基于線性掃頻激勵的磁聲電導(dǎo)率檢測系統(tǒng)研究*

戴明，朱慧萍，陳思平△，陳昕，陳冕，孫通

(1. 深圳大學(xué) 健康科學(xué)中心 生物醫(yī)學(xué)工程學(xué)院，廣東 深圳 518060；2. 南開大學(xué)深圳研究院，廣東 深圳 518060)

1 引 言

據(jù)2014年世界衛(wèi)生組織發(fā)布的全球癌癥報(bào)告，未來20年，每年新發(fā)癌癥將達(dá)2200萬，同期癌癥死亡數(shù)將上升到1300萬[1]；2017年國內(nèi)347家癌癥登記點(diǎn)每天約1萬人被確診患癌，患癌風(fēng)險(xiǎn)高達(dá)36%[2]，因此，對癌癥進(jìn)行早期診斷具有重要意義。目前癌癥診斷主要有X線、CT、超聲成像、核磁共振等方法[3]，由于X射線與CT為有創(chuàng)檢測技術(shù)，使用受限；超聲成像快，價(jià)格低廉，雖被廣泛應(yīng)用于醫(yī)學(xué)成像領(lǐng)域，但對比度差，圖像清晰度有限，且成像區(qū)域受限，同時(shí)只有當(dāng)患者病灶組織發(fā)生形態(tài)病變后才能顯現(xiàn)，因而難以進(jìn)行早期診斷；MRI造價(jià)昂貴，使用和維護(hù)費(fèi)用高，難以普及[3]，因此，迫切需要對組織進(jìn)行無創(chuàng)、高對比度、高分辨率、成本低、能夠早期定量測量的方法和儀器。

目前研究表明，不同生理、病理狀態(tài)下生物組織具有不同電特性[4]，其在腫瘤生長過程中，周邊血管豐富，周圍電阻率也會發(fā)生變化，且生物組織功能性病變早于結(jié)構(gòu)性病變，功能性恢復(fù)滯后結(jié)構(gòu)性恢復(fù)[5]，因此，當(dāng)發(fā)生早期病變，尚未表現(xiàn)于形態(tài)結(jié)構(gòu)時(shí)，組織內(nèi)各類化學(xué)物質(zhì)及其空間分布首先發(fā)生變化，其宏觀上往往表現(xiàn)為病變組織電學(xué)特性變化[6]。因此有望通過檢測組織電導(dǎo)率變化來檢測病變情況，達(dá)到對病變組織早期診斷目的[5-7]，故電導(dǎo)率成像研究對疾病預(yù)防和恢復(fù)具有重要意義。

目前，傳統(tǒng)電阻抗方法不適用于組織電導(dǎo)率成像；感應(yīng)式磁聲電成像使用線圈激勵，存在交變磁場對組織電流影響；電壓注入磁聲檢測方法將電流注入成像體，其彌散性分布降低空間分辨率[6]；而磁聲電成像結(jié)合磁、聲、電場優(yōu)勢，克服傳統(tǒng)單一物理場限制，兼具超聲成像高分辨率和傳統(tǒng)電阻抗成像高對比度優(yōu)點(diǎn)，且對磁體場強(qiáng)及均勻性要求低，故成本低，加之可通過電極檢測，后續(xù)處理方法相對簡單，因此，本研究設(shè)計(jì)一種低成本磁聲電導(dǎo)率檢測系統(tǒng)，其利用線性連續(xù)波作為激勵源，采用激勵源與電極檢測信號作為輸入源來進(jìn)行電導(dǎo)率計(jì)算，其獲得電導(dǎo)率不僅準(zhǔn)確度較高，且計(jì)算復(fù)雜度大大降低，成像速度較快，同時(shí)提出影響系統(tǒng)穩(wěn)定性，提高系統(tǒng)信噪比方法，并對均勻仿體進(jìn)行實(shí)驗(yàn)，最后探討探頭類型及掃頻時(shí)寬對分辨率影響。

2 磁聲電導(dǎo)率成像理論推導(dǎo)

1997年，Wen提出霍爾效應(yīng)成像[8]，構(gòu)建電極電壓與組織電導(dǎo)率特性的一維模型，并推導(dǎo)該模型下電極檢測電壓與電導(dǎo)率關(guān)系，由于系統(tǒng)常數(shù)及內(nèi)阻不確定，因此該方法只適用于定性描述；Xu等人提出基于互易定理MAET[9]，通過檢測表面電極電壓求出單位電流注入成像體內(nèi)電流密度分布，進(jìn)而求出組織電阻率分布；為進(jìn)一步提高電導(dǎo)率成像分辨率，劉國強(qiáng)等人提出洛倫茲力電阻抗成像[10]，并使磁聲電成像在正逆問題求解上獲得進(jìn)一步完善； Bradley 等人在算法重建方面提出基于傅立葉理論重建算法，通過反傅立葉變換來重構(gòu)電導(dǎo)率[11]。

