一種便攜型感應式磁聲二維電導率成像裝置的制作方法

本發明涉及生物醫學成像領域，尤其涉及了一種便攜型感應式磁聲二維電導率成像裝置。

背景技術：

目前，公知的感應式磁聲成像方法是一種無創超聲及其電阻抗成像，其成像原理是將作為成像目標的生物體放置于永磁體產生的靜態磁場當中，由外界施加的瞬變磁場在生物體內生成感應電流，感應電流在靜態磁場作用下產生時變洛倫茲力，由洛侖茲力引發生物體振動并向外傳播。超聲傳感器采集包含生物體內部信息的聲波信號并應用相應算法重建生物體內的電導率分布圖像。感應式磁聲成像方法還處于實驗室研究向實用轉變的初級階段。

現有的感應式磁聲成像系統采用尖峰脈沖電壓或者電流驅動線圈產生尖峰式瞬變磁場。尖峰脈沖的上升沿和下降沿分別產生向外膨脹和向內收縮的振動，從而產生向外傳播的聲波。膨脹聲源產生的聲波與相鄰收縮聲源產生的聲波會疊加，表現在聲場則是兩類聲波的相互抵消。在不同電磁介質的邊界，由于介質1產生的膨脹聲源與介質2產生的收縮聲源強度存在明顯差異，二者相互抵消時存在較大余量。在現有的感應式磁聲成像系統中，傳感器采集的超聲信號存在與邊界位置密切相關、幅值相對較大的尖峰波形，上述膨脹和收縮聲源的聲波相互抵消是這類波形產生的主要原因。根據這種波形的超聲信號，應用直接反投影法可以得到關于生物體邊界的結構性成像，但是無法實現關于生物體內部的功能性成像。

公知的，現有的感應式磁聲成像系統采用傳感器環形掃描的多次激勵(MULTI-SHOT)方式，即步進電機每次驅動傳感器移動一個角度，電壓或者電流驅動線圈產生瞬變磁場并激發磁聲信號，再由多次采集的磁聲信號重建聲源和電導率圖像。環形掃描成像方式的理論基礎是每次產生的瞬變磁場完全相同，從而對次激勵產生的磁聲信號可以認為是源自同一分布和強度的聲源。然而，在實驗過程中，產生完全相同的瞬變磁場難度很大，并且聲源對瞬變磁場的磁感應強度及其關于時間的變化率極度敏感。因此，在不能保證瞬變磁場完全相同的情況下，使用多次激勵掃描成像方式重建的圖像將與實際存在較大誤差。

公知的，現有的感應式磁聲成像系統采用壓電式超聲傳感器，采集的超聲信號中包含著加性電子噪聲，通常采用線性濾波技術，雖然能夠去除高斯噪聲，但是會喪失一些細節信息。而采用直線反投影法進行結構性成像時，完全不需要去噪處理，這也是現有感應式磁聲成像技術相關文獻很少提及去噪技術的一個原因。

公知的，現有功能成像設備，如MRI、CT、PET等，體積龐大、造價昂貴、操作復雜，適用于專業醫院和診療中心的醫學檢查。上述醫療設備因其成像機理復雜、成像環境要求苛刻、成像設備維護需要較高專業技能等諸多因素，其數據采集、處理和成像系統只能統一由專業機構進行管理、維護。然而，隨著人們健康觀念的提升，街道社區醫院體系的完善，定期體檢和健康管理的普及，各種類型醫療儀器的需求將日趨旺盛，而人滿為患、超負荷運作的公立專科醫院卻很難應對這種需求變化。同時，私立醫院、體檢機構等又無力承擔昂貴的設備購置、人員培訓等成本。由此可見，探索一種滿足醫學診療基本要求、價格低廉操作便捷的醫學成像設備顯得極為必要。

