買文姝，王玉恒，殷 濤，劉志朋，張順起

（中國醫(yī)學科學院北京協(xié)和醫(yī)學院生物醫(yī)學工程研究所，天津 300192）

0 引言

生物組織電特性（electrical properties，EPs）可反映組織的生理、病理狀態(tài)，在病變早期會發(fā)生明顯變化，特別是腫瘤等疾病的發(fā)生早期其電特性的變化與正常組織存在較大差異[1]。因此，電特性成像可以及時發(fā)現(xiàn)組織的功能性病變，實現(xiàn)腫瘤等疾病的預防和早期診斷，彌補傳統(tǒng)影像技術對于未發(fā)生器質(zhì)性病變的疾病早期診斷效果不理想的不足。電流激勵磁聲成像（magneto-acoustic tomography with current excitation，MAT-CE）是將微弱脈沖電流作為激勵源注入到被測組織中，檢測產(chǎn)生的聲信號，這些聲信號攜帶了物體內(nèi)部的電導率信息。相較于傳統(tǒng)電阻抗成像（electrical impedance tomography，EIT），電流激勵磁聲成像具有EIT 無創(chuàng)、無射線傷害、成本低、實時性好的優(yōu)點[2-3]，同時以超聲為載體接收信息，繼承了超聲成像高分辨力的優(yōu)點[4]。因此，電流激勵磁聲成像具有更高的對比度和分辨力[5-6]。目前電流激勵磁聲成像中常用的聲信號采集方法是通過超聲換能器接收聲信號，經(jīng)放大后由采集裝置采集[7]。此方法的問題是在微弱信號檢測中，由于背景噪聲和干擾的存在，信號通常被埋在噪聲中，而且外界噪聲與磁聲信號同時被聲換能器采集，磁聲信號與噪聲難以分離，會導致檢測誤差，影響磁聲信號測量的準確性。針對該問題有文獻報道使用鎖相放大方法進行基于磁聲耦合效應的生物電流檢測具有可行性，并可實現(xiàn)較高的檢測精度[8]。

鎖相放大技術由于其可以在高噪聲環(huán)境中準確測量微弱信號的特性[8-10]，廣泛應用于科學和工程領域的測量中。鎖相放大器具有抑制噪聲和相敏檢測的能力，基本上不受零點漂移、正交性誤差和輸入諧波的影響[11]，可以在信號檢測時提高信噪比和聲信號采集的穩(wěn)定性和靈敏度[12-13]。為實現(xiàn)微弱磁聲信號的測量，本文設計一種基于電流激勵磁聲成像的鎖相放大檢測系統(tǒng)。

1 理論基礎

電流激勵磁聲成像方法的原理是，對置于靜磁場中的樣本施加脈沖電流，樣本在脈沖電流與靜磁場耦合作用下產(chǎn)生洛倫茲力[8]，在洛倫茲力的作用下，帶電粒子振動形成聲波，在樣本外部檢測該聲信號即可重建高分辨力和高對比度的生物電特性分布，如圖1 所示。該方法將生物電導率分布轉(zhuǎn)化為超聲信號，超聲的直線傳播特性避免了電流彌散，同時實現(xiàn)了高空間分辨力的電特性功能成像。

圖1 電流激勵磁聲成像方法原理圖

洛倫茲力是電流激勵磁聲成像技術實現(xiàn)的基礎，洛倫茲力計算公式為

式中，F(xiàn) 為洛倫茲力；J 為注入電流密度；B 為磁場強度。

設介質(zhì)樣本聲學參數(shù)均勻，未施加注入電流時，樣本介質(zhì)密度為ρ0，此時介質(zhì)的壓強為p0，聲波引起的密度變化為ρ，介質(zhì)質(zhì)點速度為v，聲壓為p，時間為t，則聲場連續(xù)性方程為

流體聲場的運動方程為

考慮到電刺激過程中介質(zhì)的聲波幅度、聲壓和密度變化很小，略去方程中的高階小量，使方程線性化，同時考慮線性化物態(tài)方程，聯(lián)立消去速度變量，則磁聲耦合波動方程表示為

對上式進行傅里葉變換，得到耦合波動方程：

利用格林函數(shù)求解，可得到頻域磁聲信號表達式：

式中，ejω|r-r0|/c為延遲項，反映介質(zhì)中各質(zhì)點到傳聲器距離形成的頻域內(nèi)相位的延遲；1/（4π|r-r0|）為聲波在距離上的傳輸系數(shù)，可反映在頻域的幅值信息中。因此，頻域磁聲信號即為介質(zhì)中的聲源項·（J×B）與延遲在信號采集點r0處的空間積分。

