一种便携型感应式磁声二维电导率成像装置的制作方法

本发明涉及生物医学成像领域，尤其涉及了一种便携型感应式磁声二维电导率成像装置。

背景技术：

目前，公知的感应式磁声成像方法是一种无创超声及其电阻抗成像，其成像原理是将作为成像目标的生物体放置于永磁体产生的静态磁场当中，由外界施加的瞬变磁场在生物体内生成感应电流，感应电流在静态磁场作用下产生时变洛伦兹力，由洛仑兹力引发生物体振动并向外传播。超声传感器采集包含生物体内部信息的声波信号并应用相应算法重建生物体内的电导率分布图像。感应式磁声成像方法还处于实验室研究向实用转变的初级阶段。

现有的感应式磁声成像系统采用尖峰脉冲电压或者电流驱动线圈产生尖峰式瞬变磁场。尖峰脉冲的上升沿和下降沿分别产生向外膨胀和向内收缩的振动，从而产生向外传播的声波。膨胀声源产生的声波与相邻收缩声源产生的声波会叠加，表现在声场则是两类声波的相互抵消。在不同电磁介质的边界，由于介质1产生的膨胀声源与介质2产生的收缩声源强度存在明显差异，二者相互抵消时存在较大余量。在现有的感应式磁声成像系统中，传感器采集的超声信号存在与边界位置密切相关、幅值相对较大的尖峰波形，上述膨胀和收缩声源的声波相互抵消是这类波形产生的主要原因。根据这种波形的超声信号，应用直接反投影法可以得到关于生物体边界的结构性成像，但是无法实现关于生物体内部的功能性成像。

公知的，现有的感应式磁声成像系统采用传感器环形扫描的多次激励(MULTI-SHOT)方式，即步进电机每次驱动传感器移动一个角度，电压或者电流驱动线圈产生瞬变磁场并激发磁声信号，再由多次采集的磁声信号重建声源和电导率图像。环形扫描成像方式的理论基础是每次产生的瞬变磁场完全相同，从而对次激励产生的磁声信号可以认为是源自同一分布和强度的声源。然而，在实验过程中，产生完全相同的瞬变磁场难度很大，并且声源对瞬变磁场的磁感应强度及其关于时间的变化率极度敏感。因此，在不能保证瞬变磁场完全相同的情况下，使用多次激励扫描成像方式重建的图像将与实际存在较大误差。

公知的，现有的感应式磁声成像系统采用压电式超声传感器，采集的超声信号中包含着加性电子噪声，通常采用线性滤波技术，虽然能够去除高斯噪声，但是会丧失一些细节信息。而采用直线反投影法进行结构性成像时，完全不需要去噪处理，这也是现有感应式磁声成像技术相关文献很少提及去噪技术的一个原因。

公知的，现有功能成像设备，如MRI、CT、PET等，体积庞大、造价昂贵、操作复杂，适用于专业医院和诊疗中心的医学检查。上述医疗设备因其成像机理复杂、成像环境要求苛刻、成像设备维护需要较高专业技能等诸多因素，其数据采集、处理和成像系统只能统一由专业机构进行管理、维护。然而，随着人们健康观念的提升，街道社区医院体系的完善，定期体检和健康管理的普及，各种类型医疗仪器的需求将日趋旺盛，而人满为患、超负荷运作的公立专科医院却很难应对这种需求变化。同时，私立医院、体检机构等又无力承担昂贵的设备购置、人员培训等成本。由此可见，探索一种满足医学诊疗基本要求、价格低廉操作便捷的医学成像设备显得极为必要。

