高温直流超导量子干涉器心磁图仪的研制

D01:10.13374j.isml00103x2006.09.03 第28卷第9期 北京科技大学学报 Vol.28 Na 9 2006年9月 Journal of University of Science and Technology Beijing Sep.2006 高温直流超导量子干涉器心磁图仪的研制 东胜) 陈赓华2)张利华2)黄旭光2 杨乾声2 1)北京科技大学应用科学学院物理系.北京1000832)中国科学院物理研究所.北京100080 摘要研制了用于心磁测量的直流高温量子干涉器，并建立了单通道高温直流超导量子干涉器 心磁图仪.根据临床诊断标准.在磁屏蔽室内依次调节无磁床的位置.采集了人体胸前平面5×5 正方格子上各点的心磁数据.实验结果表明.健康人与心脏病患者的心脏磁场信号存在明显差异. 利用该系统，可为心脏病的临床诊断提供有价值的实验数据. 关键词高温超导量子干涉器；心磁图仪：心磁测量：磁场信号 分类号TM9361:TH7761 心脏跳动时有微弱的电流产生，这是离子穿 病患者由于锻炼导致的心肌局部缺血.在国内， 透细胞膜形成的，通常可以通过测量该电流在体 近几年北京大学物理系也展开了这方面的研究工 表形成的电势差信号来分析诊断心脏疾病，这即 作，他们建立了高温d SQUID心磁图仪并在屏 是医学上常规的心电测量(ECG).实际上这些电 蔽环境中测得了很好信噪比的心磁图6？.随着 流在体内流动时也要产生磁场，即所谓的生物磁 技术的发展，SQUID可靠性的提高，近年来，高温 (如心磁、脑磁、肺磁等.一般生物磁场非常弱， 多通道心磁图仪的研究取得了较快发展10.如 大约在1015~1012T之间，这些微弱的磁信号 果是32通道心磁图仪，按现行的心磁测量标准， 携带着机体组织或器官的活动信息，通过测量分 则一次测量即可获取胸前全部方格点的数据.这 析这些磁信号，也可以达到诊断疾病的目的.由 些测量对于心脏增生、局部缺血、心律不齐、突发 于生物磁的磁场非常弱，一般的磁测量仪器无法 性心肌梗死、心脏移置后的监视、胎儿监视等临床 测出，因此必须依靠目前最灵敏的磁测量器件 诊断有着重要的意义. 一超导量子干涉器(SQUID). 1心磁图仪的构成及高温dc 心电测量是目前广泛使用的一种临床诊断手 段，由于多年来己经建立了比较完备的心电理论， SQUID的研制 因此在心脏疾病的诊断方面具有不可替代的地 本文建立了一套单通道高温直流SQUID心 位.心磁测量作为一种极其灵敏的医学诊断方 磁测量仪，用于记录心脏跳动产生的心磁信号（即 法.其价值越来越得到人们的认可，与心电测量相 垂直于前胸平面部分的分量).该心磁测量仪包 比较而言，有其独特的优点川，已经成为心电测 括SQUD传感器及其电子学系统、低温杜瓦、无 量的一种重要辅助手段.近年来国内外专家学者 磁移动床、电磁屏蔽室和数据采集与处理系统. 在高温SQUID用于心磁图研究方面取得了一些 图1给出了该系统组成结构示意图，其中无磁移 重大进展：1996年，Burghoff等人利用高温f 动床，被测对象、SQUID与杜瓦位于屏蔽室中，被 SQUD磁强计在屏蔽室中记录了健康人和心律 测对象（人体）平躺在无磁移动床上，液氮杜瓦悬 失常的患者的心磁图；1997年，Borgmann以及 挂在屏蔽室中央位于人体前胸正上方，杜瓦的高 Weidl等人3利用梯度计在无屏蔽环境中测得 度可通过旋转悬挂支架来调节，SQUD要尽可能 了高质量的心磁图：2000年，赫尔辛基大学中心 地靠近杜瓦底部以缩短与前胸之间的距离.其他 医院的Helena Hanninen等人)首次检测了冠心 的室温电子学设备，包括SQ UID控制器，示波 器、数据采集系统等均位于屏蔽室外，SQUID与 收稿日期：2005-06-24修回日期：200603-17 基金项目：国家自然科学基金资助项目(N0.10447104): 控制器之间通过一根低温电缆连接.此外，在该 作者简介：丁红胜(1969一)），男，副教授，博士 系统中采用了心电信号与心磁信号同时记录的办 法，这不仅可以实现两种信号的同步对比，而且可

高温直流超导量子干涉器心磁图仪的研制 丁红胜1) 陈赓华2) 张利华2) 黄旭光2) 杨乾声2) 1) 北京科技大学应用科学学院物理系, 北京 100083 2) 中国科学院物理研究所, 北京 100080 摘 要 研制了用于心磁测量的直流高温量子干涉器, 并建立了单通道高温直流超导量子干涉器 心磁图仪.根据临床诊断标准, 在磁屏蔽室内依次调节无磁床的位置, 采集了人体胸前平面 5 ×5 正方格子上各点的心磁数据.实验结果表明, 健康人与心脏病患者的心脏磁场信号存在明显差异. 利用该系统, 可为心脏病的临床诊断提供有价值的实验数据. 关键词 高温超导量子干涉器;心磁图仪;心磁测量;磁场信号 分类号 TM 936.1;TH 776.1 收稿日期:2005 06 24 修回日期:2006 03 17 基金项目:国家自然科学基金资助项目( No .10447104) ; 作者简介:丁红胜( 1969—) , 男, 副教授, 博士 心脏跳动时有微弱的电流产生, 这是离子穿 透细胞膜形成的, 通常可以通过测量该电流在体 表形成的电势差信号来分析诊断心脏疾病, 这即 是医学上常规的心电测量( ECG) .