本研究采用基于線性掃頻方法來進(jìn)行成像，通過信號發(fā)生器產(chǎn)生一束掃頻時(shí)寬可調(diào)Chirp信號，并通過功率分配器后，一路送給Verasonics，另一路經(jīng)功率放大后送給超聲探頭，其中激勵源可表示為：

(1)

再通過Verasonics接收到的電壓信號可表示為：

(2)

再分別將上述激勵和接收信號分別進(jìn)行均值處理，帶通濾，混頻，低通濾波后獲得幅值正比于N的中頻信息，即：

(3)

再經(jīng)尺度變換獲得單點(diǎn)激勵時(shí)，電導(dǎo)率幅值隨深度變化電導(dǎo)率信息。

上式A0，A1，φ0，φ1分別為發(fā)射、接收信號幅值、發(fā)射、接收初始相位，f0，Δf為起始頻率和掃頻寬度，T為掃頻時(shí)寬，R為激勵深度，c為超聲傳播速度，其中0≤t≤T；k=0，1，L，N-1。

3 磁聲電導(dǎo)率系統(tǒng)設(shè)計(jì)

3.1 磁生電導(dǎo)率成像原理

通過探頭發(fā)射超聲來激勵成像體，使成像體內(nèi)局部粒子隨超聲波傳播而振動，由于振動粒子在靜磁場作用下受洛倫茲力而產(chǎn)生電荷分離，從而在成像體中形成局部電流源，進(jìn)而產(chǎn)生電場，通過緊貼在成像體表面電極或非接觸線圈即可獲得電壓信號，進(jìn)而重構(gòu)電導(dǎo)率圖像[4-5]，MAET成像過程見圖1。

圖1 MAET成像過程

本研究在現(xiàn)有MAET基礎(chǔ)上采用線性掃頻信號作為激勵源，將線性掃頻信號經(jīng)功率放大后，傳給超聲探頭，并經(jīng)去離子水耦合后注入組織內(nèi)，組織中局部粒子隨超聲縱波傳播而振動，由于在超聲縱波正交方向施加靜磁場，導(dǎo)致振動的帶電粒子在靜磁場作用下因受洛倫茲力而產(chǎn)生正負(fù)電荷分離，從而形成局部電流源，進(jìn)而形成局部電場，通過電極即可測得組織體表面電壓，再將激勵源與電極檢測電壓進(jìn)行混頻，經(jīng)峰值檢波等數(shù)字濾波處理后即可獲得組織在XY平面上某點(diǎn)電導(dǎo)率分布曲線，再結(jié)合探頭掃描位置信息，即可重建組織電導(dǎo)率分布圖，其成像過程見圖2。

圖2 基于線性調(diào)頻MAET成像過程

Fig2ImagingprocessofMAETusinglinearsweepmethod

圖3 系統(tǒng)實(shí)物連圖

3.2 系統(tǒng)平臺設(shè)計(jì)

本系統(tǒng)由激勵源，運(yùn)動控制平臺，Verasonics采集平臺三部分組成。其中激勵源包括信號發(fā)生器，功率分配器和功率放大器。運(yùn)動控制平臺由XYZ自由運(yùn)動云平臺，水浸功率探頭，C形靜磁體，嵌入磁體中檢測水槽及鍍銀銅電極等組成，其中Verasonics平臺被用來對電壓信號及激勵源分別進(jìn)行14位ADC采集、前置放大、帶通濾波、點(diǎn)乘、低通等處理及系統(tǒng)時(shí)序控制。其連接見圖3，通過信號發(fā)生器產(chǎn)生帶寬1 MHz，中心頻率2.5 MHz線性調(diào)頻激勵源，經(jīng)功率分配器后，一路經(jīng)53dB RF Power Amplifier A150功率放大器和阻抗匹配器后送給超聲探頭，另一路經(jīng)雙層屏蔽線，阻抗匹配器后送Verasonics，同時(shí)將電極緊貼成像體兩側(cè)，并與Verasonics連接，再將成像體置于塑料水槽中固定，隨后將水槽置于靜磁體中，并將探頭固定控制系統(tǒng)支架上，隨后往水槽加入去離子水，待云平臺校準(zhǔn)后，經(jīng)Verasonics給控制平臺發(fā)送定位信號來控制探頭移動，待探頭運(yùn)動到目標(biāo)位置，Verasonics隨即發(fā)出觸發(fā)信號來開啟信號發(fā)生器產(chǎn)生一束線性調(diào)頻波來激勵超聲探頭，同時(shí)Verasonics對電極電壓進(jìn)行檢測，最后經(jīng)對超聲激勵信號和電極檢測信號進(jìn)行相關(guān)成像算法處理即可獲得設(shè)置定位點(diǎn)在超聲激勵路徑上的電導(dǎo)率曲線，移動探頭1 mm到下一位置進(jìn)行掃描，并重復(fù)上述操作則可獲得XY平面上各定位點(diǎn)對應(yīng)電導(dǎo)率曲線，最終結(jié)合各定位點(diǎn)信息來獲得仿體在整個(gè)平面區(qū)域內(nèi)電導(dǎo)率分布圖，其線性掃頻激勵MAET連接見圖3。