技术实现要素：

本发明针对现有技术中成本高、不易携带、操作复杂的缺点，提供了一种便携型感应式磁声二维电导率成像装置。

为了解决上述技术问题，本发明通过下述技术方案得以解决：

一种便携型感应式磁声二维电导率成像装置，包括信号发生及数据采集和预处理子系统、数据处理与图像重建子系统和无线数据传输子系统；

信号发生及数据采集和预处理子系统，采用驱动电压产生瞬态电子激励，采集二维平面的超声信号并且转化成数字信号，通过无线数据传输子系统传输至数据处理与图像重建子系统；

数据处理与图像重建子系统，对接收到的数据进行处理，对电导率图像进行重建；

无线数据传输子系统，连接一套数据处理与图像重建子系统和一套以上信号发生及数据采集和预处理子系统，在两者之间进行数据中转传输。

作为优选，无线数据传输子系统包括：

无线接收模块，连接数据存储模块，用于接收储存在数据存储模块的超声数据；无线发送模块，用于发送接收到的数据至数据处理与图像重建子系统进行二维电导率分布图像的重建。

作为优选，无线数据传输子系统同时处理多套信号发生及数据采集和预处理子系统上传的数据。

作为选优，信号发生及数据采集和预处理子系统包括：

信号发生模块，采用Sigmoid型和脉冲型两种电磁激励方式产生驱动电压；成像目标模块，用于通过医用粘合剂将生物软组织和电导率基准模型粘合；测距定位模块用于测定电导率基准模型的位置；二维超声传感器阵列模块用于将聚焦型传感器放置于成像目标外的二维平面内；功放滤波模块，用于得到所需的电源信号；模/数转换模块，用于将信号转换为符合串行通信标准的数字量；数字去噪模块，运用组合去噪算法对时域超声数字信号进行去噪处理；数据存储模块，用于存储患者数据。

组合去噪算法，包括以下步骤：

(1)选择小波函数进行小波变换，获取小波系数；

(2)根据小波系数，评估噪声水平；

(3)采用硬阈值法校正小波系数；

(4)对应某一种小波变换，计算原始信号的估计值；

(5)求解多种小波变换的估计值，计算上述估计值的平均值。

作为优选，数据处理和电导率重建子系统包括：

边界重建模块，用于通过脉冲型电压驱动产生的超声信号确定边界网格；电导率基准模块，应用定位数据确定电导率基准模型的网格；电导率图像重建模块，用于通过图像重建法来重建二维电导率图像。

图像重建法，包括以下步骤：

(1)初始化成像区域网格的声源强度；

(2)计算其他网格的声源强度值除以基准网格的声源强度值，得到比率矩阵R0；

(3)应用傅立叶变换将时域超声信号转换成频域信号；

(4)选取某一频率值的超声信号，采用迭代法计算比率矩阵R1；

(5)根据均匀介质内部声源强度与电导率的线性关系，应用基准模型的电导率值计算生物组织内部的电导率分布；

(6)应用所有频率值的超声数据重建生物组织的电导率分布，通过叠加求解均值的方法重建电导率图像。

本发明由于采用了以上技术方案，具有显著的技术效果：

便携型感应式磁声电导率成像设备通过将数据采集和数据成像分离，降低设备购置费用；通过两种激励方式、电导率基准模型、二维超声传感器阵列模块的设计，简化成像系统和操作流程。便携型感应式磁声电导率成像设备将以其质优价廉、操作简单、维护方便等特点，在增长迅速的千亿美元级医疗仪器市场占有一席之地。

附图说明

图1是本发明一种便携型感应式磁声二维电导率成像装置的工作流程示意图。

图2是本发明一种便携型感应式磁声二维电导率成像装置中二维超声传感器阵列模块数据采集原理图；

图3是本发明一种便携型感应式磁声二维电导率成像装置中Sigmoid型驱动电压曲线图；

图4是本发明一种便携型感应式磁声二维电导率成像装置中传感器转换角度示意图；

图5是本发明一种便携型感应式磁声二维电导率成像装置中电导率图像重建流程图。

图中：1—信号发生模块、2—成像目标模块、3—测距定位模块、4—二维超声传感器阵列模块、5—功放滤波模块、6—模/数转换模块、7—数字去噪模块、8—数据存储模块、9—无线发送模块、10—无线接收模块、11—边界重建模块、12—电导率基准模块、13—电导率图像重建模块、14—聚焦型传感器、15—生物软组织、16—电导率基准模型、17—部分网格、18—直线区域。

具体实施方式

下面结合附图与实施例对本发明作进一步详细描述。

如图1至图5所示，一种便携型感应式磁声二维电导率成像装置，包括信号发生及数据采集和预处理子系统、数据处理与图像重建子系统和无线数据传输子系统；

信号发生及数据采集和预处理子系统，采用驱动电压产生瞬态电子激励，采集二维平面的超声信号并且转化成数字信号，通过无线数据传输子系统传输至数据处理与图像重建子系统；

数据处理与图像重建子系统，对接收到的数据进行处理，对电导率图像进行重建；

无线数据传输子系统，连接一套数据处理与图像重建子系统和一套以上信号发生及数据采集和预处理子系统，在两者之间进行数据中转传输。

无线数据传输子系统包括：

无线接收模块10，连接数据存储模块8，用于接收储存在数据存储模块8的超声数据；无线发送模块9，用于发送接收到的数据至数据处理与图像重建子系统进行二维电导率分布图像的重建。

