心磁图仪、基于其的补偿优化方法、系统及服务器与流程

本发明属于医学信号分析领域，特别是涉及一种心磁图仪、基于其补偿优化方法、系统及服务器。

背景技术：

心磁图仪是一种探测心脏电生理活动过程中产生的微弱磁场并应用于临床医学诊断的医疗设备，其具有灵敏度高、完全无创、完全被动、非接触等特殊优点，能精确定位心脏功能异常，具有很好的临床诊断潜力。

心磁信号的典型强度为数十pT(10^-12T)，而环境场噪声十分强烈，如地球磁场的典型强度为30～50μT，城市环境噪声达到了数百nT。从强大的背景磁场中提取极为微弱的心磁信号取决于两个方面：(1)高灵敏度的磁传感器，用于探测微弱心磁信号；(2)噪声抑制技术，用于抑制背景噪声。目前，心磁图仪主流采用的磁传感器是超导量子干涉器件(SQUID)，其具有非常高的磁场灵敏度，一般有3～5fT/Hz。在抑制噪声方面，常用的有磁屏蔽技术、梯度计技术、数字信号处理技术等。其中，磁屏蔽技术是采用高电导率的金属屏蔽环境场中的高频成分和高磁导率的金属屏蔽环境场中的低频成分，一般屏蔽室中还残留一定的低频环境场，须配合梯度计技术，才能对环境达到很好的抑制效果。

目前已成功开发出4通道无屏蔽心磁图仪，其在无屏蔽环境中，采用4个二阶梯度计作为探测通道和一组三轴磁强计作为补偿通道来完成对心磁信号及环境的探测，再通过一定的数据处理及成像技术，能够得到颇具价值的医学图像。但是，4通道心磁系统由于存在采集信号通道少、需要多点移动扫、单个病人心磁采集时间长、成像数据不实时、易受环境干扰等局限性，在实际应用和推广中存在一些问题。

为了得到高质量的心磁信号，减少因信号处理而引起的有用信号损失，需要使用屏蔽室技术对环境磁场进行抑制；同时，为了得到同步心磁信号，提高信号采集速率，多通道心磁图仪成为必然选择。为此，又研制了36通道心磁图仪系统，此系统的采用SQUID磁强计作为信号探测通道，且工作在屏蔽室环境中。但在磁屏蔽室环境中，由于应用环境中还存在一定的低频波动，导致36通道心磁图仪系统输出信噪比较低，失真度高的心磁信号。

因此，如何提供有一种心磁图仪、基于其的补偿优化方法、系统及服务器，以解决现有技术中36通道心磁图仪无法抑制屏蔽室环境中的剩余磁场，导致输出信噪比较低，失真度高的心磁信号等缺陷，实已成为本领域从业者亟待解决的技术问题。

技术实现要素：

鉴于以上所述现有技术的缺点，本发明的目的在于提供一种心磁图仪、基于其的补偿优化方法、系统及服务器，用于解决现有技术中36通道心磁图仪无法抑制屏蔽室环境中的剩余磁场，导致输出信噪比较低，失真度高的心磁信号的问题。

为实现上述目的及其他相关目的，本发明一方面提供一种心磁图仪，所述心磁图仪包括：补偿层，设置于所述心磁图仪的超导量子干涉器件阵列层上方；所述补偿层上设置有至少一个用以补偿所述超导量子干涉器件阵列层产生的磁场信号的补偿磁强计。

于本发明的一实施例中，所述补偿层设置于所述超导量子干涉器件阵列层上方的预设距离处；且所述补偿层上设置的补偿磁强计与超导量子干涉器件阵列层中的磁强计一一对应。

于本发明的一实施例中，所述补偿磁强计通过插针固定至所述补偿层，所述补偿层设置于与所述心磁图仪的主体电性连接的印刷电路板上；所述心磁图仪需应用在磁屏蔽环境中。

本发明另一方面提供一种基于心磁图仪的补偿优化方法，所述补偿优化方法包括以下步骤：通过预设补偿方式利用所述补偿层上的补偿磁强计产生的第一磁场信号补偿所述超导量子干涉器件阵列层上每一磁强计产生的第二磁场信号，以形成补偿后的第三磁场信号；计算补偿后的第三磁场信号的评估参数，并根据所述评估参数综合评估所述第三磁场信号，以优化所述补偿层，在其上确定最佳补偿通道。

