一种磁声电成像系统及成像方法.pdf

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1、(10)授权公告号 CN 102894974 B (45)授权公告日 2014.08.06 CN 102894974 B (21)申请号 201210393077.0 (22)申请日 2012.10.16 A61B 5/053(2006.01) A61B 8/00(2006.01) G01N 27/04(2006.01) (73)专利权人 中国科学院电工研究所 地址 100190 北京市海淀区中关村北二条 6 号 (72)发明人 刘国强 陆敏华 夏慧 李士强 张洋 李艳红 夏正武 王霜 黄欣 (74)专利代理机构 北京科迪生专利代理有限责 任公司 11251 代理人 关玲 CN 1017912。

2、19 A,2010.08.04, CN 101247758 A,2008.08.20, CN 102865071 A,2013.01.09, Leonid kunyansky.A mathematical model and inversion procedure for Magneto-Acousto-Electri Tomography. Inverse problems .2012, 第 28 卷 ( 第 3 期 ),1-27. Thomas Widlak et.al.Hybrid tomography for conductivity imaging.Inverse problems 。

3、.2012, 第 28 卷 ( 第 6 期 ),1-32. 张顺起等 . 注入电流式磁声成像的电导率 模型构建和实验研究 .中国生物医学工程学 报 .2011, 第 30 卷 ( 第 6 期 ),801-806. HUI XIA et.al.Imaging Method of New Magneto-acoustic Impedance Tomography with Magnetic Induction.International Journal of Sports Science and Engineering .2009,第 03 卷 ( 第 03 期 ), S Haider et.al。

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5、xperimental Study of Magneto-Acousto-Electrical Tomography.Mechanic Automation and control .2011,1310-1313. (54) 发明名称 一种磁声电成像系统及成像方法 (57) 摘要 一种磁声电成像系统， 主要包括超声驱动激 励源、 超声探头阵列、 控制系统、 磁体系统、 电极对 或线圈、 信号检测处理系统。 通过控制系统使超声 探头阵列处于发射或测量两种模式。磁声电成像 系统的成像方法， 其特征在于采用声辐射力在生 物组织内部产生聚焦区， 并采用超声回波技术测 量聚焦区位置和质点振动速度。由于聚。

6、焦区面积 小， 使得聚焦区内静磁场、 质点振动速度和假想过 程的电流密度可以近似为均匀值， 从而建立起测 量电压与假想过程的电流密度的线性关系。 (51)Int.Cl. (56)对比文件 审查员 胡琴明 权利要求书 1 页 说明书 4 页 附图 2 页 (19)中华人民共和国国家知识产权局 (12)发明专利 权利要求书1页 说明书4页 附图2页 (10)授权公告号 CN 102894974 B CN 102894974 B 1/1 页 2 1. 一种磁声电成像系统， 其特征在于， 所述的磁声电成像系统包括超声驱动激励源 (10)、 超声探头阵列 (20)、 耦合剂 (30)、 磁体系统 (40。

7、)、 电极对或线圈 (50)、 信号检测处理 系统 (60)、 图像重建系统 (70) 和控制系统 (80) ； 所述的超声驱动激励源 (10) 与超声探头 阵列(20)连接， 控制系统(80)与超声探头阵列(20)连接 ； 电极对或线圈(50)、 信号检测处 理系统 (60)、 图像重建系统 (70) 依次顺序连接 ； 所述的磁体系统 (40) 为永磁体或电磁体 或超导磁体 ； 超声驱动激励源 (10) 提供两种频率接近的超声波 ； 所述的控制系统 (80) 控 制超声探头阵列处于发射模式或测量模式 ； 贴放在生物体组织局部区域断层面 (120) 上的 电极对或线圈(50)测量电压信号， 信。