无线数据传输子系统同时处理多套信号发生及数据采集和预处理子系统上传的数据。

信号发生及数据采集和预处理子系统包括：

信号发生模块1，采用Sigmoid型和脉冲型两种电磁激励方式产生驱动电压；成像目标模块2，用于通过医用粘合剂将生物软组织15和电导率基准模型16粘合；测距定位模块3用于测定电导率基准模型16的位置；二维超声传感器阵列模块4用于将聚焦型传感器14放置于成像目标外的二维平面内；功放滤波模块5，用于得到所需的电源信号；模/数转换模块6，用于将信号转换为符合串行通信标准的数字量；数字去噪模块7，运用组合去噪算法对时域超声数字信号进行去噪处理；数据存储模块8，用于存储患者数据。

组合去噪算法，包括以下步骤：

(1)选择小波函数进行小波变换，获取小波系数；

(2)根据小波系数，评估噪声水平；

(3)采用硬阈值法校正小波系数；

(4)对应某一种小波变换，计算原始信号的估计值；

(5)求解多种小波变换的估计值，计算上述估计值的平均值。

数据处理和电导率重建子系统包括：

边界重建模块11，用于通过脉冲型电压驱动产生的超声信号确定边界网格；电导率基准模块12，应用定位数据确定电导率基准模型16的网格；电导率图像重建模块13，用于通过图像重建法来重建二维电导率图像。

图像重建法，包括以下步骤：

(1)初始化成像区域网格的声源强度；

(2)计算其他网格的声源强度值除以基准网格的声源强度值，得到比率矩阵R0；

(3)应用傅立叶变换将时域超声信号转换成频域信号；

(4)选取某一频率值的超声信号，采用迭代法计算比率矩阵R1；

(5)根据均匀介质内部声源强度与电导率的线性关系，应用基准模型的电导率值计算生物组织内部的电导率分布；

(6)应用所有频率值的超声数据重建生物组织的电导率分布，通过叠加求解均值的方法重建电导率图像。

二维超声传感器阵列模块4数据采集原理如图2所示，包括聚焦型传感器14、生物软组织15、电导率基准模型16。成像区域被划分成部分网格17，聚焦型传感器14采集传感器方向上直线区域18的超声信号。根据聚焦型传感器14的方向，即可确定该传感器采集的超声信号来自于该方向上成像网格内的所有声源。

作为一种具体的实现技术方案，本发明的设计流程详细步骤如下：

步骤1：信号发生模块1设计：

a.采用一对Helmholtz线圈在成像区域产生均匀瞬态磁场，一对永磁体在成像区域产生均匀静态磁场；

b.采用波形如Sigmoid函数的电压驱动线圈产生阶跃型瞬态磁场；

c.采用脉冲电压驱动线圈产生脉冲瞬态磁场。

步骤2：成像目标模块2设计：

a.应用医用高分子材料制备生物软组织15模型，测定该模型的电导率，作为基准；

b.通过医用粘合剂将软组织模型与成像目标物体粘合在一起；

c.通过测距装置对电导率基准模型16进行定位，记录位置数据。

步骤3：数据采集功能设计：

a.在成像物体外固定放置二维聚焦型传感器阵列；

b.由Sigmoid型瞬态磁场激励产生超声信号，传感器阵列采集超声信号时间序列；通过N次瞬态磁场激励，每次调整聚焦型传感器14的角度(可调整72°/6°＝12个方向的角度)，获取N组超声信号时间序列，记录每个传感器的角度；

c.其后，采用脉冲型和Sigmoid型瞬态磁场激励产生超声信号，通过传感器阵列记录并存储信号。

步骤4：组合去噪算法设计：

a.噪声水平估计

对于Sigmoid型激励产生的超声信号时间序列Y，应用小波变换进行分析Z＝WY，提取最精细尺度下的小波系数ω₁，采用式(1)对信号的噪声标准差进行估计。

其中，MAD为绝对偏差的中值。

b.硬阈值方法

将幅值小于阈值t的系数ω设置为0，如式(2)所示。

阈值t采用经验公式

c.组合去噪算法

假设时间序列信号Y＝X+ε，其中ε表示加性电子噪声，X为磁声效应产生的声波信号。应用组合去噪算法对序列信号Y进行分析，去除噪声的影响。

采用Haar、Daubechies等函数对时间序列Y进行小波变换，得到变换系数β_k＝W_kY，分别计算原始信号X的估计值如公式(3)所示。

其中，表示伪逆矩阵，硬阈值法(M)表示对M的系数用硬阈值方法进行处理。对于N个单独估计的值，通过求平均值，得到

由上述步骤完成对超声信号的去噪处理。

步骤5：无线数据模块传输设计：

无线数据传输模块分为发送和接收模块，发送模块连接数据采集模块，接收模块连接数据处理模块。根据传输距离的差别，分别采用蓝牙和WiFi两种模式，将经过去噪处理的超声时间序列信号发送至数据接收模块，然后交付给数据处理模块进行图像重建。