本系統(tǒng)以MATLAB為編程語言，通過鍍銀銅電極來檢測電壓信號，并經(jīng)Verasonics對激勵源及電極電壓分別進(jìn)行阻抗匹配、ADC采集、前置放大、均值和帶通濾波，隨后點(diǎn)乘和低通濾波，再經(jīng)FFT變換獲得中頻信號，并經(jīng)尺度轉(zhuǎn)換和峰值檢波獲得仿體在XY平面單點(diǎn)激勵電導(dǎo)率曲線，再結(jié)合探頭位置，激勵源和電極電壓，經(jīng)維度變換及圖像重建即可獲得樣本電導(dǎo)率分布圖[7,12]，其算法流程見圖4。

圖4 成像算法流程圖

3.3 系統(tǒng)激勵源設(shè)計(jì)

本研究采用功率探頭激勵仿體使離子局部振動，故需探頭功率較大，考慮超聲激勵源及本系統(tǒng)特點(diǎn)，帶寬較寬，中心頻率1～3 MHz[5]，掃頻時(shí)寬可調(diào)超聲激勵源可滿足實(shí)驗(yàn)需求，因此選擇IMASONIC CDC10963作為振動激勵探頭，選擇幅值180 mv、頻率2～3 MHz、1 000 μs線性掃頻連續(xù)波作為激勵源。

為克服激勵信號和接收信號在時(shí)延、幅值、頻率、掃頻時(shí)寬及起終頻率不同而導(dǎo)致信噪比和測量精度不高，輸出不同步，本研究將功率放大器輸入激勵及接收信號合并為同路信號；由于功率放大器需散熱，其風(fēng)扇轉(zhuǎn)動引起振動，因此本研究將功率放大器放置于地面，并通過雙層屏蔽線和屏蔽網(wǎng)來提高系統(tǒng)信噪比；由于兩磁體間磁場均勻度不同，因而將成像體放在兩磁體內(nèi)中心區(qū)域；為不影響探頭自由運(yùn)動及減小空氣間隙和氣泡對超聲激勵仿體產(chǎn)生影響，本研究采用去離子水作為耦合劑。

3.4 仿體制作

將燒杯1中放入甲苯酸，并放入丙醇攪拌，然后放入丙三醇和水，最后放入豬皮粉，并攪拌均勻，并將燒杯2中放入丙三醇、丙醇、瓊脂及水?dāng)嚢杈鶆颉蔁芤夯旌希⒎湃隢aCl攪拌均勻后倒入模具，最后冷卻成形。通過上述方法制作的含0.5%NaCl均勻仿體見圖5。

圖5 0.5%NaCl均勻仿體實(shí)物圖

4 實(shí)驗(yàn)結(jié)果及結(jié)論

為驗(yàn)證本系統(tǒng)成像理論正確性，通過Verasonics對激勵信號及經(jīng)功率分配后另一延時(shí)2 μs線性掃頻信號分別進(jìn)行阻抗匹配，ADC采集，均值濾波，帶通濾波，混頻低通濾波，F(xiàn)FT變換，尺度轉(zhuǎn)換后所測得中頻頻率為If=2.035×104Hz，深度R=0.313 cm。

若取c=1540 m/s，τ=2 us，T=100 us，并進(jìn)行尺度變換后可得：If=2.0×104Hz，R=0.308 cm，其理論計(jì)算值與實(shí)測If和R一致，證明線性掃頻激勵洛倫茲力電導(dǎo)率成像應(yīng)用于本系統(tǒng)的正確性。

