摘要基于三維電阻抗層析成像方法設(shè)計(jì)了一種密集型乳腺陣列傳感器，并開發(fā)了一種用于檢測(cè)乳腺癌的電阻抗成像傳感器。此傳感器采用激勵(lì)電極陣列與接地電極一體化的設(shè)計(jì)實(shí)現(xiàn)了結(jié)構(gòu)簡(jiǎn)化，并通過錐形基體與雙層周向排布的電極陣列實(shí)現(xiàn)了電場(chǎng)密集化以及錐度優(yōu)化，提高了目標(biāo)物的檢測(cè)精度。設(shè)計(jì)了成像系統(tǒng)，采用數(shù)值仿真方法對(duì)傳感器進(jìn)行優(yōu)化。仿真結(jié)果表明，電極數(shù)量減半并不會(huì)影響傳感器的成像精度，反而可以提高成像速度。最后，考察了傳感器的性能，結(jié)果表明，系統(tǒng)信噪比與通道一致性良好。利用此傳感器對(duì)檢測(cè)場(chǎng)域相對(duì)體積為0.4%的實(shí)驗(yàn)?zāi)Ｐ瓦M(jìn)行了三維圖像重建，單目標(biāo)成像的圖像相關(guān)系數(shù)達(dá)到0.6 以上，可清晰判別雙目標(biāo)物位置，實(shí)現(xiàn)了對(duì)乳腺癌的可視化檢測(cè)。

關(guān)鍵詞電阻抗層析成像；傳感器；乳腺癌；數(shù)值仿真

乳腺癌是一種常發(fā)于女性的惡性腫瘤[1]，據(jù)GLOBOCAN 統(tǒng)計(jì)， 2020 年全球女性癌癥病例中乳腺癌新發(fā)病例約為230 萬，占比24.5%；乳腺癌死亡病例約為68.5 萬，占癌癥死亡病例的15.5%[2]。女性患者通常忽視對(duì)乳房的臨床檢查，晚期診斷給治療帶來極大困難[3]，而早期篩查能夠提高治愈率。

目前，乳腺癌的檢測(cè)手段包括乳腺鉬靶X 光檢查[4]、超聲成像、磁共振成像以及標(biāo)志物篩查等。鉬靶X 光作為標(biāo)準(zhǔn)篩查手段，其敏感度高但特異性低[5]，存在輻射，而且會(huì)引起患者疼痛；超聲成像對(duì)早期癌變并不敏感[6]；磁共振成像需在患者血管內(nèi)注射造影劑，檢測(cè)耗時(shí)較長(zhǎng)[7]；新興的標(biāo)志物篩查需將人體乳腺病理切片，并將之與特定標(biāo)志物反應(yīng)才能進(jìn)行診斷[8-9]，具有侵入性。因此，需要建立一種無創(chuàng)、無輻射和實(shí)時(shí)的乳腺癌可視化檢測(cè)方法。

電阻抗層析成像（Electrical impedance tomography， EIT）是一種基于不同媒介的電學(xué)特性差異，通過陣列電極對(duì)目標(biāo)場(chǎng)域進(jìn)行多方位電流激勵(lì)與電壓采集，進(jìn)而重構(gòu)場(chǎng)域電導(dǎo)率分布的成像方法[10]。在癌癥檢測(cè)方面，由于“亞臨床期”的腫瘤沒有明確的形態(tài)改變，通過結(jié)構(gòu)成像的方式難以識(shí)別出該時(shí)期的腫瘤。但是，與周圍正常組織相比，惡性腫瘤一般表現(xiàn)為較高的電導(dǎo)率[11]和介電常數(shù)[12]，該電學(xué)特性差異[13]使得EIT 技術(shù)可用于乳腺癌的早期檢測(cè)[14]。目前，已有一些研究者者進(jìn)行了乳腺癌的EIT 成像研究。Cherepenin 等[15]利用由256個(gè)銅制電極組成的共面圓形陣列傳感器對(duì)人體乳腺進(jìn)行檢測(cè)，可提供7個(gè)深度的乳房斷層圖像；Hu 等[16]通過模擬不同形狀的乳房邊界對(duì)目標(biāo)物進(jìn)行EIT 水槽實(shí)驗(yàn)，并通過融合數(shù)據(jù)信息提高了對(duì)腫瘤位置深度的檢測(cè)能力；Murphy 等[17]提出用于乳腺癌檢測(cè)的旋轉(zhuǎn)EIT 方法，此方法可對(duì)場(chǎng)域進(jìn)行圖像的絕對(duì)重建，并可區(qū)分兩個(gè)相距15 mm 的目標(biāo)物；Sun 等[18]提出了一種S-shape 激勵(lì)模式，配合設(shè)計(jì)的48 電極半球狀傳感器實(shí)現(xiàn)了乳腺腫瘤的三維形狀重建。