2 系統(tǒng)設計

鎖相放大檢測系統(tǒng)示意圖如圖2（a）所示，包括空間定位模塊、信號測量處理模塊和電磁聲屏蔽裝置3 個部分。空間定位模塊由定位精度為0.375 mm的步進電動機及控制傳聲器的夾持裝置組成，可以實現(xiàn)三維立體定位，能夠完成實驗過程中信號接收裝置的移動與定位。信號測量處理模塊采用雙極性激勵源（BP4610，NF，日本）產(chǎn)生刺激信號，能夠產(chǎn)生幅度相等、極性相反的正負電平，抗干擾能力較強。2個尺寸為100 mm×100 mm×50 mm、距離125 mm 的永磁體提供強度為0.2 T 的穩(wěn)恒磁場，方向為圖2（a）中x 軸負方向。前端采用尖端為圓錐形的聲導管作為聚焦裝置的低噪聲傳聲器（MPA201，BSWA，中國，靈敏度為45.7 mV/Pa）用于信號采集，如圖2（b）所示。傳聲器后接差分放大器，將放大信號輸入鎖相放大器（LI5640，NF，日本），鎖相放大器根據(jù)激勵源提供的同步參考信號提取磁聲信號，并通過數(shù)據(jù)采集卡（PXI5922，NI，美國）采集信號幅值數(shù)據(jù)。其中，鎖相放大器電壓靈敏度為2 nV，電流靈敏度為50 fA，相位漂移在（±0.1）°以內(nèi)。電磁聲屏蔽裝置由外層厚5 mm 的銅殼、內(nèi)層厚30 mm 的波浪形吸聲海綿制成。

圖2 基于電流激勵磁聲成像的鎖相放大檢測系統(tǒng)示意圖

檢測過程中，將樣本置于電磁聲屏蔽裝置內(nèi)的恒穩(wěn)磁場中，如圖2（a）所示。雙極性激勵源通過對稱置于樣本兩側(cè)的高10 mm、寬5 mm 的銅箔電極加載電流，使用前端帶有聚焦裝置的傳聲器拾取磁聲信號并轉(zhuǎn)化為電信號，經(jīng)差分放大后，提取與激勵源同頻的信號，讀取其鎖相放大后的幅值并進行數(shù)據(jù)采集。

3 實驗方法

3.1 材料

本研究使用均勻圓柱形仿體和新鮮離體豬肉組織樣本作為刺激和檢測目標，所有樣本的直徑均為60 mm，厚均為10 mm。采用明膠、瓊脂、NaCl、純水制成的圓柱形仿體樣本如圖3（a）所示。新鮮離體豬肉樣本圓形截面上下兩部分具有清晰分界，由上至下分別為豬脂肪組織、瘦肉組織，如圖3（b）所示。其內(nèi)貫穿寬3 mm 的銅箔的圓柱形仿體樣本如圖3（c）所示。

圖3 實驗樣本示意圖

使用阻抗分析儀（4294A，Agilent，美國）測量20 kHz 頻率下樣本的電導率和相對阻抗。其中圓柱形仿體樣本電導率為0.5 S/m，新鮮離體豬肉樣本中瘦肉組織電導率約為（0.38±0.01）S/m，脂肪組織電導率約為（0.019±0.001）S/m。圓柱形仿體樣本的相對阻抗為164 Ω，新鮮離體豬肉樣本的相對阻抗為700 Ω，含銅箔的圓柱形仿體樣本的相對阻抗約為2 Ω。

3.2 方法

3.2.1 系統(tǒng)總體性能測量方法

在不同激勵電流下，使用本系統(tǒng)對圖3（a）所示的仿體樣本上表面圓心處進行檢測得到對應測量電壓值。實驗中勻強磁場強度為0.2 T，激勵為連續(xù)正弦波，激勵頻率為20 kHz，激勵電壓分別為0、5、10、15、20、25、30 V，對應激勵電流分別為0、0.030、0.061、0.091、0.122、0.152、0.183 A，信號測量前置增益為10 dB。

3.2.2 一維磁聲信號鎖相放大測量方法

（1）圓柱形仿體樣本測量方法。

將圓柱形仿體樣本置于強度為0.2 T 的勻強磁場中，激勵電壓強度為10 V，頻率為20 kHz，經(jīng)換算激勵電流為強度61 mA 的正弦波，磁聲信號測量前置增益為10 dB。采用步進電動機控制帶有聚焦裝置的傳聲器，以5 mm 為步進長度，測量直徑為60 mm的圓形區(qū)域內(nèi)仿體樣本表面沿電極連線方向（x 方向）與中垂線方向（y 方向）的磁聲信號，其中沿電極連線方向測量范圍為-30 mm≤x≤30 mm，沿中垂線方向測量范圍為-30 mm≤y≤30 mm，經(jīng)鎖相放大后，記錄各位置處的磁聲信號鎖相放大幅值，測量示意圖如圖4 所示。

