因此，尽管本实施例尤其针对心脏磁强计量来描述，但应该注意到，本实施例以及本发明也可以推广到其它医疗用途。
[0116] 磁强计10包含线圈2，线圈2与包含若干组件的检测电路耦合。
[0117] 线圈2是具有，例如，6000个绕圈、和依照本发明的配置的感应线圈2。线圈2与检测电路耦合，该检测电路首先包含与线圈2耦合、像麦克风放大器那样的低阻抗前置放大器3。
[0118] 前置放大器3然后通过导线11与检测电路的其余部分连接，检测电路的其余部分包含，例如，截止频率为250Hz的低通滤波器5、除去线路噪声(例如，50Hz)的陷波滤波器6、和可以通过，例如，经由Pulse-Ox或ECG与心跳关联的生物信号触发(8)的求平均单元
7。该检测电路产生用于分析的输出信号9。该检测电路可以与分析和信号处理输出信号Vout 9的适当信号分析单元耦合。
7。该检测电路产生用于分析的输出信号9。该检测电路可以与分析和信号处理输出信号Vout 9的适当信号分析单元耦合。
[0119] 如图3所示，该线圈和检测电路被安排成将线圈2和检测电路的前置放大器3一起安排在传感器头部或探针1中，然后通过导线11将该传感器头部或探针1与包含检测电路的其余组件的处理电路4连接。通过导线连接传感器头部(探针)1和处理电路4使处理电路4在使用时与传感器头部(探针)1隔开。
[0120] 对于这种磁强计，通过将传感器头部(探针)1放在感兴趣的磁场附近，将它用作磁探针。
[0121] 已经发现显示在图3中的检测电路对于磁信号是健壮的，具有高放大倍数以及对线圈的输出电压高度灵敏。本申请人已经确定，在没有屏蔽的正常实验室状况下，唯一干扰信号的噪声源是线路噪声，因此调到线路频率(例如，50Hz)的高品质因数(窄带)陷波滤波器6足以消除大部分噪声。如果需要的话，可以利用具有适当截止频率的低通滤波器5除去任何其余高频噪声。
[0122] 现在描述用在本发明的优选实施例中的感应线圈2的设计。如上所讨论，该线圈应该是足够灵敏以便能够检测对象心脏的时变磁场，但也具有允许适合心磁图测量的空间分辨率的总尺寸的线圈。
[0123] 本实施例中的线圈2是空气圈芯的(即，围绕不可磁致激活圈芯绕着线圈绕圈)。但是，如果需要的话，也可以使用像铁氧体或其它磁性材料圈芯那样的其它安排(但本申请人已经发现，这样的圈芯可以使噪声增加，因此使获得适当诊断信号所需的时间延长)。
[0124] 心脏的相关磁信号的频率在1Hz与60Hz之间。因此，本实施例的圈芯被设计成在这些频率上对磁场灵敏。
[0125] 本申请人已经认识到，在这些频率上，本发明的圈芯设计具有由下式决定的输出电压：
[0126]
[0127] 其中N是绕圈的数量，A是线圈的有效横截面积，B(t)是具有幅度B的时变磁场，以及f是场的振荡频率。
[0128] 如果将B设置成本申请人已经认识到是最小磁场的1pT(即，B＝1pT)，则对于心脏测量有必要和希望能够精确测量，如果在上面的方程中将f设置成30Hz(即，f＝30Hz)(对于心脏测量，这是感兴趣的主要频率)，则可以确定对于线圈设计来说最感兴趣的信号频率的转换率(输出电压)。
[0129] 更进一步，给定由绕圈电阻引起的热噪声可以检测的最小磁场由下式给出：
[0130]
[0131] 其中kB是玻尔兹曼常数，T是温度，以及Ra是由下式给出天线导线电阻：
[0132] Ra＝N2π2a2ρrcoil (3)
[0133] 其中a是半径，以及ρ是用在平均绕圈半径rcoil的圆形线圈上的绕圈上的导线的电阻率。
[0134] 如果定义如图2所例示，长度l、外径D和内径Di的线圈参数，则使用上面的方程(1)-(3)可以确定适当(和最佳)线圈结构(在图2中，方块20代表绕圈区域)。
[0135] 遵照这种做法，本申请人已经发现，对于感兴趣的频率给出最佳噪声因数的线圈结构具有在0.3到0.5，优选的是0.3到<0.5的范围内的内径与外径之比Di：D，以及优选的是Di：D≈0.425。
[0136] 更进一步，当l/D≥0.5，优选的是0.5-1，更优选的是0.5-0.8，以及最优选的是≈0.69时(当Di/D≈0.425时)，取得测量作为感兴趣分量的磁场的轴向分量(沿着线圈的轴向)的最佳线圈结构。
[0137] 线圈的优选最大直径D约7cm。假设医疗上有用图像所需的采样位置(检测通道)的最小数量是十六个到十九个(取决于成像系统的总成，这是有效诊断通常所需的采样位置(通道)的最小数量)，这基于适合医疗上可应用诊断的线圈的最大尺寸。
[0138] 因此，本发明的当前优选实施例使用具有如下结构的感应线圈2：