8、号检测处理系统(60)记录所述的电压信号 ； 超声探头 阵列 (20) 通过控制系统 (80) 切换到测量模式， 通过超声回波测量获得聚焦区的位置坐标 以及质点振动速度， 由信号检测处理系统 (60) 记录。 2. 一种应用权利要求 1 所述的磁声电成像系统的成像方法， 其特征在于采用声辐射力 在生物组织内部产生聚焦区， 采用超声回波技术测量聚焦区位置和质点振动速度 ； 所述的聚焦区面积小， 使得聚焦区内静磁场、 质点振动速度和假想过程的电流密度能 够近似为均匀值， 从而建立起测量电压与假想过程的电流密度的线性关系 ； 所述的超声驱动激励源 (10) 发射脉冲超声激励信号， 所发射的激励信号发。

9、送至超声 探头阵列(20) ； 超声探头阵列(20)通过耦合剂(30)与生物体(90)接触 ； 控制系统(80)控 制超声探头阵列 (20) 发射聚焦超声， 在生物体的组织内部的局部区域中激发声辐射力， 引 起所述生物体的组织内部局部区域断层面内的局部聚焦区质点振动 ； 磁体系统 (40) 在所 述的生物体组织局部区域断层面产生均匀静磁场 ； 所述的聚焦区质点振动速度和均匀静磁 场方向垂直， 质点振动速度和均匀静磁场二者共同作用引起聚焦区内产生洛伦兹力 ； 由于 洛伦兹力的作用， 引起聚焦区电荷分离， 产生库仑电场， 在所述的断层面内产生电流分布 ； 利用贴放在所述的断层面上的电极对或线圈 (。

10、50) 测量电压信号， 通过信号检测处理系统 (60) 记录电压信号 ； 超声探头阵列 (20) 通过控制系统 (80) 切换到测量模式， 通过超声回 波测量获得聚焦区的位置坐标以及质点振动速度， 并通过信号检测处理系统 (60) 记录 ； 利 用测量到的电压信号、 聚焦区位置信息、 聚焦区质点振动速度， 以及已知的静磁场信息， 采 用图像重建系统重建获得电导率图像。 权 利 要 求 书 CN 102894974 B 2 1/4 页 3 一种磁声电成像系统及成像方法 技术领域 0001 本发明涉及一种医学成像方法及装置， 特别涉及一种磁声电成像方法及装置。 背景技术 0002 传统的电阻抗成像。

11、的灵敏度和空间分辨率不高， 为解决此问题， 人们提出了各种 新型成像方法。磁声电成像就是一种新型的具有良好应用前景的医学成像方法。其成像原 理是将一束超声波注入成像体， 成像体中的局部离子随超声波的传播而振动， 振动的离子 在静磁场的作用下受到洛伦兹力作用而引起电荷分离， 进而在成像体内形成局部的电场， 通过贴放在成像体上的接收电极或与成像体非接触的接收线圈检测电信号重构电阻抗图 像。 0003 1997 年， Han Wen 等人提出霍尔效应成像的概念， 并给出一维模型， 利用普通超声 探头和薄铜片搭建的简单实验设备。在 2007 年， Y.Xu、 S Haider 等人， 在 Han We。

12、n 概念提 出的基础上， 提出基于互易定理的磁声电成像， 实验仍旧采用一维铜片样本， 利用电极对进 行测量， 并根据互易定理推导出测量电压与声场和电磁场之间简单关系式， 在系统的配置 方面没有提及。 0004 上述成像方法在提高灵敏度和空间分辨率方面具有潜在的优势， 但是目前尚停留 在理论研究和离体实验系统的研究阶段。采用超声激励生物组织， 成像的横向分辨率取决 于焦斑的大小， 而轴向分辨率取决于超声脉冲的脉宽大小。生物组织内部的质点振动速度 无法作为已知量， 只能假定生物组织声学特性均匀， 并采用声场正问题数值模拟的方法获 得生物体内不同位置的质点振动速度， 这与实际情况有所偏离。 发明内容。