針對(duì)乳腺癌的三維成像， EIT成像要求傳感器結(jié)構(gòu)合理、精度高，其中，電極的設(shè)計(jì)制作與布置形式尤為關(guān)鍵。增多電極數(shù)量雖然能提升圖像重建精度，但是提升的精度有限；同時(shí)，由于EIT 自身測(cè)量原理的計(jì)算限制，電極數(shù)量過多會(huì)導(dǎo)致成像速度變緩。此外，電極的布置形式?jīng)Q定了檢測(cè)場(chǎng)域的電場(chǎng)分布，也會(huì)影響成像精度。本研究開發(fā)了一種基于EIT的密集型乳腺陣列傳感器，通過設(shè)計(jì)接地電極環(huán)簡(jiǎn)化了傳感器結(jié)構(gòu)，采用數(shù)值仿真方法對(duì)錐度和電極的數(shù)量進(jìn)行了優(yōu)化，通過實(shí)驗(yàn)驗(yàn)證了傳感器的性能。結(jié)果表明，此傳感器的系統(tǒng)通道一致性與信噪比良好，檢測(cè)場(chǎng)域相對(duì)體積為0.4%的單目標(biāo)成像的圖像相關(guān)系數(shù)大于0.6，可清晰判別雙目標(biāo)物位置，實(shí)現(xiàn)了目標(biāo)物的可視化檢測(cè)，有望應(yīng)用于乳腺癌的早期篩查與臨床檢測(cè)。

1 實(shí)驗(yàn)部分

1.1 傳感器設(shè)計(jì)

現(xiàn)有的乳腺癌EIT 檢測(cè)設(shè)備的傳感器[19-20]均配置了單獨(dú)的參比（接地）電極，在檢測(cè)時(shí)需將其接于患者四肢，結(jié)構(gòu)繁瑣。為簡(jiǎn)化結(jié)構(gòu)，本傳感器采用電極陣列與接地電極一體化的結(jié)構(gòu)設(shè)計(jì)，將接地電極設(shè)計(jì)為圓環(huán)狀，并布置于腔室內(nèi)部。

為適應(yīng)人體生理結(jié)構(gòu)，將傳感器設(shè)計(jì)為錐形結(jié)構(gòu)，主要由接地電極環(huán)、電極陣列、傳感器基體（均質(zhì)腔室）和外殼組成（圖1A）。電極陣列分兩層（靠近接地電極環(huán)的為Up 層，另一層為Down 層），與接地電極環(huán)等間距周向布置于腔室表面，主要參數(shù)包括傳感器錐度θ、均質(zhì)腔室最大內(nèi)徑L 與高度H，如圖1B所示。此傳感器可直接接觸并適當(dāng)擠壓人體乳房，之后配合硬件系統(tǒng)完成相關(guān)數(shù)據(jù)采集。

人體乳腺的電特性具有復(fù)數(shù)性質(zhì)，可等效為 + jw ，其中，實(shí)部為電導(dǎo)部分，虛部為電納部分，兩者共同描述了電響應(yīng)的完整特征。假設(shè)人體乳腺區(qū)域中存在任意一點(diǎn)r，根據(jù)本傳感器的結(jié)構(gòu)以及相應(yīng)的麥克斯韋方程組可得到以下公式：