[0139] 4≤D≤7cm
[0140] 以及
[0141]
[0142] 其中：
[0143] D是线圈的外径；
[0144] l是线圈的长度；以及
[0145] Di是线圈的内径。
[0146] 线圈上的匝数由导线半径a和线圈长度l决定。导线半径可以按所需选择以便决定输出电压：较小的导线以增加线圈电阻为代价增加电压输出。
[0147] 下表在30Hz的目标频率上(以及使用图3的检测电路)将具有上面配置的线圈的性能与具有相同外尺度的布鲁克斯线圈的性能相比较(布鲁克斯线圈设计已经被选为比较器，因为考虑的正常模式是优化线圈电感。对于任何给定长度的导线，具有最高电感的线圈由布鲁克斯配置给出)。
[0148]
[0149] 这个表格示出了本实施例的线圈设计具有超过相同外部尺度的布鲁克斯线圈的显著改进。本实施例的线圈在30Hz的目标频率上具有较高的电压和较低的噪声因数。
[0150] 图4示出了利用显示在图3中的磁强计系统获得的示范性输出。
[0151] 图5-13示出了将本实施例的线圈和检测电路用于检测和成像人心脏的磁场的示范性安排。
[0152] 图5示出了最基本操作模式。在这种情况下，由检测电路41处理来自单个线圈40的电流输出并将其转换成电压，然后提供给将来自线圈40的模拟信号数字化并将其提供给数据获取系统43的A/D转换器42。将来自测试对象的ECG或Pulse-Ox触发用作数字信号获取的触发(但是，这不是必不可少的，因此，如果需要的话，可以省略)，然后将在若干触发脉冲上的数字化信号分区到适当信号区间中，该信号区间由数据获取单元43覆盖或求平均。
[0153] 图6示出了这种配置的一组示范性结果。来自心脏的信号MCG是清楚的，但因为信号检测有噪声，所以需要对检测的信号滤波和求平均以产生所需信号。但是，本申请人已经发现，这种安排适合4cm直径的线圈。
[0154] 图7示出了尤其使用梯度相减的技术尝试补偿背景噪声、超过图5的安排的改进。在这种情况下，试图使用反向线圈44从探测线圈40检测的信号中减去背景噪声磁场的影响。反向线圈44如在本领域中所知，对任何背景磁场同等灵敏，而只有对对象的磁场极不灵敏。可以通过，例如，使用可动分层线圈将反向线圈的性能调到拾取线圈40的性能使反向线圈44与拾取线圈40精确匹配。
[0155] 本申请人已经发现，这种技术可以使用4cm线圈对再次提供心脏的磁场的可用表示。图8a示出了反向线圈44检测的背景噪声信号。图8b示出了探测线圈40检测的“想要”信号，以及图8c示出了从“想要”信号中减去“噪声”信号的结果。在这种情况下，将无源信号滤波用于后处理碰MCG信号，但需要比例示在图5中的安排少的后处理。
[0156] 图9示出了可替代梯度相减安排。在这种情况下，两个线圈40，44具有相同取向，但使用差分放大器45相减它们各自的信号。并且，最佳操作通过精确匹配线圈和检测电路14的性能来实现。并且，可动分层线圈可以用于调动一个线圈的性能以便与另一个线圈的性能匹配。
[0157] 图10示出了进一步的优选安排。这种电路以与图9的安排相同的原理工作，但使用场消除和无源线圈匹配的更精细方法。尤其，将已知全局磁场44引入两个线圈40，44中，以尝试除去背景磁场干扰。
[0158] 在这种电路中，让来自检测电路41的输出在提供给差分放大器45之前分别通过各自放大器47，48。放大器47，48的至少一个是可调的。在使用时，将像50Hz线路噪声那样的已知全局场46，或由信号发生器49施加的像1kHz信号那样的信号引入两个线圈40，44中。然后，可以使用，例如，示波器50观察、在差分放大器45的输出端上存在这个频率上的信号将指示线圈40，44不匹配。然后可以将放大器控制器51用于调动可调电压控制放大器48以便消除差分放大器45的输出端上的全局噪声，从而适当地使来自两个线圈的输出匹配。
[0159] 在这种安排中，更优选的是，将1kHz等的已知全局场施加于两个线圈，以便为梯度相减实现适当线圈匹配，但也将除去50Hz噪声的滤波器应用于输出信号。
[0160] 图11示出了基于图10的安排的进一步变体，但在这种情况下，使用有源线圈匹配。因此，在这种安排中，再次将线圈40，44的输出通道输送到适当检测电路41，然后到至少一个可调的各自放大器47，48。但是，在这种安排中调动可读放大器48，以便使用与来自差分放大器45和信号发生器49的输出适当耦合的锁定放大器52或类似电压控制器除去共模噪声。
[0161] 本发明的上述实施例示出了存在可以用于检测对象心脏的磁场的单个拾取线圈的安排。在这些安排中，为了以后对对象心脏生成的磁场作出诊断扫描，可以在对象的胸部上面适当移动单个拾取线圈，以便在对象胸部上面的适当位置上获取读数。然后可以收集该读数，并将其用于编制对象心脏的适当磁场扫描。