于本发明的一实施例中，所述预设补偿方式为：将补偿层上的补偿磁强计产生的第一磁场信号乘以一系数矩阵，接着减去所述超导量子干涉器件阵列层上每一磁强计产生的第二磁场信号，获取到输出差；统计该输出差的平方和，获取一最小平方和对应的系数矩阵；所述超导量子干涉器件阵列层上每一磁强计产生的第二磁场信号减去最小平方和对应的系数矩阵与所述补偿层上的补偿磁强计产生的第一磁场信号的乘积，获取补偿后的第三磁场信号。

于本发明的一实施例中，所述评估参数包括：补偿后的第三磁场信号与一用以代替心磁信号的激励信号的时域相关系数和频域相关系数；补偿后的第三磁场信号的特征波波峰值比与所述激励信号的特征波波峰值比的标准偏差；和/或补偿后的第三磁场信号的等磁图的畸变等级。

于本发明的一实施例中，所述激励信号由一圆形激励线圈产生，所述圆形激励线圈位于在所述心磁图仪的杜瓦底部下方；所述圆形激励线圈在加载由与其连接的心磁信号发射器发射的心磁信号后，产生所述激励信号；所述激励信号的磁场强度的大小根据毕奥-萨法定律计算；所述毕奥萨法定律为：其中，μ₀表示真空磁导率，μ₀＝4×10^-7T·m/A；R表示圆形激励线圈的半径；x表示所述超导量子干涉器件阵列层上每一磁强计与圆形激励线圈距离的横坐标；y表示所述超导量子干涉器件阵列层上每一磁强计与圆形激励线圈距离的横坐标的纵坐标；h为圆形激励线圈与所述超导量子干涉器件阵列层的垂直距离；I为经过所述圆形激励线圈的电流大小。

于本发明的一实施例中，所述补偿后的第三磁场信号与一用以代替心磁信号的激励信号的时域相关系数和频域相关系数的计算过程包括：对获取的补偿后的第三磁场信号进行50Hz带阻滤波和100Hz低通滤波处理，形成已处理补偿后的第三磁场信号；根据预置相关性计算方式，计算已处理补偿后的第三磁场信号与所述激励信号的时域相关系数；同时将已处理补偿后的第三磁场信号和所述激励信号进行傅里叶变换，根据所述预置相关性计算方式，计算已处理补偿后的第三磁场信号与所述激励信号的频域相关系数。

于本发明的一实施例中，所述补偿后的第三磁场信号的特征波波峰值比与所述激励信号的特征波波峰值比的标准偏差的计算过程包括：识别已处理补偿后的第三磁场信号中的特征波；统计特征波的波峰值，并根据特征波的波峰值，计算已处理补偿后的第三磁场信号中的特征波的波峰比值；计算已处理补偿后的第三磁场信号中的特征波的波峰比值与激励信号中的特征波的波峰比值间的标准偏差。

本发明又一方面提供一种基于所述的心磁图仪的补偿优化系统，所述补偿优化系统包括：补偿模块，用于通过预设补偿方式利用所述补偿层上的补偿磁强计产生的第一磁场信号补偿所述超导量子干涉器件阵列层上每一磁强计产生的第二磁场信号，以形成补偿后的第三磁场信号；优化模块，用于计算补偿后的第三磁场信号的评估参数，并根据所述评估参数综合评估所述第三磁场信号，以优化所述补偿层，在其上确定最佳补偿通道。

本发明最后一方面提供一种服务器，包括所述的基于所述的心磁图仪补偿优化系统。

如上所述，本发明的心磁图仪、基于其的补偿优化方法、系统及服务器，具有以下有益效果：

本发明所述的心磁图仪、基于其的补偿优化方法、系统及服务器利用心磁图仪中的补偿构型，有效抑制屏蔽室环境中的剩余磁场，使36个SQUID信号整列输出高信噪比、高保真度的心磁信号。