▽·（（ σ+ jwε ）▽ v（r）） = 0， r∈γ（1）

（ σ+ jw ε） ▽v（r）· v（r） = 0， r ∈?γ（2）

其中， w 為角頻率， v（r）為乳腺模型r 的單位向量， σ為電導(dǎo)率。

實(shí)際過程多采用低頻（lt;100 MHz）檢測(cè)，因而模型參數(shù)以電導(dǎo)效應(yīng)為主。人體健康乳房中存在大量脂肪組織，本研究將乳房等效為電導(dǎo)率為σ1 的均勻電導(dǎo)體；同時(shí)，乳房具有彈性，因此預(yù)設(shè)其布滿傳感器腔室。乳腺癌可等效為一個(gè)電導(dǎo)率為σ2 的球體，并且σ1lt;σ2。乳腺癌的存在會(huì)使得場(chǎng)域內(nèi)的電場(chǎng)線發(fā)生擾動(dòng)[21]，因此本傳感器任選一個(gè)經(jīng)過中心軸的截面進(jìn)行分析，針對(duì)兩種不同的激勵(lì)采集方式，均得出相同結(jié)論，即電場(chǎng)分布發(fā)生顯著變化（圖2）。

常規(guī)平板多單元陣列式傳感器將人體胸大肌視為一個(gè)等勢(shì)面，并將檢測(cè)電極陣列表面作為虛地處理，平行板電容器的近似模型使得乳腺檢測(cè)區(qū)域存在平行電場(chǎng)[22]。區(qū)別于前者，本傳感器的電極排布為立體陣列式排布，傳感器內(nèi)部邊緣布置一個(gè)接地電極環(huán)，使得檢測(cè)區(qū)域內(nèi)形成的電場(chǎng)線并不平行。為保證不同位置目標(biāo)物（乳腺腫瘤）的成像精確性與檢測(cè)過程的穩(wěn)定性，需要進(jìn)一步優(yōu)化乳腺癌檢測(cè)傳感器的結(jié)構(gòu)，因此對(duì)傳感器錐度θ進(jìn)行了探討。

對(duì)比了錐度θ分別為120°、150°和180°時(shí)傳感器的檢測(cè)性能。預(yù)設(shè)待測(cè)場(chǎng)（乳房）充滿傳感器腔室，3 種傳感器的L=120 mm。電極陣列按以下方式排列：32 個(gè)電極分兩層周向布置， Up 層布置20 個(gè)，Down 層布置12 個(gè)。接地電極環(huán)內(nèi)徑為4 mm，電極陣列直徑為6 mm。錐度θ為120°的傳感器的H 約為35 mm，為統(tǒng)一均質(zhì)場(chǎng)，將另外兩種傳感器的檢測(cè)場(chǎng)域拓為相同高度?？紤]傳感器檢測(cè)場(chǎng)域的體積不同，將目標(biāo)物與檢測(cè)場(chǎng)域的相對(duì)體積保持一致（0.4%），以便更好地考察其性能。

當(dāng)目標(biāo)物位于均質(zhì)場(chǎng)域的中央時(shí)，任選一個(gè)電極端子進(jìn)行激勵(lì)。激勵(lì)場(chǎng)域下，不同錐度的傳感器的電場(chǎng)線分布見電子版文后支持信息圖S1，相較于θ=150°的傳感器（Sensor Ⅱ）和θ=180°的傳感器（Sensor Ⅲ），θ=120°的傳感器（Sensor Ⅰ）經(jīng)過目標(biāo)物的電場(chǎng)線分布更加細(xì)密，有效電場(chǎng)線數(shù)目更多，得到的電學(xué)信息更準(zhǔn)確。

不同時(shí)期乳腺癌的電學(xué)特性不同，因此傳感器的檢測(cè)靈敏性會(huì)影響乳腺癌發(fā)展階段的識(shí)別。當(dāng)腫瘤的電導(dǎo)率從σt0 變?yōu)棣襱1 時(shí)，其任意一個(gè)定點(diǎn)的電場(chǎng)強(qiáng)度模E0 將會(huì)變?yōu)镋1，采用衡量此過程，計(jì)算公式如公式（3）所示：