13、 0005 本发明的目的是克服现有技术的如上所述的缺点， 提出的一种新的磁声电成像装 置和方法。 0006 本发明的主要原理为 ： 将两束频率接近的超声波聚焦注入生物组织， 在生物组织 一定深度内产生声辐射力， 形成焦斑大小的聚焦区， 聚焦区中局部离子随声波的传播而振 动， 振动频率为两束超声波的差频。 振动的离子在有静磁场的情况下， 会受到洛仑兹力的作 用， 引起电荷分离， 产生库仑电场， 利用贴放在生物体表面的电极对或非接触的线圈测量电 压信号， 并通过超声检测装置检测聚焦区位置和质点振动速度。 这样， 聚焦区位置和质点振 动速度以及静磁场均为已知参数， 避免了现有只能假定生物组织声学特性。

14、均匀的数值模拟 方法的不足。进而利用互易定理建立测量电压信号与聚焦区电导率的非线性关系， 重构电 阻抗图像。 本发明所述的成像方法， 成像的横向分辨率和轴向分辨率均取决于焦斑的大小。 0007 本发明磁声电成像系统主要包括超声驱动激励源、 超声探头阵列、 控制系统、 磁体 系统、 电极对或线圈， 以及信号检测处理系统。超声驱动激励源和超声探头连接， 控制系统 和超声探头连接 ； 电极对或线圈、 信号检测处理系统、 图像重建系统依次连接。通过控制系 统使超声探头阵列处于发射或测量两种模式。 说 明 书 CN 102894974 B 3 2/4 页 4 0008 本发明方法根据以下建立的电压信号与。

15、电导率的非线性关系， 重建断层面的电导 率图像。 0009 重建过程包括四个步骤 ： 0010 1、 利用互易定理建立实际测量过程与假想过程物理量的对应关系 0011 （1） 实际测量过程为 ： 在超声激励和静磁场共同作用聚焦区中， 质点振动速度为 Vex， 静磁场为 Bez， 所述的静磁场由磁体系统产生， 其对应的磁感应强度 B 是已知的， 质点振 动速度 V 是通过超声回波测定的。电极对或线圈测量到的电压信号为 U， ex和 ez分别为直 角坐标系下 x 和 z 方向的单位矢量。 0012 （2） 假想过程为 ： 去除超声激励和静磁场， 将实际测量过程中的电极对或线圈， 改 为注入电极或激。

16、励线圈， 并通入单位电流， 设此时在聚焦区的电流密度的 y 分量为 J， 聚焦 区很小， 则根据互易定理有 ： 0013 U SJey(VexBez)ds （1） 0014 上式中， ey为直角坐标系下 y 方向的单位矢量。 0015 2、 根据测得的电压 U 重建超声激励和静磁场共同作用聚焦区内假想过程的电流 密度的 y 分量 ； 0016 实际上超声激励和静磁场共同作用聚焦区面积 S 很小， 可以假定所述的聚焦区内 质点振动速度、 静磁场、 电流密度均匀， 则根据公式 （1） ， 有 ： 0017 0018 公式 （2） 中 | 表示绝对值， J 表示电流密度 y 分量分布， V 为质点振。

17、动速度。 0019 3、 通过控制系统控制超声探头阵列依次扫描移动所述的聚焦区的位置， 重复步骤 1 和步骤 2， 直到所有聚焦区覆盖整个断层面， 从而获得断层面内假想过程的电流密度 y 分 量分布 J。 0020 4、 根据断层面内假想过程的电流密度 y 分量分布 J 重建电导率分布。 0021 （1） 给定断层面内所有所述聚集区内的电导率初值 ， 通常选择电导率初值为 1s/m， 求解电位 u 满足的方程获得断层面内电位分布， 进一 步， 利用计算电流密度 y 分量。这里 为狄拉克函数， r 为断层面内任意位 置坐标， ra和 rb分别为电极对的位置坐标。 0022 （2） 对目标函数 |。

18、J-Jc|2极小化， 迭代获得电导率分布。这里 | |2为二范数。 0023 本发明磁声电成像系统的工作过程如下 ： 0024 所述的超声驱动激励源发射脉冲超声激励信号， 所发射的激励信号通过超声驱动 电缆发送至超声探头阵列。超声探头阵列通过耦合剂与生物体接触。通过控制系统控制超 声探头阵列发射聚焦超声， 在生物体的组织内部一定深度的局部区域中激发声辐射力， 引 起生物体组织局部区域断层面内的局部聚焦区质点振动。 磁体系统在所述的生物体组织局 部区域断层面产生均匀静磁场， 这里静磁场的大小是确定的也是已知的。聚焦区质点振动 速度和均匀静磁场方向垂直， 质点振动速度和均匀静磁场二者共同作用引起聚。

