具体实施方式

下面将结合本发明实施例中的附图，对本发明实施例中的技术方案进行清楚、完整地描述，显然，所描述的实施例仅是本发明一部分实施例，而不是全部的实施例。基于本发明中的实施例，本领域普通技术人员在没有做出创造性劳动前提下所获得的所有其他实施例，都属于本发明保护的范围。

心脏疾病，例如冠心病、心率不齐等是最常见的健康问题，也是导致过早死亡的首要原因。尽管临床上已经积累了大量的数据和经验，但是作为疑似心脏问题的首要检查手段，心电图的结果并不具有决定性，因此患者往往需要进一步的检查。然而额外的等待对于急性心脏疾病可能是致命的。心磁图作为一种与心电图同源的检测手段，具有更佳的诊断性能，例如对于冠心病诊断的敏感度约为心电图的两倍，达到约85％，并且检测时间与心电图相仿。心磁图的优势在于磁场的传播几乎不受介质的影响，并且传感器阵列密度较高，因此心脏电生理活动更原始、更多的细节得以呈现。

基于超导量子干涉器件(Superconducting Quantum Interference Device,简称SQUID)的磁探测器可以应用至心磁图设备。但是，使用SQUID磁探测器进行微弱磁信号探测时，需要在屏蔽室(一种具有环境磁场屏蔽的设备)中进行，占用空间大，并且需要液氦维持低温运作，使用不方便，成本高昂，从而严重限制了SQUID磁探测器的应用。

本公开至少一个实施例提供一种无屏蔽式心磁图设备，可以解决上述技术问题。该无屏蔽式心磁图设备包括扫描装置、参考阵列和控制系统。扫描装置包括至少一个第一原子磁强计，扫描装置配置为检测目标的磁场信息以输出磁信号，参考阵列配置为检测环境磁场信息，控制系统与扫描装置和参考阵列信号连接，并且控制系统配置为基于环境磁场信息滤除磁信号中与环境磁场相关的噪声。原子磁强计具有体积小、排布灵活、可在室温下运行、成本低等优势，利用原子磁强计对目标(例如心脏)进行扫描的设计，可以简化心磁图设备的结构；另外，通过设置扫描装置、参考阵列以分别检测目标的磁场信息和环境磁场信息，以基于环境磁场信息滤除磁信号中与环境磁场相关的噪声，从而不需要设置屏蔽室(屏蔽筒)等磁场屏蔽设备，就可以消除环境磁场产生的噪声影响，以达到显著提高信噪比的目的，同时，因不需要设置屏蔽室等磁场屏蔽设备，心磁图设备的结构进一步简化，环境适用性提高。

下面，结合附图，对根据本公开至少一个实施例中的无屏蔽式心磁图设备的结构进行详细的说明。

如图1和图2所示，无屏蔽式心磁图设备包括扫描装置100、参考阵列200和控制系统(未示出，可位于主机500中)。扫描装置100包括第一原子磁强计，扫描装置100配置为检测目标的磁场信息以输出磁信号，参考阵列200配置为检测环境磁场信息，控制系统与扫描装置100和参考阵列200信号连接。

控制系统包括中央处理单元(CPU)，该中央处理单元可以是单核或多核处理器或者是用于并行处理的多个处理器。控制系统还包括存储器或存储器位置(例如，随机存取存储器、只读存储器、闪速存储器)、电子存储单元(例如，硬盘)、用于和一个或多个其他处理设备的通信接口(例如，网络适配器)以及外围设备(例如高速缓存器、其他存储器、数据存储和/或电子显示适配器)。存储器、存储单元、接口和外围设备被配置为通过诸如母板等通信总线(实线)与中央处理单元信号连接。

如图7所示，无屏蔽式心磁图设备的操作方法可以参见下述步骤310和S320。

在步骤S310中，利用扫描装置检测目标(例如心脏)的磁场信息以输出磁信号，并利用参考阵列检测环境磁场信息。例如，利用参考阵列获取的实时环境的绝对磁场和梯度磁场进行二次插值推断，以计算出每个第二原子磁强计所处位置的环境磁场。

例如，在本公开的实施例中，扫描装置可以切换绝对场强和梯度场强的模式，在梯度场强模式下，两个或以上第一原子磁强计组成为一个合成梯度计通道，其数值是两个原子磁强计所测得绝对磁场的差，其对低梯度(例如10皮特斯拉每厘米时变磁场干扰的共模抑制比(Common Mode Rejection Ratio，简称为CMRR)可达1000以上，从而进一步抑制同模噪声。