实际上这些电 流在体内流动时也要产生磁场, 即所谓的生物磁 ( 如心磁 、脑磁、肺磁等) .一般生物磁场非常弱, 大约在 10 -15 ～ 10 -12 T 之间, 这些微弱的磁信号 携带着机体组织或器官的活动信息, 通过测量分 析这些磁信号, 也可以达到诊断疾病的目的 .由 于生物磁的磁场非常弱, 一般的磁测量仪器无法 测出, 因此必须依靠目前最灵敏的磁测量器件 ———超导量子干涉器( SQUID) . 心电测量是目前广泛使用的一种临床诊断手 段, 由于多年来已经建立了比较完备的心电理论, 因此在心脏疾病的诊断方面具有不可替代的地 位.心磁测量作为一种极其灵敏的医学诊断方 法, 其价值越来越得到人们的认可, 与心电测量相 比较而言, 有其独特的优点 [ 1] , 已经成为心电测 量的一种重要辅助手段.近年来国内外专家学者 在高温 SQUID 用于心磁图研究方面取得了一些 重大进展:1996 年, Burghoff 等人[ 2] 利用高温 rf SQU ID 磁强计在屏蔽室中记录了健康人和心律 失常的患者的心磁图;1997 年, Borgmann 以及 Weidl 等人[ 3 4] 利用梯度计在无屏蔽环境中测得 了高质量的心磁图;2000 年, 赫尔辛基大学中心 医院的 Helena Hänninen 等人[ 5] 首次检测了冠心 病患者由于锻炼导致的心肌局部缺血 .在国内, 近几年北京大学物理系也展开了这方面的研究工 作, 他们建立了高温 rf SQUID 心磁图仪并在屏 蔽环境中测得了很好信噪比的心磁图[ 6 7] .随着 技术的发展, SQUID 可靠性的提高, 近年来, 高温 多通道心磁图仪的研究取得了较快发展[ 8 10] .如 果是 32 通道心磁图仪, 按现行的心磁测量标准, 则一次测量即可获取胸前全部方格点的数据.这 些测量对于心脏增生、局部缺血、心律不齐 、突发 性心肌梗死、心脏移置后的监视、胎儿监视等临床 诊断有着重要的意义 . 1 心 磁 图 仪 的 构 成 及 高 温 dc SQUID 的研制 本文建立了一套单通道高温直流 SQUID 心 磁测量仪, 用于记录心脏跳动产生的心磁信号( 即 垂直于前胸平面部分的分量) .该心磁测量仪包 括SQ UID 传感器及其电子学系统 、低温杜瓦 、无 磁移动床、电磁屏蔽室和数据采集与处理系统. 图1 给出了该系统组成结构示意图, 其中无磁移 动床 、被测对象 、SQUID 与杜瓦位于屏蔽室中, 被 测对象( 人体) 平躺在无磁移动床上, 液氮杜瓦悬 挂在屏蔽室中央位于人体前胸正上方, 杜瓦的高 度可通过旋转悬挂支架来调节, SQU ID 要尽可能 地靠近杜瓦底部以缩短与前胸之间的距离 .其他 的室温电子学设备, 包括 SQ UID 控制器, 示波 器、数据采集系统等均位于屏蔽室外, SQUID 与 控制器之间通过一根低温电缆连接 .此外, 在该 系统中采用了心电信号与心磁信号同时记录的办 法, 这不仅可以实现两种信号的同步对比, 而且可 第 28 卷 第 9 期 2006 年 9 月 北 京 科 技 大 学 学 报 Journal of University of Science and Technology Beijing Vol .28 No.9 Sep.2006 DOI :10.13374/j .issn1001 -053x.2006.09.013

。864 北京科技大学学报 2006年第9期 以利用心电信号作时间参考，对心磁信号作平均 处理 磁通锁定环】 信号放大器 信号相减 磁通锁定环2 杜瓦与 滤波 数据 SOUID 采集卡 计算机 传感器 装置 示波器 心电 图仪 无磁移动床 电磁屏蔽室 图1高温直流SQUD心磁测量系统结构示意图 Fig.I Block diagram of high temperature de SQUID magnetocardiogram system SQUD是心磁图仪的核心部件.其磁场探测 这种结构中，两个相同的探测环对称位于SQ UID 灵敏度及工作稳定性直接决定心磁图仪的性能. 两侧，外磁场在探测环中感应出超导电流，该超导 本文研制的用于心磁测量的高温de SQ UID是用 电流可直接耦合到SQUID环孔，每个探测环的 磁控溅射的方法在双晶钛酸锶(SrTO3)基片上淀 外径尺寸为5mm×10mm,内孔尺寸为l.7mm× 积250nm的YBC0薄膜（其转变温度可达90 3mm,SQUD环孔尺寸为5mX80m,双结尺 K),然后镀银电极，并经光刻、离子束刻蚀等工艺 寸为10m×3m,这种结构的器件，其磁场灵敏 过程制备而成.器件结构如图2(a)所示，图2(b) 度可达1O0T·Hzv2,能够满足心磁测量的 为器件中心SQ UID环孔部分的放大示意图.在 要求 图2直接耦合型双探测环dcS0D.