技術實現要素：

本發明針對現有技術中成本高、不易攜帶、操作復雜的缺點，提供了一種便攜型感應式磁聲二維電導率成像裝置。

為了解決上述技術問題，本發明通過下述技術方案得以解決：

一種便攜型感應式磁聲二維電導率成像裝置，包括信號發生及數據采集和預處理子系統、數據處理與圖像重建子系統和無線數據傳輸子系統；

信號發生及數據采集和預處理子系統，采用驅動電壓產生瞬態電子激勵，采集二維平面的超聲信號并且轉化成數字信號，通過無線數據傳輸子系統傳輸至數據處理與圖像重建子系統；

數據處理與圖像重建子系統，對接收到的數據進行處理，對電導率圖像進行重建；

無線數據傳輸子系統，連接一套數據處理與圖像重建子系統和一套以上信號發生及數據采集和預處理子系統，在兩者之間進行數據中轉傳輸。

作為優選，無線數據傳輸子系統包括：

無線接收模塊，連接數據存儲模塊，用于接收儲存在數據存儲模塊的超聲數據；無線發送模塊，用于發送接收到的數據至數據處理與圖像重建子系統進行二維電導率分布圖像的重建。

作為優選，無線數據傳輸子系統同時處理多套信號發生及數據采集和預處理子系統上傳的數據。

作為選優，信號發生及數據采集和預處理子系統包括：

信號發生模塊，采用Sigmoid型和脈沖型兩種電磁激勵方式產生驅動電壓；成像目標模塊，用于通過醫用粘合劑將生物軟組織和電導率基準模型粘合；測距定位模塊用于測定電導率基準模型的位置；二維超聲傳感器陣列模塊用于將聚焦型傳感器放置于成像目標外的二維平面內；功放濾波模塊，用于得到所需的電源信號；模/數轉換模塊，用于將信號轉換為符合串行通信標準的數字量；數字去噪模塊，運用組合去噪算法對時域超聲數字信號進行去噪處理；數據存儲模塊，用于存儲患者數據。

組合去噪算法，包括以下步驟：

(1)選擇小波函數進行小波變換，獲取小波系數；

(2)根據小波系數，評估噪聲水平；

(3)采用硬閾值法校正小波系數；

(4)對應某一種小波變換，計算原始信號的估計值；

(5)求解多種小波變換的估計值，計算上述估計值的平均值。

作為優選，數據處理和電導率重建子系統包括：

邊界重建模塊，用于通過脈沖型電壓驅動產生的超聲信號確定邊界網格；電導率基準模塊，應用定位數據確定電導率基準模型的網格；電導率圖像重建模塊，用于通過圖像重建法來重建二維電導率圖像。

圖像重建法，包括以下步驟：

(1)初始化成像區域網格的聲源強度；

(2)計算其他網格的聲源強度值除以基準網格的聲源強度值，得到比率矩陣R0；

(3)應用傅立葉變換將時域超聲信號轉換成頻域信號；

(4)選取某一頻率值的超聲信號，采用迭代法計算比率矩陣R1；

(5)根據均勻介質內部聲源強度與電導率的線性關系，應用基準模型的電導率值計算生物組織內部的電導率分布；

(6)應用所有頻率值的超聲數據重建生物組織的電導率分布，通過疊加求解均值的方法重建電導率圖像。

本發明由于采用了以上技術方案，具有顯著的技術效果：

便攜型感應式磁聲電導率成像設備通過將數據采集和數據成像分離，降低設備購置費用；通過兩種激勵方式、電導率基準模型、二維超聲傳感器陣列模塊的設計，簡化成像系統和操作流程。便攜型感應式磁聲電導率成像設備將以其質優價廉、操作簡單、維護方便等特點，在增長迅速的千億美元級醫療儀器市場占有一席之地。