首先對(duì)3 個(gè)不同錐度的傳感器形成的檢測(cè)場(chǎng)域進(jìn)行網(wǎng)格剖分，待測(cè)物模型是由若干小四面體組合而成，并不能完全擬合球形的待測(cè)物邊界輪廓，由于實(shí)驗(yàn)所用的網(wǎng)格與此網(wǎng)格模型相同，此現(xiàn)象并不會(huì)對(duì)計(jì)算結(jié)果產(chǎn)生影響，結(jié)果為Sensor Ⅰ的網(wǎng)格更加細(xì)密。在3 個(gè)傳感器中各任選一個(gè)經(jīng)過中間軸的截面進(jìn)行電場(chǎng)線繪制，選取經(jīng)過截面的電極端子進(jìn)行激勵(lì)，以傳感器底端為原點(diǎn)，在距離錐頂高度h 處放置了一系列目標(biāo)物， Sensor Ⅰ場(chǎng)域中有更多的電場(chǎng)線向目標(biāo)物靠近，錐形結(jié)構(gòu)更利于電場(chǎng)的聚集，因而得到的電學(xué)信息更準(zhǔn)確。對(duì)3 個(gè)傳感器中所有電極端子得到的數(shù)據(jù)進(jìn)行加權(quán)平均處理，計(jì)算腔室內(nèi)部場(chǎng)強(qiáng)的，設(shè)置h 為自變量，結(jié)論為Sensor Ⅰ的始終保持著較大數(shù)值，雙層電極陣列的穩(wěn)定性也較好（電子版文后支持信息圖S2）。

因而當(dāng)錐度θ較小時(shí)，目標(biāo)物有更多的電場(chǎng)線經(jīng)過，并且電場(chǎng)線在場(chǎng)域內(nèi)分布更細(xì)密，保證了檢測(cè)靈敏度。當(dāng)θ為120°時(shí)的傳感器最優(yōu)，考慮到人體乳房結(jié)構(gòu)與臨床實(shí)際接觸情況，不再繼續(xù)減小θ。

1.2 乳腺癌檢測(cè)傳感器的實(shí)驗(yàn)設(shè)置

基于三維EIT 的乳腺癌檢測(cè)系統(tǒng)包括數(shù)據(jù)采集器Keysight 34980A、密集型乳腺陣列傳感器、信號(hào)發(fā)生器DG1032、矩陣開關(guān)模塊34933A 和成像的PC 端，如圖3 所示。利用3D 打印技術(shù)制作傳感器基體與外殼，銅制電極陣列通過螺紋連接與基體配合，接地電極環(huán)嵌入基體內(nèi)部。采用沉金工藝處理銅制電極陣列，在增加抗氧化的同時(shí)提升了導(dǎo)電性，使得采集到的電信號(hào)精度高且穩(wěn)定。

采用橡膠球與磷酸鹽緩沖液（PBS）模擬患病乳房結(jié)構(gòu)，分別替代乳腺癌與人體正常乳腺組織，二者的電導(dǎo)率存在差異，因而具有可行性與參照性。采用I=0.005 A 的激勵(lì)源，由激勵(lì)電極端子注入，接地電極環(huán)流出，選通任意一個(gè)端子后測(cè)量其余端子的接地電壓。首先采集均質(zhì)場(chǎng)（PBS）的邊界電壓，再將橡膠球放進(jìn)場(chǎng)域內(nèi)進(jìn)行二次邊界電壓采集，最后對(duì)采集到的數(shù)據(jù)進(jìn)行算法處理后進(jìn)行圖像重建，在PC 端輸出傳感器的可視化檢測(cè)結(jié)果。

2 結(jié)果與討論

由于本傳感器需要與EIT 系統(tǒng)配套使用，因此圖像重建速度為重要指標(biāo)之一。在網(wǎng)格數(shù)量一定的情況下，電極數(shù)量越多，求解EIT 問題時(shí)輸入的信息量越大。在傳感器的結(jié)構(gòu)已基本確定的條件下，可通過減少電極陣列的數(shù)目實(shí)現(xiàn)速度提升。EIT 逆問題中電壓與電導(dǎo)率變化的關(guān)系為：

U = Sσ （4）

其中， U 為實(shí)時(shí)采集的電壓數(shù)據(jù)， S 是通過EIT 正問題求解得到的敏感矩陣，通過公式（4）逆推出場(chǎng)域的電導(dǎo)率分布σ。由Tikhonov 與Noser 聯(lián)合正則化算法實(shí)現(xiàn)EIT 圖像重建：