(a)外形结构图：(b)中心部分的放大图 Fig.2 Layout of de SQUID with direct coupled double pick-up col (a)the shape of de SQUID,(b)the magnified middle part shown in (a) 2心磁测量方法 测出25点处的心磁信号，其中点与点之间的间距 为5cm,这样整个5X5方格（即20cmX20cm的 被测对象进入屏蔽室之前，需要去掉身上所 前胸范围)的心磁分布就可被记录下来.同时，将 有可能引入磁场噪声的物体，例如钥匙、眼镜、金 标准心电图仪同步记录的心电信号作为时间参考 属钮扣等，此外要根据医学测量标准在前胸部分 信号，对所测心磁信号进行平均处理得到高信噪 标出第一个测量点，如图3中的P1点.被测量者 比的心磁图（如图4所示），其中心磁信号（下曲 平躺在无磁床上，操作者首先将杜瓦调节在P1 线)，QS波群中的R波（来源于心室除极过程） 点的正上方，传感器SQUD与前胸之间的间隙 和T波（来源于心室的复极过程）表现出与心电 越小越好（一般小于1cm),之后从P1点开始，按 信号非常相似的特点，但QRS波群前约0.1s处 顺序在x方向和y方向调节无磁床的位置相继 的P波（来源于心房的除极过程），更为明显.获得

以利用心电信号作时间参考, 对心磁信号作平均 处理 . 图 1 高温直流 SQUID 心磁测量系统结构示意图 Fig.1 Block diagram of high temperature dc SQUID magnetocardiogram system SQU ID 是心磁图仪的核心部件, 其磁场探测 灵敏度及工作稳定性直接决定心磁图仪的性能. 本文研制的用于心磁测量的高温 dc SQ UID 是用 磁控溅射的方法在双晶钛酸锶( SrTiO3) 基片上淀 积250 nm 的 YBCO 薄膜( 其转变温度可达 90 K) , 然后镀银电极, 并经光刻、离子束刻蚀等工艺 过程制备而成.器件结构如图 2( a) 所示, 图 2( b) 为器件中心 SQ UID 环孔部分的放大示意图 .在 这种结构中, 两个相同的探测环对称位于 SQ UID 两侧, 外磁场在探测环中感应出超导电流, 该超导 电流可直接耦合到 SQUID 环孔, 每个探测环的 外径尺寸为5 mm ×10 mm, 内孔尺寸为 1.7 mm × 3mm, SQ UID 环孔尺寸为 5 μm ×80 μm, 双结尺 寸为 10 μm ×3 μm, 这种结构的器件, 其磁场灵敏 度可达 100 fT ·Hz -1/ 2 , 能够满足心磁测量的 要求 . 图 2 直接耦合型双探测环 dc SQUID.( a) 外形结构图;(b) 中心部分的放大图 Fig.2 Layout of dc SQUID with direct coupled double pick-up coil:( a) the shape of dc SQUID;(b) the magnified middle part shown in ( a) 2 心磁测量方法 被测对象进入屏蔽室之前, 需要去掉身上所 有可能引入磁场噪声的物体, 例如钥匙 、眼镜 、金 属钮扣等, 此外要根据医学测量标准在前胸部分 标出第一个测量点, 如图 3 中的 P 1 点 .被测量者 平躺在无磁床上, 操作者首先将杜瓦调节在 P 1 点的正上方, 传感器 SQ UID 与前胸之间的间隙 越小越好( 一般小于 1 cm) , 之后从 P 1 点开始, 按 顺序在 x 方向和y 方向调节无磁床的位置相继 测出 25 点处的心磁信号, 其中点与点之间的间距 为 5 cm, 这样整个 5 ×5 方格( 即 20 cm ×20 cm 的 前胸范围) 的心磁分布就可被记录下来 .同时, 将 标准心电图仪同步记录的心电信号作为时间参考 信号, 对所测心磁信号进行平均处理得到高信噪 比的心磁图( 如图 4 所示) , 其中心磁信号( 下曲 线) , Q RS 波群中的 R 波( 来源于心室除极过程) 和 T 波( 来源于心室的复极过程) 表现出与心电 信号非常相似的特点, 但 QRS 波群前约 0.1 s 处 的 P 波( 来源于心房的除极过程) 更为明显 .获得 · 864 · 北 京 科 技 大 学 学 报 2006 年第 9 期