圖4 圓柱形仿體樣本測量示意圖（單位：mm）

此外，為了驗證本系統(tǒng)的一維磁聲效應的無創(chuàng)分布檢測性能，對仿體樣本以相同的步進長度和測量范圍，采用平行雙通道電極測量仿體樣本上表面的電場分布，在電場信號采集無增益條件下，與磁聲信號鎖相放大檢測結(jié)果進行對比。

平行雙通道電極采集電信號時，測量電極絲使用2 根非鐵磁性導電針，其表面涂有絕緣漆，在尖端露出導電部分，探針間距為2 mm，如圖5 所示。實驗時將電極的導電尖端直接插入組織，另一端連接示波器（TPS2024，Tektronix，美國），測量探針電極間的電勢差，通過計算得到該處電場分布及電流密度[14-15]。

圖5 平行雙通道電極

（2）新鮮離體豬肉樣本測量方法。

將具有明顯脂肪與瘦肉分界的新鮮離體豬肉樣本置于強度為0.2 T 的勻強磁場中，激勵電壓強度為10 V，頻率為20 kHz，經(jīng)換算激勵電流為強度14 mA 的正弦波，磁聲信號測量前置增益為10 dB。采用步進電動機控制帶有聚焦裝置的傳聲器，以5 mm 為步進長度，測量直徑為60 mm的圓形區(qū)域內(nèi)新鮮離體豬肉樣本表面沿電極連線方向（x 方向）與中垂線方向（y 方向）的磁聲信號，其中x 方向測量范圍為-30 mm≤x≤30 mm，y 方向測量范圍為-30 mm≤y≤30 mm，經(jīng)鎖相放大后，記錄各位置處的磁聲信號鎖相放大幅值，測量示意圖如圖6 所示。

圖6 新鮮離體豬肉樣本測量示意圖（單位：mm）

3.2.3 二維磁聲信號鎖相放大測量方法

將含銅箔的圓柱形仿體樣本置于強度為0.2 T 的勻強磁場中，激勵電壓強度為10 V，頻率為20 kHz，激勵電極與仿體內(nèi)部貫通的銅箔相連，電路接有99 Ω保護電阻，經(jīng)換算激勵電流為強度99 mA 的正弦波，磁聲信號測量前置增益為10 dB。采用步進電動機控制帶有聚焦裝置的傳聲器采集聲信號，以5 mm 為步進長度進行二維空間平移，對0 mm≤x≤60 mm、0 mm≤y≤60 mm 區(qū)域中的含銅箔的圓柱形仿體樣本進行掃描測量，經(jīng)鎖相放大后，獲得樣本表面的二維磁聲耦合聲場分布，測量示意圖如圖7 所示。

圖7 含銅箔圓柱形仿體樣本測量示意圖（單位：mm）

此外，為了驗證本系統(tǒng)的二維磁聲效應的無創(chuàng)分布檢測性能，對含銅箔仿體樣本以相同的步進長度和測量范圍，采用平行雙通道電極測量仿體樣本上表面的電場分布，在電場信號采集無增益條件下，與二維磁聲信號鎖相放大檢測結(jié)果進行對比。

4 結(jié)果

4.1 系統(tǒng)總體性能測量結(jié)果

根據(jù)系統(tǒng)設備精度與總體性能測量方法計算得到本系統(tǒng)的微弱磁聲信號測量精度為10-7Pa。

根據(jù)圓柱形仿體樣本50 次電壓測量結(jié)果繪制的帶誤差的折線圖如圖8 所示。結(jié)果表明，測量電壓隨激勵電流增大而近似線性增大，即本系統(tǒng)為線性系統(tǒng)。另外，測量結(jié)果顯示，本系統(tǒng)可實現(xiàn)0.01 A 量級激勵電流下的微弱磁聲信號檢測，測量零點誤差為0.09 V，標準差在0.001 V 量級。