19、焦区内产生 洛伦兹力。由于洛伦兹力的作用， 引起聚焦区电荷分离， 产生库仑电场， 在所述的断层面内 产生电流分布。利用贴放在所述的断层面上的电极对或线圈测量电压信号， 通过信号检测 处理系统记录电压信号。超声探头阵列通过控制系统切换到测量模式， 通过超声回波测量 说 明 书 CN 102894974 B 4 3/4 页 5 获得聚焦区的位置坐标以及质点振动速度， 并通过信号检测处理系统记录。利用测量到的 电压信号、 聚焦区位置信息、 聚焦区质点振动速度， 以及已知的静磁场信息， 采用图像重建 系统重建获得电导率图像。 0025 本发明的主要激励装置为超声探头阵列和静磁场， 而检测装置为电极对或。

20、线圈、 超声探头阵列。静磁场技术和超声波激励检测技术皆为医学领域传统技术， 易于实现。这 种磁声电成像方法综合了超声成像和电成像技术的优点， 有广泛的应用前景和潜在的应用 价值。 附图说明 0026 图 1 本发明装置结构示意图 ； 0027 图 2 本发明磁声电成像系统装置在采用电极对检测过程中与生物体相对位置关 系图 ； 0028 图 3 本发明磁声电成像系统装置在采用线圈检测过程中与生物体相对位置关系 图。 0029 图中 ： 10 超声驱动激励源， 20 超声探头阵列， 30 耦合剂， 40 磁体系统， 50 电极对或 线圈， 60 信号检测处理系统， 70 图像重建系统， 80 控制。

21、系统， 90 生物体， 501 和 502 一对电 极， 503 线圈， 110 声辐射力聚焦区， 110 断层面， 130 聚焦区质点振动速度， 140 磁体系统 40 产生的静磁场。 具体实施方式 0030 以下结合附图和具体实施方式进一步说明本发明。 0031 如图 1 所示， 本发明磁声电成像系统主要包括超声驱动激励源 10、 超声探头阵列 20， 耦合剂30， 磁体系统40， 电极对或线圈50， 信号检测处理系统60， 图像重建系统70， 控制 系统 80。另外还包括生物体 90。 0032 超声驱动激励源 10 与超声探头阵列 20 连接， 控制系统 80 与超声探头阵列 20 连。

22、 接， 电极对或线圈 50、 信号检测处理系统 60、 图像重建系统 70 依次连接。磁体系统 40 可以 采用永磁体、 电磁体或超导磁体实现。 0033 本发明磁声电成像系统装置采用电极对检测过程中与生物体相对位置关系如图 2 所示。超声探头阵列 20 通过耦合剂 30 和生物体 90 的某一部位接触， 120 为所述生物体 90 某一部位的断层面， 110 为断层面内的声辐射力聚焦区， 130 为聚焦区质点振动速度。磁体 系统 40 在断层面 120 处产生均匀静磁场 140。电极对 501 和 502 贴放在生物体的断层面 120 的外边界上， 离开耦合剂 30 的任意位置， 两个电极 。

23、501 和 502 之间的距离任意。 0034 本发明磁声电成像系统装置采用线圈检测过程中与生物体相对位置关系如图 3 所示。除了不采用电极对 501 和 502 外， 其他部件之间的位置关系与图 2 所示的采用电极 对检测过程中与生物体相对位置关系的本发明装置相同。 线圈非接触地位于生物体的断层 面 120 的外边界的外侧， 离开耦合剂 30 的任意位置。 0035 本发明工作过程如下 ： 0036 所述的超声驱动激励源 10 发射脉冲超声激励信号， 所述的激励信号通过超声驱 动电缆发送至超声探头阵列 20。超声探头阵列 20 通过耦合剂 30 与生物体 90 接触， 控制 说 明 书 CN。