附图说明

图1显示为本发明的心磁图仪于一实施例中的立体图。

图2显示为本发明的基于心磁图仪的补偿优化方法于一实施例中的流程示意图。

图3显示为本发明的补偿通道补偿后第三磁场信号与激励信号的相关性示意图。

图4显示为本发明的补偿磁强计111B，111G，111J的QRST波峰值比示意图。

图5显示为本发明的基于心磁图仪的补偿优化系统于一实施例中的原理结构示意图。

图6显示为本发明的服务器于一实施例中的原理结构示意图。

元件标号说明

1 心磁图仪/36通道心磁图仪

11 补偿层

111 补偿磁强计

111A， 补偿磁强计

111B，

111C，

111D，

111E，

111F，

111G，

111H，

111I，

111J，

111K，

111L

12 超导量子干涉器件阵列层

121 磁强计

2 基于心磁图仪的补偿优化系统

21 补偿模块

22 优化模块

3 服务器

S1～S2 步骤

具体实施方式

以下通过特定的具体实例说明本发明的实施方式，本领域技术人员可由本说明书所揭露的内容轻易地了解本发明的其他优点与功效。本发明还可以通过另外不同的具体实施方式加以实施或应用，本说明书中的各项细节也可以基于不同观点与应用，在没有背离本发明的精神下进行各种修饰或改变。需说明的是，在不冲突的情况下，以下实施例及实施例中的特征可以相互组合。

需要说明的是，以下实施例中所提供的图示仅以示意方式说明本发明的基本构想，遂图式中仅显示与本发明中有关的组件而非按照实际实施时的组件数目、形状及尺寸绘制，其实际实施时各组件的型态、数量及比例可为一种随意的改变，且其组件布局型态也可能更为复杂。

实施例一

本实施例提供一种心磁图仪，所述心磁图仪包括：

补偿层，设置于所述心磁图仪的超导量子干涉器件阵列层上方；

所述补偿层上设置有至少一个用以补偿所述超导量子干涉器件阵列层产生的磁场信号的补偿磁强计。

以下将结合图示对本实施例所提供的心磁图仪进行详细描述。请参阅图1，显示为心磁图仪于一实施例中的立体图。如图1所示，本实施例所述的心磁图仪为36通道心磁图仪1。所述36通道心磁图仪1包括补偿层11。

所述补偿层11设置于所述心磁图仪的超导量子干涉器件阵列层上方，具体地，在所述心磁图仪的超导量子干涉器件阵列层，即36通道心磁图仪1的36超导量子干涉器件阵列层上方的预设距离处，该预设距离在实际应用中是可以根据环境和信号特点设置，于本实施例中将预设距离设置为50mm处。且在所述补偿层11上设置有至少一个用以补偿所述超导量子干涉器件阵列层产生的磁场信号的补偿磁强计(补偿磁强计在制作工艺、整体封装、引脚设置方面均与36SQUID阵列层的磁强计相同，以期提高系统读出电路的兼容性，但是为了在补偿阵列层的同时，不影响心磁信号的质量，补偿层的补偿磁强计在设计制作时降低了其灵敏度，具体表现为其探测线圈的面积只有阵列层磁强计的四分之一)，本实施例中，初始阶段在补偿层11上设置12个补偿磁强计111，即图1中所示的111A，111B，…，111L，12个补偿磁强计111沿所述阵列层11的对角线，等距离(本实施例中，两个补偿磁强计111之间的距离为38mm)设置。如图1所示的补偿磁强计111A至111F设置在一对角线上，从111G至111L设置在另一对角线上，且所述补偿层上设置的补偿磁强计111A，111B，…，111L的正下方与超导量子干涉器件阵列层12上的磁强计121一一对应。在本实施例中，利用12个补偿磁强计111输出的磁场信号分别补偿36超导量子干涉器件阵列层上设置的36个SQUID磁强计输出的磁场信号。

在本实施例中，所述补偿磁强计111通过插针固定至所述补偿层11，所述补偿层11设置于与所述心磁图仪的主体电性连接的印刷电路板上；所述心磁图仪需应用在磁屏蔽环境中。

实施例二

本实施例提供一种基于实施例一所述的心磁图仪的补偿优化方法，其特征在于，所述补偿优化方法包括以下步骤：

通过预设补偿方式利用所述补偿层上的补偿磁强计产生的第一磁场信号补偿所述超导量子干涉器件阵列层上每一磁强计产生的第二磁场信号，以形成补偿后的第三磁场信号；

计算补偿后的第三磁场信号的评估参数，并根据所述评估参数综合评估所述第三磁场信号，以优化所述补偿层，在其上形成最佳补偿通道。

以下将结合图示对本实施例所述的基于实施例一所述的心磁图仪的补偿优化方法。请参阅图2，显示为基于心磁图仪的补偿优化方法于一实施例中的流程示意图。如图2所示，所述基于心磁图仪的补偿优化方法具体包括以下几个步骤：

S1，通过预设补偿方式利用所述补偿层上的补偿磁强计产生的第一磁场信号补偿所述超导量子干涉器件阵列层上每一磁强计产生的第二磁场信号，以形成补偿后的第三磁场信号。本实施例中，所述预设补偿方式具体是指：