[0162] 还可以以阵列形式安排，例如，显示在图3中的形式的多个线圈和检测电路安排，然后使用这样的阵列获取对象心脏生成的磁场的测量值。在这种情况下，线圈的阵列可以用于同时从对象胸部上面的多个位置中获取读数，从而，例如，避免或减少了在对象胸部上面的不同位置上使用相同线圈获取读数的需要。
[0163] 图13示出了具有16个检测线圈61的阵列60的适当线圈阵列安排，然后可以将其放置在对象的胸部上面，以便在对象胸部上面的16个采样位置上测量对象心脏的磁场。在这种情况下，阵列60的每个线圈61应该如上所述配置，并且与它自己各自的检测电路连接(即，每个单独线圈61将如图3所示地安排并且让检测电路与其连接)。然后可以组合来自各自线圈61的输出信号，并适当地将其用于生成对象心脏的磁扫描。
[0164] 如果需要的话，可以使用像圆形阵列、不规则阵列等那样的其它阵列安排。
[0165] 在这种安排中还可以为了背景噪声相减的目的将一些线圈61用于检测背景磁场，而不是检测对象心脏的想要场。例如，将阵列的外线圈62用作背景场检测器，然后从阵列的其余线圈检测的信号中适当地减去那些线圈检测的信号。当然也可以使用用于背景噪声相减的其它安排。
[0166] 如果需要的话，也可以拥有显示在图13中的形式的多层阵列。在这种情况下，可以有，例如，两个这样的阵列，一个在另一个的上面，与对象胸部较接近的阵列用于检测对象心脏生成的磁场，较远的阵列用于背景噪声相减的目的。
[0167] 为了测量心脏生成的磁场，可以将上面的安排用于通过在对象胸部的上面不时地收集磁场测量值编制对象心脏的磁场扫描。然后可以为心跳的任何截面编制，例如，假彩色图像，然后将扫描，例如，通过与已知参考图像相比较，用于诊断各种心脏状况。此外，也可以为了与现有心脏磁强计量设备相比，在安装和运行成本两个方面显著降低成本而这样做。
[0168] 图12示出了如设想可以用在，例如，医院中的磁强计的示范性安排。磁强计30是可以转动到患者的床边31，然后用于进行患者心脏(例如)的扫描的便携式设备。无需任何磁屏蔽、低温冷却等。磁强计30可以用在普通病房环境中。
[0169] 这里应该注意到，本实施例(和发明)中的拾取线圈生成的信号是有用信号的导数，因此，可以(和优选地)随时间积分输出信号以生成想要的有用信号。这样的积分还具有往往从信号中除去噪声的影响的效果(倘若噪声幅度不太大)。更进一步，让噪声保留在积分信号中，因此，如果希望或需要的话，通过求积分信号的导数可以还原噪声。
[0170] 图14和15示出了使用本实施例的心脏磁强计获得的进一步示范性结果。
[0171] 图14示出了从将拾取线圈用于提供背景噪声相减地在普通实验室环境中取得的20分钟心磁图扫描中获得的示范性结果。使用了显示在图11中的双线圈配置和系统，信号检测线圈被放置在剑突的上面，第二线圈被放置成其中心位移了高出胸部8cm和相对于身体相同距离。
[0172] 图14示出了原始迹线、单次心跳的平均磁信号70(在20分钟扫描上)与相应微分ECG信号71之间的关系、和积分磁信号72与ECG迹线73之间的关系。
[0173] 图15示出使用相同线圈安排但在磁屏蔽环境中，以及未使用背景噪声相减时获得的相应结果。在这种情况下，将单个线圈放在剑突的上面。示出了在1分钟的时段上求平均的原始心磁图扫描的结果。
[0174] 该磁强计系统可以以类似方式用于检测和分析像膀胱、头部、胎儿等那样，身体的其它区域产生的其它医疗上有用磁场。
[0175] 可以从上文中看出，本发明至少在其优选实施例中提供了从医疗和成本两个视角来看可以有效部署在范围宽广的临床环境中，例如，用在检测心脏生成的磁场的时候的磁成像设备。该磁强计在其成本、其用在临床环境中的实用性、及其为附近患者诊断以及为范围宽广的应用而迅速部署的能力方面尤其有利。它是非接触的、可透过衣服工作的、快速的、小型的和便携式的、和买得起的。可以在信号记录的一分钟之后高分辨率地还原图像，以及绝对的“单次心跳”灵敏度潜在地是有可能的。患者高达1-2cm的运动不会使图像质量显著下降。
[0176] 这至少在本发明的优选实施例中，通过使用配置成检测(例如)心脏的时变磁场的检测线圈的改进设计，以电流或电压感测模式使用检测电路，然后处理信号以便除去共模噪声以及使用数字记录和信号求平均来分析它们得到实现。
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