在本公开的实施例中，环境磁场对应的噪声来源可以有多种，环境磁场对应的噪声可以具有小于约100纳特斯拉(nT)的磁场强度。例如地球磁场的噪声包括约50微特斯拉(μT)的磁场强度。噪声源可以包括振幅分量、频率分量或其组合。例如，噪声源还可以包括直流(DC)、交流(AC)或两者的组合。

在步骤S320中，基于环境磁场信息滤除磁信号中与环境磁场相关的噪声。例如，将每个第一原子磁强计的磁信中的磁场减去第二原子磁强计测得的环境磁场。

下面，结合图8，通过具体的示例对步骤S320的一种实现方式进行说明，具体参,下述的步骤S421～S424。

在步骤S421中，利用参考阵列获取的实时环境的绝对磁场和梯度磁场，预测扫描阵列所处位置的环境磁场，并减去相应数值。

例如，对于步骤S421，参见图9中步骤S421’，一种替换步骤可以为利用一般线性模型(General Linear Model，简称为GLM)，将参考阵列所测得环境磁场作为回归因子，分离出扫描装置所检测的磁信号中与环境磁场高度相关的部分，并从磁信号中减去该高度相关的环境磁场信息。

在步骤S422中，将扫描阵列调整为合成梯度计模式，其中每个通道的数值为两个原子磁强计所测数值的差。

在步骤S423中，对50Hz电源频率及其谐波进行频率陷波滤波处理，对100hz以上高频进行低通滤波处理。在实际应用中，最大的干扰源之一就是50Hz电源及其谐波频率，在这些频率处施加频段阻断数字滤波器，可以降低其干扰。

在步骤S424中，基线漂移校正。例如，可以对心磁信号施加基线漂移修正算法，以减弱基线漂移影响。

在本公开的实施例中，对基线漂移修正的具体方式不做限制，可以根据实际需要进行选择。例如，在本公开的一个具体示例中，基线漂移修正的方式可以为去除线性漂移，即将一整段信号与线性(一次)函数拟合，再从信号中减去该函数。此方法可拓展为多项式函数拟合，例如考虑0-5次的函数，拟合出最优匹配，再从原信号中减去。例如，在本公开的另一个具体示例中，基线漂移修正的方式可以为小波分析法，即对整段信号进行时域-频域分析，在例如1Hz以下的频段，减去一段时间内所对应的主要频率。

例如，在本公开的实施例中，在执行步骤S421(或者步骤S421’)之后且在执行步骤S422之前，可以将扫描装置测得的原始信号投影到高维空间(例如信号空间投影、独立成分分析等方法)，然后分离出信号中主要由噪声组成的分量，并将该分量剔除，具体可以参见图10中的步骤S401。

例如，在本公开至少一个实施例提供的无屏蔽式心磁图设备中，扫描装置的至少一个第一原子磁强计包括多个第一原子磁强计，该多个第一原子磁强计阵列排布。通过阵列排布的多个第一原子磁强计可以提高扫描装置对目标的磁场信息的扫描精度，并确定对应目标的不同区域的磁场强度。示例性地，重新参见图1，多个第一原子磁强计在一个平面上阵列排布。

扫描装置用来探测心脏电生理活动产生的磁场。每个第一原子磁强计内部由激光光源、光学镜片、碱金属原子气室、加热器、射频线圈、补偿线圈、和激光接收器组成。例如，激光光源可以包括泵浦光和探测光，激光接收器接收探测光。泵浦光用来激发碱金属原子，探测光穿过原子气室，与气室内的碱金属原子互相作用。基于光学-射频双共振现象，激光接收器所接收到的探测光的参数(例如光强，或者偏振角度)会根据外界磁场的强度而变化。因此通过获取这些参数，即可推断出外界磁场强度。

例如，在本公开一些实施例提供的无屏蔽式心磁图设备中，如图1和图2所示，扫描装置100中的多个第一原子磁强计设置在一层中，即，多个第一原子磁强计阵列排布在同一平面内。