将补偿层上的补偿磁强计产生的第一磁场信号乘以一系数矩阵，接着减去所述36超导量子干涉器件阵列层上每一磁强计产生的第二磁场信号，获取到输出差；

统计该输出差的平方和，获取一最小平方和对应的系数矩阵；

所述36超导量子干涉器件阵列层上每一磁强计产生的第二磁场信号减去最小平方和对应的系数矩阵与所述补偿层上的补偿磁强计产生的第一磁场信号的乘积，获取补偿后的第三磁场信号。

以上所述的预设补偿方式在本技术领域称之为滑窗最小二乘算法。

S2，计算补偿后的第三磁场信号的评估参数，并根据所述评估参数综合评估所述第三磁场信号，以优化所述补偿层，在其上形成最佳补偿通道。在本实施例中，通过计算补偿后的第三磁场信号与施加的一激励信号的相关性、峰值比来评估一致性，根据一致性最优原则，确定所需的参考SQUID磁强计的位置及个数。所述激励信号由一圆形激励线圈产生，所述圆形激励线圈位于在所述心磁图仪的杜瓦底部下方，于本实施例中位于所述杜瓦底部约6.6cm处，且所述圆形激励线圈直径为15cm；所述圆形激励线圈的两端在加载由与其连接的心磁信号发射器发射的心磁信号后，产生所述激励信号。在本实施例汇中，所述激励信号的磁场强度大小与医学上所述定义的心磁大小相当，即在(80pT，100pT)。

于本实施例中，所述激励信号的磁场强度的大小根据毕奥萨法定律计算；所述毕奥萨法定律为：

其中，μ₀表示真空磁导率，μ₀＝4×10^-7T·m/A；R表示圆形激励线圈的半径；x表示所述超导量子干涉器件阵列层上每一磁强计与圆形激励线圈距离的横坐标；y表示所述超导量子干涉器件阵列层上每一磁强计与圆形激励线圈距离的横坐标的纵坐标；h为圆形激励线圈与所述超导量子干涉器件阵列层的垂直距离；I为经过所述圆形激励线圈的电流大小。

在本实施例中，所述评估参数包括：

补偿后的第三磁场信号与一用以代替心磁信号的激励信号的时域相关系数和频域相关系数；

补偿后的第三磁场信号的特征波波峰值比与所述激励信号的特征波波峰值比的标准偏差；和/或

补偿后的第三磁场信号的等磁图的畸变等级。

其中，所述补偿后的第三磁场信号与一用以代替心磁信号的激励信号的时域相关系数的计算过程为：

对获取的补偿后的第三磁场信号进行50Hz带阻滤波和100Hz低通滤波处理，形成已处理补偿后的第三磁场信号；

根据预置相关性计算方式，计算已处理补偿后的第三磁场信号与所述激励信号的时域相关系数。于本实施例中，所述预置相关性计算方式为

其中，x_i为采样点序号为i的已处理补偿后的第三磁场信号，为n个采样点平均的已处理补偿后的第三磁场信号，y_i为采样点序号i的激励信号，为n个采样点平均的激励信号。

同时所述补偿后的第三磁场信号与一用以代替心磁信号的激励信号的频域相关系数的计算过程为：

将已处理补偿后的第三磁场信号和所述激励信号进行傅里叶变换，将傅里叶变换的已处理补偿后的第三磁场信号和所述激励信号代入预置相关性计算方式，

即

计算已处理补偿后的第三磁场信号与所述激励信号的频域相关系数。

在本实施例中，时域相关系统和频域相关系数越大，相关性越好。请参阅图3，显示为补偿通道补偿后第三磁场信号与激励信号的相关性示意图。如图3所示，111B(R2)最差，其相关性整体偏低，均值为0.82，各别点处严重失真；111G(R7)和111L(R12)最佳，相关性系数均值都达到0.95，呈现非常高的相关性。

所述补偿后的第三磁场信号的特征波波峰值比与所述激励信号的特征波波峰值比的标准偏差的计算过程包括：

识别已处理补偿后的第三磁场信号中的特征波。于本实施例中，特征波是指Q波，S波，T波，R波。具体识别已处理补偿后的第三磁场信号中的特征波是指：对已处理补偿后的第三磁场信号进行微分、非线性变换、再微分，得到结果不为零的点，通过定义的尖锐度，即可判断出QRS波形。随后，对已处理补偿后的第三磁场信号的ST波间距进行统计平均，S波的位置加上平均后的ST波间距获取到T波的位置，从而实现QRST波的识别。

