本研究目的是提高腦出血磁感應相移檢測系統的靈敏度。采用基于特征頻帶磁感應相移譜的檢測方法, 對通過自體血注入法建立腦出血的13只家兔進行實驗研究, 獲得了65組相移譜數據, 然后根據特征頻帶下腦出血相移譜的特點設計用于判斷腦出血嚴重程度的B-F分布圖。結果顯示特征頻帶內兔腦相位差隨出血量增加而增大, 出血量3 mL時相位差可達－7.750 3°±1.420 4°;B-F分布圖能有效地判別腦出血嚴重程度。本研究顯示基于特征頻帶磁感應相移譜的檢測方法將腦出血磁感應檢測的靈敏度提高了一個數量級。
引用本文： 潘文才, 秦明新, 金貴, 孫建, 閆慶廣, 彭斌, 寧旭, 莊偉, 李根, 杜振偉. 基于特征頻帶磁感應相移譜檢測家兔腦出血的實驗研究. 生物醫學工程學雜志, 2015, 32(3): 569-574. doi: 10.7507/1001-5515.20150104 復制
引言
腦出血是腦卒中第二大類型，占所有卒中的10%～15%[1-2]，它具有高發病率、高致殘率、高死亡率及經濟負擔重的特點。van Asch等[3]的調查研究表明，從1980年—2008年，腦出血總的發病率為每年24.6/10萬，發病率隨年齡增長而增加。腦出血嚴重威脅著人類的健康和生命，其損傷包括原發性腦損害和繼發性腦損害[1]，且隨著時間變化而有所不同。腦出血后0～4 h，神經損傷主要與血腫造成的物理損傷有關；4 h后則主要是血腫釋放的物質引起損傷[4]。因此實時監測和判定腦出血的嚴重程度和病程發展，是腦出血重癥監護及搶救治療成敗的關鍵。
目前比較成熟的腦出血檢測手段有顱內壓(intracr anial pressure, ICP)直接測量法[5]，以及計算機斷層掃描(computer tomography, CT)、正電子發射斷層掃描(positron emission tomography, PET)和核磁共振成像(magnetic resonance imaging, MRI)等影像學方法[6]。ICP監測方法需要將傳感器放入顱腦內，具有有創、易感染等缺點。CT、PET和MRI等影像學方法，則存在檢查費用高、體型龐大、無法實施床旁和急救現場監護等問題，而且這些設備非常昂貴，限制了在農村和偏遠山區等經濟條件較差地區的使用。
鑒于當前腦出血檢測手段的局限性，急需發展一種可以進行連續床旁監護、無創傷、價格低廉和小型化的腦出血檢測裝置。一種以檢測病變組織電導率和介電系數等特性參數變化量為基礎而建立的磁感應相移(magnetic induction phase shift, MIPS)檢測技術[7-10]，具有非接觸、無創傷、小型化和價格低廉的優點，是檢測腦出血、腦水腫等腦血管疾病的新方法。但由于生物組織的電導率很小(0.1~2 s/m)，產生的感應電流非常弱，感應電流產生的擾動磁場也非常弱，如在10 MHz下感應的擾動磁場強度只占到主磁場強度的1%[11-12]，因此MIPS測量靈敏度低，而且容易受到外界電磁場、環境溫度和外界容積導體耦合等的干擾。
本課題組前期采用同軸平行兩線圈結構檢測了家兔腦出血[8]，Gonzalez團隊也采用類似的同軸平行兩線圈結構對鼠腹腔內液體進行了檢測[10]，結果顯示檢測靈敏度都非常有限。為提高檢測靈敏度，我們設計了基于對側半球對稱線圈以抵消大部分主磁場和正常組織的擾動磁場的影響[7]，檢測靈敏度得到改善，但仍沒有達到我們想要的效果，而且這些工作中所采用的激勵信號均為單一或幾個有限的頻率，無法得知其他頻率的信息，故不能選取檢測系統靈敏度最優的頻帶進行實驗分析。