例如，在本公开一些实施例提供的无屏蔽式心磁图设备中，如图3和图4所示，扫描装置100包括彼此叠置的第一扫描结构110和第二扫描结构120，第一扫描结构110和第二扫描结构120设置为间距可调，第一扫描结构110和第二扫描结构120分别包括一组第一原子磁强计，即，一些第一原子磁强计阵列排布在第一扫描结构110中，另一些第一原子磁强计阵列排布第二扫描结构120中。例如，第二扫描结构120可以沿着可移动式支撑臂400滑移(可以为手动调节)，以实现第一扫描结构110和第二扫描结构120的间距调节。

例如，在本公开的实施例提供的无屏蔽式心磁图设备中，如图3和图4所示，第二扫描结构120位于第一扫描结构110和参考阵列200之间，第二扫描结构120包括阵列排布的多个通孔，在第一扫描结构110和第二扫描结构120的间距为零时，第一扫描结构110中的第一原子磁强计和第二扫描结构120中的第一原子磁强计阵列排布在同一平面内。

例如，在本公开的实施例提供的无屏蔽式心磁图设备中，控制系统在滤除磁信号中与环境磁场相关的噪声后输出对检测目标的诊断结果的波形图。利用如图3-图6所示的扫描装置100，在第一扫描结构110和第二扫描结构120调节为如图3所示的间距为零的情况下，波形图可以输出为一维波形图或二维地形图。在第一扫描结构110和第二扫描结构120调节为如图4所示的间距大于零的情况下，波形图可以输出为一维波形图、二维地形图或三维源成像图。

在第一模式下，第二扫描结构120处于最下方以与第一扫描结构110的间距为零，所有的第一原子磁强计共处同一平面。此时可以获得该平面的绝对磁场和梯度磁场信息。

在第二模式下，抬升第二扫描结构120至第一扫描结构110的上方(例如0-10厘米处)，对两组阵列所测得的磁场进行三维空间插值，这一操作可以获得第一模式以外，沿竖直方向在不同间距测得的梯度磁场信息，即，磁感应强度(例如单位为pT)与不同间距(例如单位为cm)之比，从而得到三维空间内的梯度场分布(第一模式只能得到平面分布)。

梯度磁场对于小范围空间内变化的磁场非常敏感(心磁为在小范围内变化的磁场)，并可以抑制大尺度的空间波动或静态磁场(低频共模抑制)。因此，在外界磁场干扰较大时测量梯度场可以降低噪声，从而获得更精确的结果。虽然第一模式已经可以获得冠状面的梯度场分布，但事实上心磁的梯度信号在垂直于冠状面的方向分量最大，因此第二模式的检测功能更强大。此外，由于第一扫描结构和第二扫描结构的距离(例如沿重力方向的垂向距离)可变(梯度测量的距离可变)，因此可以通过扫描不同竖直距离(垂向距离)下的信噪比从而找到适用于当前环境的最优的距离。

在输出的波形图为一维波形图的情形中，可以将每个第一原子磁强计所输出的绝对磁场强度作为一个通道显示，也可以将每个第一原子磁强计所处位置的等效梯度磁场强度(通过插值得出的)作为一个通道显示。无论是绝对磁场和梯度磁场，都可以对波形进行微分显示和积分显示。此外，还可以将多个心跳周期的心磁信号平均后显示，从而得到更高的信噪比。在与心电图同步采集的实施例中，可以将心磁图和心电图的信号同步显示，从而获得更全面的信息。心磁图与心电图的生理源头完全相同，即支配心脏跳动节律的神经电流。心电图探测的是这一电流导致的在体表不同位置电势的差异，而心磁图探测的是这一电流产生的磁场。

通过右手定则可以得知，磁场的方向与电流的方向垂直。因此心磁图与心电图分别对不同方向的信号更加敏感(心磁图对于切向电流和涡流更加敏感，心电图对于径向电流更加敏感)，同时测量可以得到互补的信息。

另外，磁场在人体中传播几乎不受介质的影响，这意味着心磁图波形更接近源头信号。而电流更有可能由于不同组织间(例如肌肉，脂肪，骨骼)不同的导电率而改变波形，但这种失真也可以提供额外的传导过程中的信息，例如一个人的肥胖程度。因此心磁图和心电图同步采集可以交叉验证病因，也可以为医生提供关于被试者更全面的身体情况。