附圖說明

圖1是本發明一種便攜型感應式磁聲二維電導率成像裝置的工作流程示意圖。

圖2是本發明一種便攜型感應式磁聲二維電導率成像裝置中二維超聲傳感器陣列模塊數據采集原理圖；

圖3是本發明一種便攜型感應式磁聲二維電導率成像裝置中Sigmoid型驅動電壓曲線圖；

圖4是本發明一種便攜型感應式磁聲二維電導率成像裝置中傳感器轉換角度示意圖；

圖5是本發明一種便攜型感應式磁聲二維電導率成像裝置中電導率圖像重建流程圖。

圖中：1—信號發生模塊、2—成像目標模塊、3—測距定位模塊、4—二維超聲傳感器陣列模塊、5—功放濾波模塊、6—模/數轉換模塊、7—數字去噪模塊、8—數據存儲模塊、9—無線發送模塊、10—無線接收模塊、11—邊界重建模塊、12—電導率基準模塊、13—電導率圖像重建模塊、14—聚焦型傳感器、15—生物軟組織、16—電導率基準模型、17—部分網格、18—直線區域。

具體實施方式

下面結合附圖與實施例對本發明作進一步詳細描述。

如圖1至圖5所示，一種便攜型感應式磁聲二維電導率成像裝置，包括信號發生及數據采集和預處理子系統、數據處理與圖像重建子系統和無線數據傳輸子系統；

信號發生及數據采集和預處理子系統，采用驅動電壓產生瞬態電子激勵，采集二維平面的超聲信號并且轉化成數字信號，通過無線數據傳輸子系統傳輸至數據處理與圖像重建子系統；

數據處理與圖像重建子系統，對接收到的數據進行處理，對電導率圖像進行重建；

無線數據傳輸子系統，連接一套數據處理與圖像重建子系統和一套以上信號發生及數據采集和預處理子系統，在兩者之間進行數據中轉傳輸。

無線數據傳輸子系統包括：

無線接收模塊10，連接數據存儲模塊8，用于接收儲存在數據存儲模塊8的超聲數據；無線發送模塊9，用于發送接收到的數據至數據處理與圖像重建子系統進行二維電導率分布圖像的重建。

無線數據傳輸子系統同時處理多套信號發生及數據采集和預處理子系統上傳的數據。

信號發生及數據采集和預處理子系統包括：

信號發生模塊1，采用Sigmoid型和脈沖型兩種電磁激勵方式產生驅動電壓；成像目標模塊2，用于通過醫用粘合劑將生物軟組織15和電導率基準模型16粘合；測距定位模塊3用于測定電導率基準模型16的位置；二維超聲傳感器陣列模塊4用于將聚焦型傳感器14放置于成像目標外的二維平面內；功放濾波模塊5，用于得到所需的電源信號；模/數轉換模塊6，用于將信號轉換為符合串行通信標準的數字量；數字去噪模塊7，運用組合去噪算法對時域超聲數字信號進行去噪處理；數據存儲模塊8，用于存儲患者數據。

組合去噪算法，包括以下步驟：

(1)選擇小波函數進行小波變換，獲取小波系數；

(2)根據小波系數，評估噪聲水平；

(3)采用硬閾值法校正小波系數；

(4)對應某一種小波變換，計算原始信號的估計值；

(5)求解多種小波變換的估計值，計算上述估計值的平均值。

數據處理和電導率重建子系統包括：

邊界重建模塊11，用于通過脈沖型電壓驅動產生的超聲信號確定邊界網格；電導率基準模塊12，應用定位數據確定電導率基準模型16的網格；電導率圖像重建模塊13，用于通過圖像重建法來重建二維電導率圖像。

圖像重建法，包括以下步驟：

(1)初始化成像區域網格的聲源強度；

(2)計算其他網格的聲源強度值除以基準網格的聲源強度值，得到比率矩陣R0；

(3)應用傅立葉變換將時域超聲信號轉換成頻域信號；

(4)選取某一頻率值的超聲信號，采用迭代法計算比率矩陣R1；

(5)根據均勻介質內部聲源強度與電導率的線性關系，應用基準模型的電導率值計算生物組織內部的電導率分布；

(6)應用所有頻率值的超聲數據重建生物組織的電導率分布，通過疊加求解均值的方法重建電導率圖像。

二維超聲傳感器陣列模塊4數據采集原理如圖2所示，包括聚焦型傳感器14、生物軟組織15、電導率基準模型16。成像區域被劃分成部分網格17，聚焦型傳感器14采集傳感器方向上直線區域18的超聲信號。根據聚焦型傳感器14的方向，即可確定該傳感器采集的超聲信號來自于該方向上成像網格內的所有聲源。