步骤6：电导率边界的重建方法设计：

当采用脉冲型电磁激励时，由于膨胀和收缩声源的叠加，传感器记录的是关于边界的尖峰信号序列。二维成像区域进行网格化，应用尖峰序列进行直接反投影，可以确定组织边界所在的网格。那么，可以确定其他网格即为电导率分布均匀的介质。

步骤7：均匀介质电导率重建的迭代算法设计：

当采用Sigmoid型电磁激励时，只包含膨胀声源，不存在收缩声源，也就没有相邻声源抵消的情况。将聚焦型传感器14记录的超声时间序列求和，可以看成是声源的线积分，即直线所在声源强度值的累加。

本发明的运行流程，其基本流程如下步骤：

1、采用脉冲型和Sigmoid型两种驱动电压，产生瞬态电磁激励。Sigmoid型驱动电压的波形如图3所示。根据Helmholtz线圈的电路特性，由电机驱动控制的滑线变阻器，分别产生两种波形的驱动电压。滑线变阻器的控制方法可以通过先期实验校定，并由嵌入式系统固化到硬件中，提高信号发生模块1的稳定性、可靠性和效率。

2、通过医用粘合剂将电导率基准模型16粘附在成像目标组织外围，如图2所示。测距装置安装在传感器阵列的聚焦平面上，对电导率基准模型16进行定位。

3、通过二维聚焦型传感器阵列采集二维平面的超声信号，如图2所示。聚焦型传感器14采集源自传感器方向的直线区域18的超声信号，可以看成直线区域18内网格声源的加权叠加。聚焦型传感器14可以调整角度(72°/6°＝12个方向的角度)，如图4所示。每次进行Sigmoid型电磁激励时，变换聚焦型传感器14的角度，传感器阵列中的各个传感器采取随机组合的方式，力求传感器的聚焦区域遍及成像区域内的每个网格。

4、通过模/数转换模块6(A/D模块)将超声模拟信号转换成数字信号之后，运用组合去噪算法对时域超声数字信号进行去噪处理。应用Haar、Daubechies等函数对超声序列进行小波变换，提取最精细尺度下的小波系数，评估噪声水平，应用硬阈值法处理小波系数，最终计算原始信号的估计值。通过对多个小波变换下的原始信号估计值求均值，去除加性干扰噪声，还原真实的磁声振动产生的超声信号。

5、通过无线数据传输子系统将数据采集子系统和数据处理与图像重建子系统分离，使数据采集装置更加便携。一套数据处理与图像重建子系统可以同时处理多台数据采集子系统的上传数据，降低设备成本。一套数据采集子系统可以连续采集多位患者的数据并存储，待到系统闲置时再统一上传数据，节约数据采集和处理时间。

6、将二维成像区域网格化，根据脉冲型激励产生的超声信号，应用直接反投影确定组织边界所在的网格，其他网格即为均匀介质网格。

7、电导率图像重建流程，如图5所示。具体实施流程如下：

a.应用定位数据将均匀介质网格分为电导率基准网格和其他均匀介质网格。结合步骤6，成像区域网格分为边界网格、电导率基准网格和其他均匀介质网格三种。

b.初始化成像区域网格的声源强度，计算其他网格与电导率基准网格的声源强度比率。

c.应用傅立叶变换将Sigmoid型电磁激励情况下采集的N组时域超声信号转换成N组频域信号。

d.抽取某一频率值的N组数据，应用迭代法计算满足当前数据的声源强度比率矩阵。

e.通过声源密度和电导率值的关系，计算生物组织内部的电导率分布。

f.综合所有频率值对应的数据计算电导率值，采用叠加求均值的方式得到生物组织内部的二维电导率分布图像。

综上所述，本发明通过Sigmoid型驱动电压、电导率基准模型16、二维聚焦型传感器阵列的设计，简化信号发生和数据采集装置，降低成像设备的成本。同时，采用噪声水平评估、硬阈值方法和组合去噪算法估计原始超声信号。应用无线数据传输模块将数据采集和图像重建系统分隔开来，提高成像系统的便携性和实用性。根据脉冲型、Sigmoid型电磁激励采集的超声信号，以及定位数据，将成像区域网格分为边界网格、电导率基准网格和均匀介质网格，应用频域信号的迭代算法精确求解生物组织的二维电导率图像。本发明装置及方法具有实用性强、稳定性好、可靠性高、操作简便、成本低、效率高等优点，适用于日常身体检查以及专业医学检查。

总之，以上所述仅为本发明的较佳实施例，凡依本发明申请专利范围所作的均等变化与修饰，皆应属本发明专利的涵盖范围。