最后，心磁图的传感器全部分布在心脏附近，而心电图的电极则最远分布在肢体末端。因而这两种技术以不同空间尺度测得心脏电生理信号，这进一步提高了二者信息的互补价值。

在输出的波形图为二维地形图的情形中，可以使用扫描阵列所获取的离散真实值进行二维空间插值，使用特定颜色表对应磁场强度。二维地形图对应人体的冠状面的磁场分布。真实值可以是绝对磁场或不同扫描装置间距下所测得的梯度磁场。另外，二维地形图可以与受试者的结构影像(例如数字X射线，CT，MRI等)进行配准后融合显示。具体配准方原理为：激光测距仪与扫描装置的相对位置固定且已知，每次扫描光斑位于肋骨特征点位，因此地形图上肋骨特征点位的位置可被标注出来，例如，将该点位与结构图像上对应的同一点对齐。

在输出的波形图为三维源成像图的情形中，由于在梯度磁场模式下，扫描装置在空间X-Y-Z三个正交方向都有分布，因此可以实现三维空间内，对于心磁信号源产生位置的定位，实现方法例如可以包括如下的步骤1～3。

在步骤1中，首先建立正问题模型传输矩阵(例如有限元模型，边界元模型等)，用来规定电流的传播性质与其产生相应电场和磁场的模式，即什么样的电流源会产生什么样的波形。

在步骤2中，选取心磁图中感兴趣的时间点或时间段，例如波形出现异常的位置。

在步骤3中，将这一规定时间内的所有通道的数据输入正问题模型，然后求解逆问题，即寻找一种电流源的空间和强度分布，使得经过传输矩阵产生的信号与实际测得的信号误差最小或最相似。

逆问题求解方法包括：偶极子匹配、最小范数估计、或波束成形法等。，计算的结果将包含特定时间内心磁信号发生源强度的空间分布。由于心磁图与心电图同源，所以二者可以共享完全相同的正问题模型，这意味着在求解逆问题时，可以将同步采集的心磁图和心电图数据一起导入。这相当于有更多的已知条件，从而使得结果更易解，更精确。

将这一结果与结构像(例如CT、MRI等三维结构像)进行配准，从而显示融合的结构与信号源强度信息。这一功能对于心脏消融术等心血管手术的术前定位具有重要参考价值。

例如，在本公开至少一个实施例提供的无屏蔽式心磁图设备中，参考阵列包括至少四个第二原子磁强计，至少四个第二原子磁强计布置为确定空间坐标系，环境磁场信息包括至少四个第二原子磁强计中的每个在空间坐标系中的磁场强度。参考阵列可以用来测量环境磁场以辅助磁信号的降噪处理，参考阵列可用于测量绝对磁场和一阶梯度场。原子磁强计具有体积小、排布灵活、可在室温下运行、成本低等优势，利用原子磁强计对环境磁场进行检测的设计，可以简化心磁图设备的结构；另外，通过将第二原子磁强计布置为确定空间坐标系，可以确定当前环境磁场的空间分布规律，可以更精确地从磁信息中去除环境磁场信息产生的噪声，从而提高信噪比。示例性地，重新参见图1，参考阵列200包括四个第二原子磁强计，在以其建立的空间坐标系中，一个第二原子磁强计位于该空间坐标系的原点，另外三个第二原子磁强计分别位于X、Y、Z轴上。

例如，在本公开至少一个实施例提供的无屏蔽式心磁图设备中，第一原子磁强计至目标的距离小于第二原子磁强计至目标的距离。因为原子磁强计不受外部设备的限制(例如不需要低温设备等的限制)，其排布更加灵活，从而可以设置为接近目标，使得扫描装置获得的磁信息的强度高，从而有利于提高信噪比。示例性地，重新参见图1，扫描装置100(或其包括的第一原子磁强计)相对于扫描阵列200(或其包括的第二原子磁强计)更接近目标10(例如心脏)。

需要说明的是，在本公开的实施例中，在控制系统执行基于环境磁场信息滤除磁信号中与环境磁场相关的噪声这一过程之前，可以对扫描装置获得的磁信号以及参考阵列获得的环境磁场信息进行预处理，滤除部分噪音，简化后续处理的操作，并提高信息处理的准确度。