其中， I 為單位矩陣， diag 為對(duì)角陣， μ1 與μ2 為算法因子。

在前文的相關(guān)探討中設(shè)定電極陣列數(shù)目為32 個(gè)，本節(jié)將電極數(shù)量減少至16 個(gè)（Up 層10 個(gè)， Down層6 個(gè)），θ 均為120°，其余結(jié)構(gòu)與前面保持一致，之后將二者進(jìn)行對(duì)比。為了定量評(píng)估三維EIT 的成像效果，引入圖像相關(guān)系數(shù)（Image correlation coefficient， ICC）與均方根誤差（Root mean square error， RMSE）進(jìn)行數(shù)據(jù)比較，按公式（6）和（7）計(jì)算：

式（6）中，α為電導(dǎo)率分布的真實(shí)向量，σ為在逆問題里計(jì)算得到的向量。計(jì)算結(jié)果ICC 表示真實(shí)與仿真之間電導(dǎo)率分布的相關(guān)性， ICC 的絕對(duì)值越大，相關(guān)性越強(qiáng)，成像質(zhì)量越好。公式（7）中，x為觀測(cè)值的平均值， N 為觀測(cè)次數(shù)。在正則化的運(yùn)算下，根據(jù)RMSE的數(shù)值可較清晰地判別觀測(cè)值與真實(shí)值之間的誤差。

設(shè)定目標(biāo)物為r=5 mm 的球體，將其分別定義于場(chǎng)域居中位置的不同高度上，分別用16 與32 電極陣列乳腺癌檢測(cè)傳感器進(jìn)行EIT 圖像重建（電子版文后支持信息圖S3），對(duì)應(yīng)的ICC 與RMSE 分別見表1 和表2。

兩種傳感器的EIT 重建均實(shí)現(xiàn)了對(duì)目標(biāo)物位置的辨識(shí)，但是重建的目標(biāo)物形狀與邊界并不完全相似。表2 中的RMSE 數(shù)值均較小，因而表1 的數(shù)值具有參考性。由表1 可知，（1）靠近兩個(gè)傳感器錐部的區(qū)域成像效果最佳，即本例的h=10 mm 處，這是因?yàn)榇藚^(qū)域腔室較小，使得電場(chǎng)聚集，因而位于人體乳房淺層的惡性腫瘤可被精準(zhǔn)檢測(cè)；（2）位于雙層電極陣列之間的區(qū)域成像效果較佳，測(cè)量過程中每一個(gè)端子都會(huì)被依次激勵(lì)，并且將接地電極環(huán)作為終端，因而此區(qū)域內(nèi)得到的電學(xué)信息更準(zhǔn)確。

雖然32 電極精度整體優(yōu)于16 電極，但是選取的4 個(gè)位置的ICC 差值均小于0.1，整體上16 電極傳感器精度在0.8 左右。然而，電極數(shù)量的差距使得二者的實(shí)際圖像重建速度相差4 倍。綜上， 16 電極陣列傳感器效果更優(yōu)，在保證較高精度的同時(shí)重建速度也有所提升。

當(dāng)選取電極數(shù)量為16 時(shí)，此時(shí)傳感器的基本參數(shù)已經(jīng)確定。目標(biāo)物的三維EIT 重建圖像在位置上不局限于高度，其余方向也具有偏移特性。首先將目標(biāo)物定位于h=20 mm 的傳感器截面，對(duì)離截面中心的不同偏移量（Offset）進(jìn)行靈敏度對(duì)比，并選取3 個(gè)位置進(jìn)行EIT 圖像重建。如圖4 所示，隨著目標(biāo)物偏移，靈敏度與成像精度均下降，二者具有相關(guān)性，但是目標(biāo)物的位置與大小仍清晰可判，即實(shí)現(xiàn)了可視化檢測(cè)。

綜上，結(jié)合對(duì)傳感器錐度、電極數(shù)目以及相關(guān)計(jì)算的討論分析，確定乳腺癌檢測(cè)傳感器的基本結(jié)構(gòu)參數(shù)如下：θ=120°， H=35 mm， L=120 mm， 電極數(shù)量為16（Up 層10 個(gè)， Down 層6 個(gè)）。