圖8 系統(tǒng)測量電壓隨激勵電流變化的曲線圖

4.2 一維磁聲信號鎖相放大測量結(jié)果

（1）圓柱形仿體樣本測量結(jié)果。

根據(jù)圓柱形仿體樣本50 次磁聲信號測量結(jié)果繪制的帶誤差棒的折線圖和柱狀圖如圖9 所示。在兩電極連線方向上，連線中點處磁聲信號最小，在最接近電極處磁聲信號最大，約為中點處的2 倍，如圖9（a）所示。在電極連線中垂線上，中點處磁聲信號最大，向兩側(cè)磁聲信號逐漸減小，最遠處信號約為中點處的0.7 倍，如圖9（b）所示。通過對對應位置磁聲信號與電場信號進行歸一化分析，在兩電極連線方向上，電場信號在連線中點處最小，接近電極處最大，約為中點處的2.1 倍；在電極連線中垂線上，電場信號在中點處最大，兩側(cè)邊緣處最小，約為中點處的0.5 倍。即平行雙通道電極測得的電流密度分布與鎖相放大檢測方法采用聲探頭測得的聲壓分布趨勢基本相同，說明本系統(tǒng)可實現(xiàn)組織內(nèi)電流分布與電特性的無創(chuàng)檢測。

圖9 圓柱形仿體樣本沿電極連線方向（x 方向）與中垂線方向（y 方向）測量結(jié)果圖

（2）新鮮離體豬肉樣本測量結(jié)果。

根據(jù)新鮮離體豬肉樣本50 次磁聲信號測量結(jié)果繪制的帶誤差棒的折線圖如圖10 所示。在電極連線中垂線上，中點附近磁聲信號最大，向兩側(cè)磁聲信號逐漸減小。并且，當中垂線上2 個測量點與中點距離相同但是分別位于瘦肉和脂肪2 個區(qū)域時，瘦肉區(qū)域測得的磁聲信號大于脂肪區(qū)域，最多相差4 倍，如圖10（b）所示，說明在電導率相對較高區(qū)域，電流密度更高、聲壓更強。此外，電導率相差約0.3 S/m 的新鮮離體豬肉組織中的瘦肉部分與脂肪部分可以被本系統(tǒng)分辨出來。

圖10 新鮮離體豬肉樣本沿電極連線方向（x 方向）與中垂線方向（y 方向）測量結(jié)果圖

4.3 二維磁聲信號鎖相放大測量結(jié)果

根據(jù)二維磁聲信號鎖相放大測量方法獲得的含銅箔圓柱形仿體樣本上磁聲信號鎖相放大幅值二維分布圖如圖11（a）所示，銅箔所在區(qū)域測得的磁聲信號強度高于其他區(qū)域，且隨與銅箔距離增加，對應位置磁聲信號強度衰減增大，最多可衰減為1/27。采用平行雙通道電極測量每個檢測點處兩電極絲間的電勢差，得到含銅箔圓柱形仿體樣本上二維電場分布情況如圖11（b）所示，可見銅箔所在區(qū)域電場信號高于其他區(qū)域。即平行雙通道電極測得的電流密度分布與鎖相放大檢測方法采用聲探頭測得的二維聲壓分布趨勢基本相同，證明本系統(tǒng)可實現(xiàn)組織內(nèi)電流分布與電導率的無創(chuàng)檢測。

圖11 含銅箔的圓柱形仿體樣本測量結(jié)果

5 結(jié)語

本文設計了基于電流激勵磁聲成像的鎖相放大檢測系統(tǒng)，相比目前報道的簡單一維樣本磁聲聲源檢測振幅測量精度（10-6Pa 量級）[16]，本文設計的系統(tǒng)微弱磁聲信號測量精度達10-7Pa，成像分辨力達5 mm，對提高微弱磁聲信號檢測靈敏度、實時提取組織中電流密度及電特性分布、推進醫(yī)用磁聲成像設備的臨床應用研究具有積極意義。

但本系統(tǒng)還存在一些不足：（1）由于鎖相放大根據(jù)激勵同步參考信號對應頻率檢測的特點，本研究僅提取單一頻率的信號幅值信息，下一步需要增加能夠?qū)崿F(xiàn)多頻率甚至寬頻域的測量方法，如采用多頻率鎖相放大器，或?qū)⑦B續(xù)波與脈沖激勵相結(jié)合，特別是編碼激勵方法，提取組織內(nèi)部信息，從而獲得樣本深度方向的聲源分布及電特性分布信息，實現(xiàn)三維的聲信號鎖相放大檢測。（2）實驗驗證中，二維圖像以5 mm 為步進長度，獲得了有限個測量點的二維聲場分布圖。為了進行更精確的二維聲場成像，可以根據(jù)樣本成像要求，設置更小的測量間距，或者采用高精度聲學相機來記錄二維聲場分布，更快速地獲得聲場分布。