例如，在本公开至少一个实施例提供的无屏蔽式心磁图设备中，控制系统储存有参考心磁信号，在基于环境磁场信息滤除磁信号中与环境磁场相关的噪声之前，控制系统配置为将磁信号与参考磁信号差异过大的部分滤除。如此，可以将磁信号的预期部分保留，并去除干扰过大的部分，从而降低噪声的干扰程度，提高信息处理的精度，提高信噪比。

示例性地，如图11所示，无屏蔽式心磁图设备的操作方法可以参见下述步骤S510、S511和S520。

在步骤S510中，利用扫描装置检测目标(例如心脏)的磁场信息以输出磁信号，并利用参考阵列检测环境磁场信息。该步骤S510的具体实施方式可以参见前述的步骤S310。

在步骤S511中，将磁信号与参考心磁信号对比，将磁信号中与参考心磁信号的差异程度大于预设阈值的部分滤除。预设阈值代表磁信号和参考心磁信号的差异程度。

例如，将参考磁信号经过多项式拟合后获得第一多项式，第一多项式为N次方多项式，该N次方多项式包括N个系数和1个常数。从磁信号中截取多个区间段，对每个区间段依次进行频谱分析后进行多项式拟合以获得第二多项式。第一多项式和第二多项式都为N次方多项式，该N次方多项式包括N个系数和1个常数。对第一多项式和第二多项式的常数和同次幂的系数进行比值(大的数值比小的数值)，如果比值超过第一预设值的常数和系数的数量超过第二预设值，那么舍弃该区间段，反之保留。

第一预设值和第二预设值可以根据需要进行确定。例如第一预设值可以为2、5、10、15等。例如，第二预设值可以为(N-1)/2、N/2或(N+1)/2取整等。第一预设值和第二预设值道标第一多项式和第二多项式的差异程度，即，预设阈值由该第一预设值和第二预设值确定。

下面，通过一个具体的示例进行对上述实施例中的技术方案进行详细的说明。

示例性地，控制系统存储以健康人体的心磁图为基准建立的参考心磁信号，该参考心磁信号可以呈现为频域信号，并进行多项式拟合，假设拟合曲线对应的公式为10次方公式，具体如下述的公式1。

P₁＝a₁·f¹⁰+b₁·f⁹+c₁·f⁸+d₁·f⁷+e₁·f⁶+f₁·f⁵+g₁·f⁴+h₁·f³+i₁·f²+j₁·f+k₁

该公式1中的P₁代表磁场强度，f代表频率。公式1的系数a₁至j₁和常数k₁的数量为11个。

在测试人体时，利用扫描装置测得特定时间段(例如100秒)内的心磁信号，从其中截取10秒区间段的信号，相邻区间段可以间隔5秒，然后对每个区间段的信号进行频谱分析，将该区间段的信号由时域信号转换为频域信号，然后对该频域信号进行多项式拟合后得到10次方公式，具体如下述的公式2。

P₂＝a₂·f¹⁰+b₂·f⁹+c₂·f⁸+d₂·f⁷+e₂·f⁶+f₂·f⁵+g₂·f⁴+h₂·f³+i₂·f²+j₂·f+k₂

该公式2中的P₂代表磁场强度，f代表频率。该公式2的系数a₂至j₂和常数k₂的数量为11个。

比较公式1和公式2的系数和常数，且对应同级别次幂的系数对比，例如a₁和a₂对比，b₁和b₂对比。如果公式1和公式2中所对比的系数和常数的差异程度大于十倍(例如a₁和a₂的比值、b₁和b₂对比的比值等)的个数(总个数为11)超过5个，则该区间段的信号认为是坏段以舍弃，反之则保留至后续处理步骤。

在步骤S520中，基于环境磁场信息滤除磁信号中与环境磁场相关的噪声。该步骤S520的具体实施方式可以参见前述的步骤S320。

例如，本公开至少一个实施例提供的无屏蔽式心磁图设备还包括测距装置，该测距装置配置为实时监测扫描装置与目标的距离信息。测距装置与控制系统连接，控制系统配置为基于距离信息作为回归因子来校正磁信号。如果扫描装置和目标的距离改变，扫描装置检测的磁信号的强度可能改变，通过测距装置可以检测目标与扫描装置的距离变化关系，消除因距离改变对磁信号的精度造成的不良影响，从而提高信噪比。示例性地，如图2所示，测距装置300。例如，该测距装置300可以位于扫描装置100的中心，从而可以对准目标10，以提高获得信息的准确度。