统计特征波的波峰值，并根据特征波的波峰值，计算已处理补偿后的第三磁场信号中的特征波的波峰比值，即计算已处理补偿后的第三磁场信号中Q/R，S/R，T/R。

计算已处理补偿后的第三磁场信号中的特征波的波峰比值与激励信号中的特征波的波峰比值间的标准偏差，以比较已处理补偿后的第三磁场信号与激励信号的偏离。在本实施例中，标准偏差的计算公式为

其中，N为阵列层上的磁强计的数目，即本实施例中的36，x_i统计的各特征波的波峰值比，x激励信号的各特征波的波峰值比。请参阅图4，显示为补偿磁强计111B，111G，111J的QRST波峰值比示意图。如图4所示，补偿磁强计111B的QRST峰值比偏离标准值最为严重，故失真最为严重；补偿磁强计111G的QRST峰值比与标准值偏离非常小，失真程度低。

QRST波峰值比是评估心磁信号在特征点处的失真程度的重要参数，比时域相关系数和频域相关系数更能在细节上评估信号的一致性。

获取已处理补偿后的第三磁场信号的等磁图的畸变等级。在本实施例中，对已处理补偿后的第三磁场信号进行差值处理，再反演成像，获取已处理补偿后的第三磁场信号的等磁图，即获取补偿磁强计111A，111B，…，111L产生的已处理补偿后的第三磁场信号的等磁图，并与激励信号的等磁图进行比较，并按照畸变程度排列已处理补偿后的第三磁场信号的等磁图，选取畸变程度小的。111G及111L作为补偿通道后补偿效果最清晰。

基于一致性最高及信号不失真原则，确定补偿36超导量子干涉器件阵列层上最佳补偿通道即，111G和111L所形成的补偿通道。

本实施例所述的基于心磁图仪的补偿优化方法利用心磁图仪中的补偿构型，有效抑制屏蔽室环境中的剩余磁场，使36个SQUID信号整列输出高信噪比、高保真度的心磁信号。

实施例三

本实施例提供一种基于心磁图仪的补偿优化系统2，请参阅图5，显示为基于心磁图仪的补偿优化系统于一实施例中的原理结构示意图。如图5所示，所述基于心磁图仪的补偿优化系统2包括：补偿模块21及优化模块22。

所述补偿模块21用于通过预设补偿方式利用所述补偿层上的补偿磁强计产生的第一磁场信号补偿所述超导量子干涉器件阵列层上每一磁强计产生的第二磁场信号，以形成补偿后的第三磁场信号。本实施例中，所述补偿模块21中的预设补偿方式是指：

将补偿层上的补偿磁强计产生的第一磁场信号乘以一系数矩阵，接着减去所述36超导量子干涉器件阵列层上每一磁强计产生的第二磁场信号，获取到输出差；

统计该输出差的平方和，获取一最小平方和对应的系数矩阵；

所述36超导量子干涉器件阵列层上每一磁强计产生的第二磁场信号减去最小平方和对应的系数矩阵与所述补偿层上的补偿磁强计产生的第一磁场信号的乘积，获取补偿后的第三磁场信号。

与所述补偿模块21连接的采集模块22用于采集所述补偿层上的补偿磁强计产生的第一磁场信号、所述36超导量子干涉器件阵列层上每一磁强计产生的第二磁场信号、补偿后的第三磁场信号。

与所述补偿模块21连接的优化模块22用于计算补偿后的第三磁场信号的评估参数，并根据所述评估参数综合评估所述第三磁场信号，以优化所述补偿层，在其上形成最佳补偿通道。所述评估参数包括：补偿后的第三磁场信号与一用以代替心磁信号的激励信号的时域相关系数和频域相关系数；补偿后的第三磁场信号的特征波波峰值比与所述激励信号的特征波波峰值比的标准偏差；和/或补偿后的第三磁场信号的等磁图的畸变等级。

在本实施例中，所述优化模块22用于计算所述补偿后的第三磁场信号与一用以代替心磁信号的激励信号的时域相关系数。

具体地，所述优化模块22对获取的补偿后的第三磁场信号进行50Hz带阻滤波和100Hz低通滤波处理，形成已处理补偿后的第三磁场信号；

根据预置相关性计算方式，计算已处理补偿后的第三磁场信号与所述激励信号的时域相关系数。于本实施例中，所述预置相关性计算方式为

其中，x_i为采样点序号为i的已处理补偿后的第三磁场信号，为n个采样点平均的已处理补偿后的第三磁场信号，y_i为采样点序号i的激励信号，为n个采样点平均的激励信号。