作為一種具體的實現技術方案，本發明的設計流程詳細步驟如下：

步驟1：信號發生模塊1設計：

a.采用一對Helmholtz線圈在成像區域產生均勻瞬態磁場，一對永磁體在成像區域產生均勻靜態磁場；

b.采用波形如Sigmoid函數的電壓驅動線圈產生階躍型瞬態磁場；

c.采用脈沖電壓驅動線圈產生脈沖瞬態磁場。

步驟2：成像目標模塊2設計：

a.應用醫用高分子材料制備生物軟組織15模型，測定該模型的電導率，作為基準；

b.通過醫用粘合劑將軟組織模型與成像目標物體粘合在一起；

c.通過測距裝置對電導率基準模型16進行定位，記錄位置數據。

步驟3：數據采集功能設計：

a.在成像物體外固定放置二維聚焦型傳感器陣列；

b.由Sigmoid型瞬態磁場激勵產生超聲信號，傳感器陣列采集超聲信號時間序列；通過N次瞬態磁場激勵，每次調整聚焦型傳感器14的角度(可調整72°/6°＝12個方向的角度)，獲取N組超聲信號時間序列，記錄每個傳感器的角度；

c.其后，采用脈沖型和Sigmoid型瞬態磁場激勵產生超聲信號，通過傳感器陣列記錄并存儲信號。

步驟4：組合去噪算法設計：

a.噪聲水平估計

對于Sigmoid型激勵產生的超聲信號時間序列Y，應用小波變換進行分析Z＝WY，提取最精細尺度下的小波系數ω₁，采用式(1)對信號的噪聲標準差進行估計。

其中，MAD為絕對偏差的中值。

b.硬閾值方法

將幅值小于閾值t的系數ω設置為0，如式(2)所示。

閾值t采用經驗公式

c.組合去噪算法

假設時間序列信號Y＝X+ε，其中ε表示加性電子噪聲，X為磁聲效應產生的聲波信號。應用組合去噪算法對序列信號Y進行分析，去除噪聲的影響。

采用Haar、Daubechies等函數對時間序列Y進行小波變換，得到變換系數β_k＝W_kY，分別計算原始信號X的估計值如公式(3)所示。

其中，表示偽逆矩陣，硬閾值法(M)表示對M的系數用硬閾值方法進行處理。對于N個單獨估計的值，通過求平均值，得到

由上述步驟完成對超聲信號的去噪處理。

步驟5：無線數據模塊傳輸設計：

無線數據傳輸模塊分為發送和接收模塊，發送模塊連接數據采集模塊，接收模塊連接數據處理模塊。根據傳輸距離的差別，分別采用藍牙和WiFi兩種模式，將經過去噪處理的超聲時間序列信號發送至數據接收模塊，然后交付給數據處理模塊進行圖像重建。

步驟6：電導率邊界的重建方法設計：

當采用脈沖型電磁激勵時，由于膨脹和收縮聲源的疊加，傳感器記錄的是關于邊界的尖峰信號序列。二維成像區域進行網格化，應用尖峰序列進行直接反投影，可以確定組織邊界所在的網格。那么，可以確定其他網格即為電導率分布均勻的介質。

步驟7：均勻介質電導率重建的迭代算法設計：

當采用Sigmoid型電磁激勵時，只包含膨脹聲源，不存在收縮聲源，也就沒有相鄰聲源抵消的情況。將聚焦型傳感器14記錄的超聲時間序列求和，可以看成是聲源的線積分，即直線所在聲源強度值的累加。