臨床上通常采用乳腺鉬靶X 光檢查進(jìn)行乳腺癌早期篩查與分期診斷，但就診患者的乳腺腫瘤內(nèi)徑一般小于20 mm[23]。實(shí)驗(yàn)時(shí)選取半徑r=5 mm 的橡膠球進(jìn)行成像，空間占比為0.4%，滿足臨床診斷的實(shí)際尺寸需求。

對(duì)單目標(biāo)物進(jìn)行圖像重建。選取3 個(gè)位置（Single-POS1、Single-POS2、Single-POS3）放置橡膠球，其中， POS1 和POS2 近似位于雙層電極陣列間的平面， POS3 近似位于接地電極環(huán)所在平面，這樣可以對(duì)傳感器的靈敏性進(jìn)行監(jiān)測(cè)，防止位置特殊而造成偶然性。3 處位置的三維EIT 檢測(cè)結(jié)果如圖5 所示，分別給出XY 平面與XZ 平面的成像整體示意圖，同時(shí)給出POS2 處的斷層截面成像示意圖，此時(shí)腫瘤的大小與位置已經(jīng)可以基本判斷。計(jì)算得到POS1、POS2 與POS3 的ICC 數(shù)值分別為0.6509、0.6177 與0.6051，處于較高水平。

基于原發(fā)性乳腺癌的臨床現(xiàn)狀，利用傳感器進(jìn)行雙目標(biāo)圖像重建，橡膠球半徑分別為5 和7 mm， 成像結(jié)果如圖5 所示（Double-POS4），兩個(gè)目標(biāo)物的位置可以基本判斷， r=7 mm 的目標(biāo)物可以精確重構(gòu)。

單目標(biāo)成像實(shí)驗(yàn)結(jié)果的ICC 值小于仿真值，主要原因是實(shí)驗(yàn)環(huán)境中存在一些非人為因素，如噪聲等，因此需對(duì)本傳感器的硬件性能進(jìn)行考察。

采用如圖6A 所示的標(biāo)定板對(duì)電極陣列進(jìn)行通道一致性測(cè)試，此標(biāo)定板采用電阻網(wǎng)絡(luò)模擬場(chǎng)域內(nèi)的阻抗分布，其中， R1～R16=390 Ω， R17～R32=750 Ω， R33～R64=240 Ω， R65～R80=24 Ω?？刂齐妷簽? Vpp，頻率為122 kHz，進(jìn)行20 次重復(fù)測(cè)量，結(jié)果如圖6B 所示，“U”形曲線基本保持一致，證明性能良好。

系統(tǒng)的信噪比（Signal-to-noise ratio， SNR）按公式（8）計(jì)算：

其中， N 為重復(fù)測(cè)量的次數(shù)，xi 表示第i 次測(cè)量得到的電壓值，x為重復(fù)測(cè)量的平均值。對(duì)標(biāo)定板進(jìn)行20 次重復(fù)測(cè)量（電子版文后支持信息圖S4），發(fā)現(xiàn)不同通道的SNR 比存在差異，整體的SNR 均值約為55 dB， 最大值約為78 dB。

無論是仿真還是實(shí)驗(yàn)，所有獲得的數(shù)據(jù)實(shí)際上都是一個(gè)復(fù)合值，由正投影和負(fù)投影區(qū)域的貢獻(xiàn)組成[24]。EIT 重建圖像通常與敏感場(chǎng)的靈敏度正區(qū)重合，而本研究檢測(cè)單目標(biāo)物得到的結(jié)果與傳感器的敏感場(chǎng)分布有關(guān)。實(shí)際檢測(cè)時(shí)，目標(biāo)物通常位于腔室內(nèi)部，因而基于對(duì)稱性繪制傳感器的截面電場(chǎng)示意圖，各行作為一組進(jìn)行靈敏度正負(fù)區(qū)分析，結(jié)果如圖7 所示。