Vol.28 No.9 丁红胜等：高温直流超导量子干涉器心磁图仪的研制 ·865。 心磁数据后可进行心磁图的处理和临床分析： 记录的心电信号作时间基准，将健康人和心脏病 患者胸前25点的实时心磁信号作平均处理(30 次后显示在同一幅图中即得到整个前胸平面处 的心磁地图.图5为正常人的心磁图，图6为右 束支传导阻滞患者的心磁图.实验结果表明，心 脏病患者与健康人的心磁图有明显差异，其中患 者的心磁曲线中Q波不明显、R波的峰值很低、S 波变大而且T波有很大的展宽.在临床诊断中， 图3心磁测量平面在前胸位置25点示意图 有时需要将所有25点的实时心磁曲线以同一时 Fig.3 Position of 25 points tobe measured on a chest 间基准构成组合图（如图7所示），根据组合图可 以观察不同波(P波、Q波、R波、S波和T波)的 变化. 时间 图4同时记录的实时心电信号（上曲线）和心磁信号（下曲 线) Fig.4 Average electrocardiogram upper curve)and magneto 时间 cardiogram lower curve)signals recorded simultaneously 图5 健康人胸前25点对应的心磁信号（数据经30次平均处 (1)对25点心磁图的单独解释.从波形图上 理) 看，心磁信号与心电信号非常类似，但具有更高的 Fig.5 30-times averaged magnetic signals for each of the 25 points in front of a healthy volunteer chest 空间分辨率和灵敏度.主要是因为SQUID可以 探测出心电图仪探测不到的更微弱信号所包含的 信息，此外磁信号不受肌肉组织边界条件及电导 率差异的影响. (2)将25点磁测量数据经过特定的数学运 算处理可反演出心动周期内任何时间间隔的电活 动特征，例如等磁场图的建立等 (3)将二维重构的结果显示为电流密度矢量 图，它们可示出心肌中电流的局部强度和方向，在 时向 ST一T间隔间对这些图的解释是利用心磁图诊断 疾病的一种新方法. 图6右束支传导阻滞患者胸前25点对应的心磁信号（数据 经30次平均处理) (4)利用心磁图分析得出的结果进行临床确 Fig.6 30-times averaged magnetic signals for each of the 25 认. points in front of the chest of a patient 3 实验结果 大量的心磁测量表明，该心磁图仪具有较高 利用所建立的单通道高温直流SQUID心磁 的磁场探测灵敏度，可长时间稳定工作，己经能够 图仪对多位年龄在24岁至66岁之间的志愿者进 满足医学研究的要求，在此基础上可以研制临床 行了心磁测量，发现健康人心脏产生的心磁图都 应用的多通道心磁图仪. 有类似的波形.但在细节方面稍有区别.除了对 4结论 健康人进行心磁测量外，还对患有右束支传导阻 滞疾病的患者进行了心磁测试.实验中利用同步 利用所研制的高温直流SQUD心磁图仪获

心磁数据后可进行心磁图的处理和临床分析 : 图 3 心磁测量平面在前胸位置 25 点示意图 Fig.3 Position of 25 points to be measured on a chest 图4 同时记录的实时心电信号( 上曲线) 和心磁信号( 下曲 线) Fig.4 Average electrocardiogram ( upper curve) and magneto￾cardiogram ( lower curve) signals recorded simultaneously ( 1) 对 25 点心磁图的单独解释.从波形图上 看, 心磁信号与心电信号非常类似, 但具有更高的 空间分辨率和灵敏度.主要是因为 SQUID 可以 探测出心电图仪探测不到的更微弱信号所包含的 信息, 此外磁信号不受肌肉组织边界条件及电导 率差异的影响. ( 2) 将 25 点磁测量数据经过特定的数学运 算处理可反演出心动周期内任何时间间隔的电活 动特征, 例如等磁场图的建立等. ( 3) 将二维重构的结果显示为电流密度矢量 图, 它们可示出心肌中电流的局部强度和方向, 在 S T-T 间隔间对这些图的解释是利用心磁图诊断 疾病的一种新方法. ( 4) 利用心磁图分析得出的结果进行临床确 认. 3 实验结果 利用所建立的单通道高温直流 SQUID 心磁 图仪对多位年龄在 24 岁至 66 岁之间的志愿者进 行了心磁测量, 发现健康人心脏产生的心磁图都 有类似的波形, 但在细节方面稍有区别.除了对 健康人进行心磁测量外, 还对患有右束支传导阻 滞疾病的患者进行了心磁测试.实验中利用同步 记录的心电信号作时间基准, 将健康人和心脏病 患者胸前 25 点的实时心磁信号作平均处理( 30 次) 后显示在同一幅图中即得到整个前胸平面处 的心磁地图.图 5 为正常人的心磁图, 图 6 为右 束支传导阻滞患者的心磁图.实验结果表明, 心 脏病患者与健康人的心磁图有明显差异, 其中患 者的心磁曲线中 Q 波不明显 、R 波的峰值很低 、S 波变大而且 T 波有很大的展宽.在临床诊断中, 有时需要将所有 25 点的实时心磁曲线以同一时 间基准构成组合图( 如图 7 所示) , 根据组合图可 以观察不同波( P 波、Q 波 、R 波、S 波和 T 波) 的 变化 . 