本發明的運行流程，其基本流程如下步驟：

1、采用脈沖型和Sigmoid型兩種驅動電壓，產生瞬態電磁激勵。Sigmoid型驅動電壓的波形如圖3所示。根據Helmholtz線圈的電路特性，由電機驅動控制的滑線變阻器，分別產生兩種波形的驅動電壓。滑線變阻器的控制方法可以通過先期實驗校定，并由嵌入式系統固化到硬件中，提高信號發生模塊1的穩定性、可靠性和效率。

2、通過醫用粘合劑將電導率基準模型16粘附在成像目標組織外圍，如圖2所示。測距裝置安裝在傳感器陣列的聚焦平面上，對電導率基準模型16進行定位。

3、通過二維聚焦型傳感器陣列采集二維平面的超聲信號，如圖2所示。聚焦型傳感器14采集源自傳感器方向的直線區域18的超聲信號，可以看成直線區域18內網格聲源的加權疊加。聚焦型傳感器14可以調整角度(72°/6°＝12個方向的角度)，如圖4所示。每次進行Sigmoid型電磁激勵時，變換聚焦型傳感器14的角度，傳感器陣列中的各個傳感器采取隨機組合的方式，力求傳感器的聚焦區域遍及成像區域內的每個網格。

4、通過模/數轉換模塊6(A/D模塊)將超聲模擬信號轉換成數字信號之后，運用組合去噪算法對時域超聲數字信號進行去噪處理。應用Haar、Daubechies等函數對超聲序列進行小波變換，提取最精細尺度下的小波系數，評估噪聲水平，應用硬閾值法處理小波系數，最終計算原始信號的估計值。通過對多個小波變換下的原始信號估計值求均值，去除加性干擾噪聲，還原真實的磁聲振動產生的超聲信號。

5、通過無線數據傳輸子系統將數據采集子系統和數據處理與圖像重建子系統分離，使數據采集裝置更加便攜。一套數據處理與圖像重建子系統可以同時處理多臺數據采集子系統的上傳數據，降低設備成本。一套數據采集子系統可以連續采集多位患者的數據并存儲，待到系統閑置時再統一上傳數據，節約數據采集和處理時間。

6、將二維成像區域網格化，根據脈沖型激勵產生的超聲信號，應用直接反投影確定組織邊界所在的網格，其他網格即為均勻介質網格。

7、電導率圖像重建流程，如圖5所示。具體實施流程如下：

a.應用定位數據將均勻介質網格分為電導率基準網格和其他均勻介質網格。結合步驟6，成像區域網格分為邊界網格、電導率基準網格和其他均勻介質網格三種。

b.初始化成像區域網格的聲源強度，計算其他網格與電導率基準網格的聲源強度比率。

c.應用傅立葉變換將Sigmoid型電磁激勵情況下采集的N組時域超聲信號轉換成N組頻域信號。

d.抽取某一頻率值的N組數據，應用迭代法計算滿足當前數據的聲源強度比率矩陣。

e.通過聲源密度和電導率值的關系，計算生物組織內部的電導率分布。

f.綜合所有頻率值對應的數據計算電導率值，采用疊加求均值的方式得到生物組織內部的二維電導率分布圖像。

綜上所述，本發明通過Sigmoid型驅動電壓、電導率基準模型16、二維聚焦型傳感器陣列的設計，簡化信號發生和數據采集裝置，降低成像設備的成本。同時，采用噪聲水平評估、硬閾值方法和組合去噪算法估計原始超聲信號。應用無線數據傳輸模塊將數據采集和圖像重建系統分隔開來，提高成像系統的便攜性和實用性。根據脈沖型、Sigmoid型電磁激勵采集的超聲信號，以及定位數據，將成像區域網格分為邊界網格、電導率基準網格和均勻介質網格，應用頻域信號的迭代算法精確求解生物組織的二維電導率圖像。本發明裝置及方法具有實用性強、穩定性好、可靠性高、操作簡便、成本低、效率高等優點，適用于日常身體檢查以及專業醫學檢查。

總之，以上所述僅為本發明的較佳實施例，凡依本發明申請專利范圍所作的均等變化與修飾，皆應屬本發明專利的涵蓋范圍。