24、 102894974 B 5 4/4 页 6 系统 80 控制超声阵列探头发射聚焦超声， 在生物组织内部一定深度的局部区域中激发声 辐射力， 引起断层面 120 内的局部聚焦区 110 质点振动， 质点振动速度为 130。磁体系统 40 在断层面 120 处产生均匀静磁场 140， 质点振动速度 130 和均匀静磁场 140 方向垂直。由 质点振动速度 130 和均匀静磁场 140 共同作用引起聚焦区 110 内产生洛伦兹力， 由于洛伦 兹力的作用， 引起聚焦区电荷分离， 产生库仑电场， 在断层面内产生电流分布。如图 2 所示 利用贴放在断层面 120 上的电极对 501 和 502 测量电压。

25、信号， 或者如图 3 所示利用断层面 120 外的非接触线圈 503 测量电压信号， 通过信号检测处理系统 60 记录电压信号。通过控 制系统 80， 超声探头阵列 20 切换到测量模式， 通过回波测量获得聚焦区 110 的位置坐标以 及质点振动速度130， 并通过信号检测处理系统60记录。 利用测量到的电压信号、 聚焦区位 置信息、 聚焦区质点振动速度 130， 采用图像重建系统 70 重建获得电导率图像。 0037 重建断层面的电导率图像的步骤如下 ： 0038 重建过程包括四个步骤 ： 0039 1、 利用互易定理建立实际测量过程与假想过程物理量的对应关系 ； 0040 （1） 实际测量。

26、过程为 ： 在超声激励和静磁场共同作用的聚焦区 110 中， 质点振动速 度 130 为 Vex， 静磁场为 Bez， 所述的均匀静磁场由磁体系统 40 产生， 其对应的磁感应强度 B 是已知的， 质点振动速度 V 是通过超声回波测定的。电极对 501 和 502 或线圈 503 测量到 的电压信号为 U， ex和 ez分别为直角坐标系下 x 和 z 方向的单位矢量。 0041 （2） 假想过程为 ： 去除超声激励和静磁场， 将实际测量过程中的电极对或线圈改为 注入电极或激励线圈， 并通入单位电流， 设此时在聚焦区的电流密度的 y 分量为 J， 聚焦区 很小， 则根据互易定理有 ： 0042 。

27、U SJey(VexBez)ds （1） 0043 上式中， ey为直角坐标系下 y 方向的单位矢量。 0044 2、 根据测得的电压 U 重建超声激励和静磁场共同作用聚焦区内假想过程的电流 密度的 y 分量 ； 0045 实际上超声激励和静磁场共同作用聚焦区面积 S 很小， 可以假定所述的聚焦区内 质点振动速度、 静磁场、 电流密度均匀， 则根据公式 （1） ， 有 ： 0046 0047 公式 （2） 中 | 表示绝对值。 0048 3、 通过控制系统控制超声探头阵列依次扫描移动所述的聚焦区的位置， 重复步骤 1 和步骤 2， 直到所有聚焦区覆盖整个断层面， 从而获得断层面内假想过程的电流。

28、密度 y 分 量分布 J。 0049 4、 根据断层面内假想过程的电流密度 y 分量分布 J 重建电导率分布 ； 0050 （1） 给定断层面内所有所述聚集区内的电导率初值 ， 通常选择电导率初值为 1s/m， 求解电位 u 满足的方程获得断层面内电位分布， 进一 步， 利用计算电流密度 y 分量。这里 为狄拉克函数， r 为断层面内任意位 置坐标， ra和 rb分别为电极对的位置坐标。 0051 （2） 对目标函数 |J-Jc|2极小化， 迭代获得电导率分布。这里 | |2为二范数。 说 明 书 CN 102894974 B 6 1/2 页 7 图 1 图 2 说 明 书 附 图 CN 102894974 B 7 2/2 页 8 图 3 说 明 书 附 图 CN 102894974 B 8 。