為測試系統(tǒng)準(zhǔn)確性和穩(wěn)定性，本研究制成與生物組織電導(dǎo)率相近含0.5% NaCl，厚度3.50 cm均勻仿體，并將其固定在探頭前4.25 cm位置，且仿體底面與塑料外殼間存在0.20 cm空隙，其超聲B模式掃描見圖6，通過三不同時(shí)寬掃頻信號對該仿體分別進(jìn)行實(shí)驗(yàn)，所得電導(dǎo)率曲線見圖7，從圖7得出三不同時(shí)寬信號均可獲得仿體上下底面與去離子水間電導(dǎo)率變化界面，而1 000 μs掃頻信號所獲得電導(dǎo)率幅值最大，信噪比最好，清晰獲得去離子水與容器底部電導(dǎo)率界面，且測得界面位置跟B模式掃描圖及實(shí)際仿體厚度，仿體底部到容器底部一致，且三掃頻時(shí)寬均能得到相同結(jié)論，說明本成像方法可應(yīng)用于均勻仿體電導(dǎo)率變化區(qū)域檢測中，此外，從圖7可看出，500 μs掃描時(shí)間還無法清晰獲得去離子水與容器底部電導(dǎo)率差異，而1 000 μs、1 500 μs掃頻激勵能清晰區(qū)分，表明線性掃頻時(shí)寬是影響分辨率的一個(gè)參數(shù)。

圖6 均勻仿體超聲B模式掃描圖

為測試聚焦探頭影響，本研究采用CDC10963-4對同一均勻仿體進(jìn)行實(shí)驗(yàn)，結(jié)果表明：聚焦點(diǎn)深度跟仿體中心點(diǎn)位置有關(guān)，當(dāng)聚焦點(diǎn)越靠近均勻仿體上表面時(shí)，越能清晰獲得仿體上表面電導(dǎo)率異常界面，而仿體下底面界面不明顯，當(dāng)聚焦點(diǎn)靠近均勻仿體下表面時(shí)，在仿體下表面能獲得清晰電導(dǎo)率變化界面，即探頭在聚焦點(diǎn)所測得信號最強(qiáng)，偏離聚焦點(diǎn)所測得信號則越來越弱，所測結(jié)果與聚焦理論一致。

此外，本研究使用500 μs時(shí)寬掃頻信號激勵均勻仿體，并進(jìn)行1 mm步長B模式掃描后獲得仿體電導(dǎo)率分布見圖8，從圖8獲得仿體上下電導(dǎo)率變化界面位置跟超聲B模式界面及直尺實(shí)測值一致，證明本系統(tǒng)的準(zhǔn)確性，并對0.3%，0.5%，0.7%NaCl濃度均勻仿體進(jìn)行實(shí)驗(yàn)，均能獲得相同結(jié)論。雖然上述結(jié)果表明本系統(tǒng)能被應(yīng)用于電導(dǎo)率變化區(qū)域檢測，但仍有諸多改進(jìn)之處，如細(xì)分掃頻時(shí)寬，增大磁體空間，提高磁場均勻度，完善平臺結(jié)構(gòu)。由于仿體中含有NaCl，因而導(dǎo)致仿體內(nèi)與電導(dǎo)率有關(guān)NaCl在水中逐漸稀釋，從而導(dǎo)致應(yīng)用于實(shí)驗(yàn)的仿體有效時(shí)間受限。此外，本系統(tǒng)只對仿體進(jìn)行B掃實(shí)驗(yàn)，而對電導(dǎo)率成像算法進(jìn)行優(yōu)化和改進(jìn)將作為接下來研究重點(diǎn)。

圖7 不同掃頻時(shí)間激勵均勻仿體所得電導(dǎo)率曲線圖

Fig7Conductivitycurvesusingthreelinearsweepsignals

圖8 500 μs掃頻B模式電導(dǎo)率圖

Fig8ConductivityB-modeimagingusing500μschirpsignal

5 結(jié)束語

本研究不僅能定量對組織電導(dǎo)率進(jìn)行檢測，且克服了基于互易定理的MAET局限性，其采用線性連續(xù)波作為激勵源所獲得仿體電導(dǎo)率不僅準(zhǔn)確度較高，且計(jì)算復(fù)雜度大大降低，同時(shí)提出影響系統(tǒng)穩(wěn)定性，提高系統(tǒng)信噪比的方法，并通過本系統(tǒng)對仿體進(jìn)行實(shí)驗(yàn)，獲得清晰電導(dǎo)率曲線，并證明線性掃頻時(shí)寬是影響磁聲電導(dǎo)率成像分辨率的一個(gè)參數(shù)。由于磁聲電成像還處于起步階段[7]，因此仍需進(jìn)一步創(chuàng)新和完善，達(dá)到臨床檢測還需很長過程，但其在癌癥早期診斷，軟組織疾病檢測方面具有重要意義。