所述优化模块22用于计算补偿后的第三磁场信号与一用以代替心磁信号的激励信号的频域相关系数。

具体地，所述优化模块22将已处理补偿后的第三磁场信号和所述激励信号进行傅里叶变换，将傅里叶变换的已处理补偿后的第三磁场信号和所述激励信号代入预置相关性计算方式，

即

计算已处理补偿后的第三磁场信号与所述激励信号的频域相关系数。

所述优化模块22用于计算所述补偿后的第三磁场信号的特征波波峰值比与所述激励信号的特征波波峰值比的标准偏差。

具体地，所述优化模块22识别已处理补偿后的第三磁场信号中的特征波。于本实施例中，特征波是指Q波，S波，T波，R波。具体识别已处理补偿后的第三磁场信号中的特征波是指：对已处理补偿后的第三磁场信号进行微分、非线性变换、再微分，得到结果不为零的点，通过定义的尖锐度，即可判断出QRS波形。随后，对已处理补偿后的第三磁场信号的ST波间距进行统计平均，S波的位置加上平均后的ST波间距获取到T波的位置，从而实现QRST波的识别。

统计特征波的波峰值，并根据特征波的波峰值，计算已处理补偿后的第三磁场信号中的特征波的波峰比值，即计算已处理补偿后的第三磁场信号中Q/R，S/R，T/R。

计算已处理补偿后的第三磁场信号中的特征波的波峰比值与激励信号中的特征波的波峰比值间的标准偏差，以比较已处理补偿后的第三磁场信号与激励信号的偏离。在本实施例中，标准偏差的计算公式为

$\mathrm{\σ}=\sqrt{\frac{1}{N}\underset{i=1}{\overset{N}{\Σ}}(x_i-x)}$

其中，N为阵列层上的磁强计的数目，即本实施例中的36，x_i统计的各特征波的波峰值比，x激励信号的各特征波的波峰值比。请参阅图4，显示为补偿磁强计111B，111G，111L的QRST波峰值比示意图。如图4所示，补偿磁强计111B的QRST峰值比偏离标准值最为严重，故失真最为严重；补偿磁强计111G的QRST峰值比与标准值偏离非常小，失真程度低。

QRST波峰值比是评估心磁信号在特征点处的失真程度的重要参数，比时域相关系数和频域相关系数更能在细节上评估信号的一致性。

所述优化模块22还用于获取已处理补偿后的第三磁场信号的等磁图的畸变等级。在本实施例中，对已处理补偿后的第三磁场信号进行差值处理，再反演成像，获取已处理补偿后的第三磁场信号的等磁图，即获取补偿磁强计111A，111B，…，111L产生的已处理补偿后的第三磁场信号的等磁图，并与激励信号的等磁图进行比较，并按照畸变程度排列已处理补偿后的第三磁场信号的等磁图，选取畸变程度小的。111G及111L作为补偿通道后补偿效果最清晰。

基于一致性最高及信号不失真原则，确定补偿36超导量子干涉器件阵列层上最佳补偿通道即，111G和111L所形成的补偿通道。

本实施例所述的基于心磁图仪的补偿优化系统利用心磁图仪中的补偿构型，有效抑制屏蔽室环境中的剩余磁场，使36个SQUID信号整列输出高信噪比、高保真度的心磁信号。

本实施例还提供一种服务器3，请参阅图6，显示为服务器于一实施例中的原理结构示意图。如图6所示，所述服务器3包括上述所述的基于心磁图仪的补偿优化系统2。

综上所述，本发明所述的心磁图仪、基于其的补偿优化方法、系统及服务器利用心磁图仪中的补偿构型，有效抑制屏蔽室环境中的剩余磁场，使36个SQUID信号整列输出高信噪比、高保真度的心磁信号。所以，本发明有效克服了现有技术中的种种缺点而具高度产业利用价值。

上述实施例仅例示性说明本发明的原理及其功效，而非用于限制本发明。任何熟悉此技术的人士皆可在不违背本发明的精神及范畴下，对上述实施例进行修饰或改变。因此，举凡所属技术领域中具有通常知识者在未脱离本发明所揭示的精神与技术思想下所完成的一切等效修饰或改变，仍应由本发明的权利要求所涵盖。