例如，人体的呼吸过程导致的胸腔按照一定频率起伏，会使得胸腔(及其中的心脏)与扫描装置的间距按照一定频率重复变化，间距变化会影响扫描装置测得的心脏的磁场强度，即，导致扫描装置测得的磁信息中包括了与呼吸频率有关的变量，利用测距装置测量扫描装置和目标之间的距离信息，可以获得该变量，从而在对磁信息的处理过程中将该变量去除，提高磁信息处理的准确度，从而提高信噪比。

例如，测距装置可以为光学瞄准测距仪。光学瞄准测距仪可以位于扫描装置的中心，光学瞄准测距仪脉冲式激光发射器和高采样率激光接收器。发射器垂直向下发射激光，光点投射到人体表面，用以辅助操作员移动扫描阵列至心脏正上方，以使得不同人的检测结果有更好的一致性。接收器可以以极高采样率检测体表反射回来的激光所花的时间，因此可以测得扫描装置与体表(或心脏)的距离。以较高频率重复这一过程即可测得这一距离随时间的变化曲线，利用这一功能可以进一步减少所测得心磁数据(磁信号)的噪声。

示例性地，如图11所示，无屏蔽式心磁图设备的操作方法在执行完步骤S520后，还可以包括如下的步骤S530。

在步骤S530中，利用测距装置测得的实时距离信息后，得到人体的呼吸节律，然后将呼吸节律作为回归因子用于对磁信息的处理，起到抑制与呼吸相关信号的增益的作用，从而校正磁信号。

例如，本公开至少一个实施例提供的无屏蔽式心磁图设备还包括心电检测装置，该心电检测装置配置为检测目标的心电信息。心电检测装置与控制系统连接，控制系统配置为基于心电信息校正磁信号。

例如，心电检测装置配置为在所述扫描装置检测所述目标的磁场信息时同步检测目标的心电信息，屏蔽式心磁图设备配置为同步显示包括所述心电信息的心电图和包括所述磁信号的心磁图。如此，用于形成心磁图的磁信号和用于形成心电图的心电信息实际上是同步采集的，从而保证利用心电信息来校正磁信号的准确度；此外，心电图和心磁图可以同步显示例如显示为一维波形图，从而呈现更多关于目标的诊断信息。

需要说明的是，上述所指的人体呼吸可以为本人的呼吸也可以为他人的呼吸。例如，在检测目标为胎儿的情况下，该“他人”可以为母体。

例如，在本公开实施例的一个示例中，对非胎儿的检测目标进行心磁图检测，上述实施例的方案中所指的人体呼吸可为检测目标本人的呼吸。

例如，在本公开实施例的一个示例中，对胎儿进行心磁图检测时，上述实施例的方案中所指的人体呼吸为母体的呼吸。示例性地，在胎儿心磁图的检测过程中，随着母体的呼吸，母体胸膈膜会规律运动，从而推动胎儿的位置随着胸膈膜的运动而移动。在该状态下，胎儿不仅存在纵向(沿人体体表至扫描装置的方向)运动，还存在横向(沿与人体体表至扫描装置的方向垂直的方向)运动，胎儿(或胎儿的心脏)在横向和纵向上的运动都会在心磁信号中引入噪声。在该情况下，在利用测距装置测得的实时距离信息以得到人体的呼吸节律并将呼吸节律作为回归因子用于对磁信息的处理时，可以滤除胎儿在横向和纵向上移动而分别产生的噪声，从而起到抑制与呼吸相关信号的增益的作用，校正磁信号。

示例性地，如图11所示，无屏蔽式心磁图设备的操作方法在执行完步骤S520后，还可以包括如下的步骤S540。

在步骤S540中，将心电图作为回归因子，增加心电相关信号的增益，以校正磁信号。例如，利用心电检测装置与心磁同步采集获得人体的心电图之后，将心电图作为回归因子，对磁信号中与心电图契合的段进行增益，从而心电检测装置可以起到增加心电相关信号的增益的作用，以校正磁信号。

示例性地，布置心电图的电极，然后操作者移动可移动支撑臂，使得扫描阵列对准心尖体表投影处(左锁骨中线与第五肋间隙的交点内侧1-2cm)，并使距离在4-5cm，然后可以开始扫描，过程越持续90秒。扫描阵列所采集的磁信号、参考阵列所采集的环境磁场信息和心电图信号传输至控制系统，进过分段频谱分析后，与参考信号(例如参考心磁信号)进行比较，差别大于一定预设阈值的则当作坏段丢弃，然后对剩余信号其进行预处理。