图 5 健康人胸前 25 点对应的心磁信号( 数据经 30 次平均处 理) Fig.5 30-times averaged magnetic signals for each of the 25 points in front of a healthy volunteer chest 图 6 右束支传导阻滞患者胸前 25 点对应的心磁信号( 数据 经 30 次平均处理) Fig.6 30-times averaged magnetic signals for each of the 25 points in front of the chest of a patient 大量的心磁测量表明, 该心磁图仪具有较高 的磁场探测灵敏度, 可长时间稳定工作, 已经能够 满足医学研究的要求, 在此基础上可以研制临床 应用的多通道心磁图仪. 4 结论 利用所研制的高温直流 SQ UID 心磁图仪获 Vol.28 No.9 丁红胜等:高温直流超导量子干涉器心磁图仪的研制 · 865 ·

。866· 北京科技大学学报 2006年第9期 YBaCu307-y de SQUID magnetometer for biomagnetic mea surements.Appl Phys Lett.1994.64:514 [2 Burghoff M.Tmhms L.Zhang Y,et al.Diagnostic applica tion of high-temperature SQUIDs.J Clin Eng 1996.21:62 [3 Borgmann J.David P.Ockenfu B G.et al.Electronic highr temperature radio frequency superonducting quantum interfer ence device gradiomeers for unshielded environment.Rev Sci 1 nstrum1997.68:2730 时问 [4 Weidl R.Brabetz S,Schmidl F,et al.Heart monitoring with high-T.de SQUID gradiometers in an unshielded envirom 图725点实时心磁曲线的组合图 ment.Supercond SciTechnd.1997.10.95 Fig.7 Magnetocardiogram overlay plot with 25 points [5]Hanninen H.Takala P.Makijarvi M,et al.Detection of ex- erisinduced myocardial ischemia by multi-chamel magneo 得了高信噪比的心磁信号.使用这些信号，通过 cardiography in single vessel coronary artery dsease.Ann 插值的方法，可以计算出某一时刻的心脏磁场分 Noninvasive Electrocardiogr,2000,5:147 布，同一时刻连接磁场强度相等的空间各点即可 [6 He D F.Zhang F,XieF X,et al Measurements of the mag 构成临床诊断分析使用的等磁图.在等磁图中， netocardiog raphy in unshielded environment using high-Terf SQUID gradiometer.Phys C 2000.341-348(4):2635 磁场的极性反转时，说明心脏电力源产生的电流 【刀马平，姚坤，谢飞翔。利用单通道高温超导磁梯度计获取 方向改变，根据磁场的涌和陷，可推定信号源的部 心磁地图.物理学报，2002.51(2)：224 位.如果建立某一时间间隔（如10ms)的多幅等 [8 Itozaki H.TanakaS.Toyoda H.et al.A multi-channel high 磁图，就可提供电流在心脏内流动的方向图示，并 T.SQ UID system and its application.Supercond Sci Techndl. 对心磁场的电力源进行定位.此外，将正常人和 1996.9:38 [9 Tsukamoto A,Saitoh K,Yokosaw a K,et al.Development of 患者每一点的心磁波形进行对比分析，可发现特 high-thmoughput fabrication pmces of HTS SQUID for 5Hch 定的规律，为医学上心脏病的临床诊断提供有价 MCG sstem.Phys C,2005.42431(2):1580 值的信息. 10]Koch H.Recent advances in magnetocardiography.J Elec- trocardiol.2004.37(1):117 参考文献 [1]Tanaka S.Itoraki H,Toyoda H,ct al.Four-channel Single-channel dc high-temperature superconducting quantum interference de- vice magnetocardiograph DING Hongsheng,CHEN Genghua2,ZHANG Lihua2,HUANG Xuguang2,YANG Qiansheng? 