當(dāng)目標(biāo)物在XY 平面內(nèi)發(fā)生偏移，偏離于中心軸線時(shí)，可明顯看出y3 處只有一側(cè)的電場(chǎng)線穿過目標(biāo)物，即另一側(cè)的部分端子與接地電極環(huán)包絡(luò)的區(qū)域?yàn)殪`敏度負(fù)區(qū)，而在成像時(shí)忽略靈敏度負(fù)區(qū)對(duì)測(cè)量值的影響，因而在y3 處重建的圖像效果較差，對(duì)目標(biāo)物形狀的敏感度較差，這與POS1 和POS2 處的實(shí)驗(yàn)對(duì)比結(jié)果（圖5）一致；當(dāng)目標(biāo)物在YZ 平面內(nèi)發(fā)生偏移，不論是z1、z2 還是z3，兩側(cè)端子與接地電極環(huán)形成的電場(chǎng)線都穿過了目標(biāo)物，靈敏度負(fù)區(qū)的影響較小，相較于XY 平面偏移而言，精度差異較小， z2 與z3 的差異在于電場(chǎng)線穿透的均勻與密集性，而POS1 和POS3 處的實(shí)驗(yàn)對(duì)比結(jié)果（圖5）驗(yàn)證了此特征。

本研究設(shè)計(jì)的密集型乳腺陣列傳感器可對(duì)目標(biāo)物的位置與大小進(jìn)行精準(zhǔn)且實(shí)時(shí)的檢測(cè)，不僅能實(shí)現(xiàn)現(xiàn)有傳感器對(duì)檢測(cè)目標(biāo)物的截面成像效果，并且將成像維度提升至三維，在簡(jiǎn)化結(jié)構(gòu)的同時(shí)保證了成像精度。針對(duì)靈敏度負(fù)區(qū)對(duì)成像結(jié)果的影響，后續(xù)可在算法中進(jìn)行原始測(cè)量數(shù)據(jù)的分解，即將U 分解為U+與U?，減弱EIT 中常見的“軟場(chǎng)效應(yīng)”，進(jìn)一步提升圖像重構(gòu)精度。

3 結(jié)論

基于三維EIT 方法設(shè)計(jì)了新型密集性乳腺陣列傳感器，并對(duì)乳腺模型進(jìn)行了成像實(shí)驗(yàn)。首先，設(shè)計(jì)了傳感器結(jié)構(gòu)，基于數(shù)值仿真方法對(duì)錐度θ進(jìn)行分析，結(jié)合臨床實(shí)際確定θ=120°時(shí)靈敏度最優(yōu)。其次，對(duì)實(shí)驗(yàn)系統(tǒng)進(jìn)行設(shè)計(jì)，并減半傳感器電極陣列數(shù)量進(jìn)行EIT 仿真，通過簡(jiǎn)化計(jì)算量提升臨床檢測(cè)的成像速度。最后，利用傳感器對(duì)不同位置與數(shù)量的目標(biāo)物進(jìn)行了成像實(shí)驗(yàn)，相對(duì)體積為0.4%的單目標(biāo)物的EIT重建圖像的ICCgt;0.6，雙目標(biāo)中的較大物體可以識(shí)別，驗(yàn)證了傳感器的可視化檢測(cè)能力。后續(xù)研究可針對(duì)靈敏度正負(fù)區(qū)進(jìn)一步優(yōu)化算法，進(jìn)而提高傳感器成像精度。本研究設(shè)計(jì)的傳感器實(shí)現(xiàn)了乳腺腫瘤的有效重構(gòu)，可用于乳腺早期篩查與檢測(cè)，具有重要的臨床參考價(jià)值。

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支持信息

基于三維電阻抗層析成像的乳腺癌傳感器的設(shè)計(jì)

劉凱 李安琪 李芳 朱程君 田航 姚佳烽

研究生科研與實(shí)踐創(chuàng)新計(jì)劃項(xiàng)目（No. xcxjh20230503）、國(guó)家自然科學(xué)基金項(xiàng)目（No. 62071224）、廣東省基礎(chǔ)與應(yīng)用基礎(chǔ)研究基金項(xiàng)目（No. 2022A1515220154）和江蘇省自然科學(xué)基金項(xiàng)目（No. BK20221480）資助。