例如，本公开至少一个实施例提供的无屏蔽式心磁图设备还包括可移动式支撑臂。可移动式支撑臂用于承载和驱动扫描装置和参考阵列。因为原子磁强计不受外部设备的限制(例如不需要低温设备等的限制)，其排布更加灵活，从而可以被移动，如此，利用可移动式支撑臂驱动扫描装置和参考阵列，可以使得扫描装置和参考阵列根据需要移动至对准目标的任意位置，且根据需要改变扫描装置和参考阵列与目标之间的距离，操作简便。

示例性地，重新参见图1，可移动式支撑臂400用来移动扫描装置100和参考阵列200的位置以对准心脏，有三个正交方向的把手方便移动操作。例如，参考阵列的第二原子磁强计安装于把手的内部。扫描装置1000和参考阵列200均安装在可移动式支撑臂400上，扫描装置100和参考阵列200相对位置固定，参考阵列200在扫描装置100的正上方。可移动式支撑臂400有三个自由度，即，分别如图1所示沿着X、Y、Z轴方向平移。

例如，在本公开至少一个实施例提供的无屏蔽式心磁图设备中，重新参见图1，无屏蔽式心磁图设备还包括可移动主机500，控制系统位于可移动主机500之内。当前的心磁图设备体积庞大，不便于移动，通常在专用室中使用，另外，即便移动也需要花费较长的时间，不能适用于急诊等情况。因为原子磁强计不受外部设备的限制(例如不需要低温设备等的限制)，其排布更加灵活，从而可以被移动，在此基础上，可以将包括控制系统的主机设置为可移动，从而使得无屏蔽式心磁图设备便于移动，从而不再局限于在专用室内应用。例如，根据需要，可以通过移动用于不同急诊室的应用。

例如，主机可以含有数据采集模块、计算机、显示器、数据处理和可视化软件、人机交互系统等。

例如，重新参见图1，本公开至少一个实施例提供的无屏蔽式心磁图设备还可以包括可移动无磁床500。通过将无磁床500设置为可移动，从而使得无屏蔽式心磁图设备便于移动，可以不需要相对于心磁图设备移动目标，便于保证目标(患者)的安全。例如，无磁床500上可以设置滚轮等结构以减小移动时的阻力(例如摩擦力)。

需要说明的是，在本公开的实施例中，无屏蔽式心磁图设备可以呈现三种形式的诊断结果，例如一维波形图、二维地形图、三维偶极子溯源定位图等。

例如，在该一维波形图中，可以选择特定通道显示随时间变化的磁场和/或电场值。例如，可以选定若干通道的数据进行独立成分分析(Independent ComponentAnalysis，简称为ICA)，信号源数量的设定可以为2至所选通道数，从而获得更清晰的心磁图和/或心电图信号。例如，可以采用信号空间投影和独立成分分析算法进行特征信号提取。本无屏蔽式心磁图设备可以自动识别波形的特征点例如R波波峰，和特征数值例如S-T间期、心率异变率等。

例如，在该二维地形图中，把所有通道显示在一张二维地形图上，以颜色代表磁场大小，以箭头表示磁场方向。每个通道间的区域通过插值法估算数值，以让图像看起来更加平滑。箭头数量等于通道数，为一一对应的关系。为了辅助判读，也可以加上磁场强度的等高线。对于二维地形图，本无屏蔽式心磁图设备可以自动识别一些特征值，例如偶极子程度(是否只出现两个极，所出现所有极的数量)、特征时间点(例如R波峰时)电场方向等。

例如，在该三维偶极子溯源定位图中，利用测得的磁场分布，通过最小范数估计，波束成形，或偶极子匹配等逆问题算法，估算心脏电活动的位置，结果将呈现在三维空间的标准化心脏模型上。

例如，在本公开的实施例中，无屏蔽式心磁图设备的零件可优选非铁磁性材料，进一步优选为非磁性材料，以减少环境磁场导致的噪声。例如，心电图的电极和导线均采用无磁材料。

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、等同替换等，均应包含在本发明的保护范围之内。