1)Department of Physics.University of Science and Techndlogy Beijing.Beijing 100083.China 2)Institute of Physics,Chinese Academy of Sciences,Beijing 100080.China ABSTRACT A high temperature superconducting quantum interference device(SQUID)was fabricated for magnetocardiogram MCG)measurement,and a single-channel de SQU ID magnetocardiograph w as de- veloped.According to clinical diagnosis standard,by sequentially adjusting the non-magnetic patient table with 5cm pitch in x and y directions the magnetic field signals perpendicular to the human chest on a rect- angle grid of 5X5 over the chest area were recorded in a magnetically shielded room.The significant differ- ence of magnetocardiogram betw een a healthy heart and the heart with right bundle branch block was ob- served.A large quantity of magnetocardiogram data for clinical diagnosis analysis were recorded with the sy stem. KEY WORDS high-temperature superconducting quantum interference device (SQUID);magnetocar- diogram measurement;mag netocardiograph;magnetic field signal

图 7 25 点实时心磁曲线的组合图 Fig.7 Magnetocardiogram overlay plot with 25 points 得了高信噪比的心磁信号.使用这些信号, 通过 插值的方法, 可以计算出某一时刻的心脏磁场分 布, 同一时刻连接磁场强度相等的空间各点即可 构成临床诊断分析使用的等磁图.在等磁图中, 磁场的极性反转时, 说明心脏电力源产生的电流 方向改变, 根据磁场的涌和陷, 可推定信号源的部 位.如果建立某一时间间隔( 如 10 ms) 的多幅等 磁图, 就可提供电流在心脏内流动的方向图示, 并 对心磁场的电力源进行定位.此外, 将正常人和 患者每一点的心磁波形进行对比分析, 可发现特 定的规律, 为医学上心脏病的临床诊断提供有价 值的信息 . 参 考 文 献 [ 1] Tanaka S, It ozaki H, Toyoda H, et al.Four-channel YBa2Cu3O7 -y dc SQUID magnetometer f or biomagnetic mea￾surements.Appl Phys Lett, 1994, 64:514 [ 2] Burghoff M, T rahms L, Zhang Y, et al.Diagnostic applica￾tion of hi gh-t emperature SQUIDs.J Clin Eng, 1996, 21:62 [ 3] Borgmann J, David P, Ockenfu B G, et al.Electronic high￾temperature radio frequency superconducting quantum interfer￾ence device gradiomet ers for unshielded environment.Rev Sci Instrum, 1997, 68:2730 [ 4] Weidl R, Brabetz S, S chmidl F, et al.Heart monit oring w ith high-T c dc SQUID gradiometers in an unshielded environ￾ment.Supercond Sci Technol, 1997, 10:95 [ 5] Hanninen H, Takala P, Makijarvi M, et al.Det ection of ex￾ercise-induced myocardial ischemia by multi-channel magnet o￾cardiography in single vessel coronary art ery disease.Ann Noninvasive Electrocardiogr, 2000, 5:147 [ 6] He D F, Zhang F, Xie F X, et al.Measurements of the mag￾netocardiog raphy in unshielded environment using high-T c rf SQUID gradiomet er .Phys C, 2000, 341-348( 4) :2635 [ 7] 马平, 姚坤, 谢飞翔.利用单通道高温超导磁梯度计获取 心磁地图.物理学报, 2002, 51( 2) :224 [ 8] Itozaki H, Tanaka S , Toyoda H, et al.A multi-channel high￾Tc SQ UID system and its application.Supercond Sci Technol, 1996, 9:38 [ 9] Tsukamoto A, Saitoh K, Yokosaw a K, et al.Developmen t of high-throughput fabrication process of H TS SQUID f or 51-ch MCG syst em .Phys C, 2005, 426-431( 2) :1580 [ 10] Koch H .Recent advances in magnetocardiography .J Elec￾trocardiol, 2004, 37( 1) :117 Single-channel dc high-temperature superconducting quantum interference de￾vice magnetocardiograph DING Hongsheng 1) , CHEN Genghua 2) , ZHANG Lihua 2) , HUANG Xuguang 2) , Y ANG Qiansheng 2) 1) Department of Physics, University of Sci ence and Technology Beijing, Beijing 100083, China 2) Institut e of Physics, Chinese Academy of Sciences, Beijing 100080, China ABSTRACT A hig h temperature superconducting quantum interference device ( SQUID) was fabricated for magnetocardiog ram ( MCG) measurement, and a single-channel dc SQU ID magnetocardiograph w as de￾veloped .According to clinical diag nosis standard, by sequentially adjusting the non-magnetic patient table w ith 5 cm pitch in x and y directions the magnetic field signals perpendicular to the human chest on a rect￾angle grid of 5 ×5 over the chest area were reco rded in a mag netically shielded room .The sig nificant differ￾ence of mag netocardiogram betw een a healthy heart and the heart with right bundle branch block was ob￾served .A large quantity of magnetocardiogram data fo r clinical diagnosis analysis were recorded w ith the sy stem . KEY WORDS hig h-temperature superconducting quantum interference device ( SQUID) ;magnetocar￾diogram measurement ;mag netocardiograph ;magnetic field signal · 866 · 北 京 科 技 大 学 学 报 2006 年第 9 期