本研究提出腦出血的磁感應相移譜(magnetic induction phase shift spectroscopy, MIPSS)檢測方法。使用1~200 MHz的激勵信號，在整個頻帶上連續進行MIPS測量，確定頻帶內檢測系統靈敏度最優的頻帶，定義該頻帶為特征頻帶。采用MIPSS檢測方法對家兔腦出血進行實驗研究，獲得了13只家兔共65組腦出血特征頻帶MIPSS數據，再根據特征頻帶腦出血MIPSS的特點，設計了用于診斷腦出血嚴重程度的B-F分布圖，以期為腦出血的實時監測和腦出血嚴重程度的判定提供可能的新方法。
1 材料與方法
1.1 檢測原理
根據Griffiths等[11]的工作，正弦激勵信號(Iejωt)通過激勵線圈發射正弦交變主磁場(B)，主磁場使大腦組織產生感應電流，感應電流形成擾動磁場(ΔB)，檢測線圈接收的磁場(B+ΔB)為主磁場和擾動磁場之和，因此在檢測線圈接收信號與激勵線圈激勵信號之間產生相位差Δθ，相位差的大小與大腦組織電導率以及激勵信號頻率等有關。
圖 1為腦出血磁感應檢測系統的等效電路圖，它可以等效為兩個RL串聯電路。分別測量出激勵線圈信號和檢測線圈信號的相位，兩者相減得到由病變腦組織引起的相位差Δθ，如式(1)所示：
| $ \Delta \theta={\theta _{{\rm{ind}}}}-{\theta _{{\rm{exc}}}} $ |
圖1
腦出血磁感應檢測系統的等效電路圖
Figure1.
Equivalent circuit of cerebral hemorrhage magnetic induction detection system
其中，θind和θexc分別表示檢測信號和激勵信號的相位。本文中相位差表示向家兔頭部注入不同體積自體血所引起的相位差減去基線相位差而得到的相對相位差，基線相位差為不注入自體血時檢測得到的結果。
1.2 實驗系統
腦出血磁感應檢測系統如圖 2所示，由兩個模塊組成：射頻矢量網絡分析儀(Agilent E5061A)和兩線圈結構-家兔腦出血模型。
圖2
基于MIPSS家兔腦出血檢測實驗裝置
Figure2.
Experimental setup to detect cerebral hemorrhage in rabbits with the MIPSS method
本研究使用的射頻矢量網絡分析儀為兩端口網絡，它可以測量4個S參數。信號由激勵線圈(端口1)發出到檢測線圈(端口2)接收的傳輸過程表示為傳輸參數S21，因此傳輸參數S21為所測量的通道。
線圈結構由激勵線圈和檢測線圈組成，它們半徑R1=R2=5.2 cm，兩線圈分別由直徑為1 mm的銅漆線纏繞在特制的有機玻璃塑模兩端，匝數N1=N2=10，兩線圈軸中心對稱，平行放置，相距d=10.5 cm。家兔頭部放置于兩線圈中部偏下位置, 兩線圈用高頻同軸線分別連接到矢量網絡分析儀。
采用自體血注入法建立腦出血模型[7, 13]。用于建模的家兔固定于非磁性材料兔臺上，裝有約4 mL自體血的20 mL注射器用塑料導管連接到家兔顱腦內，用電子注射泵控制注射速率。溫度及濕度表實時顯示溫度和濕度，控制實驗環境的溫度為21~23℃，濕度為50%左右。采用生理信號采集儀(RM6280C，成都儀器廠)用來連續監測家兔心電和心率的變化情況。
1.3 實驗設計
實驗遵守1988年由國家科學技術委員會發布施行的《實驗動物管理條例》和國家有關法律、法規，以尊重動物生命，減少動物的應激、痛苦和傷害，采取痛苦最少的方法處置動物為原則。使用的13只家兔均是健康的雄性大白兔(2.3±0.2)kg。麻醉采用25%氨基甲酸乙酯按5 mL/kg的劑量經耳緣靜脈注射。在家兔充分麻醉情況下經股靜脈采血約4 mL。然后對家兔進行鉆顱手術，以兔腦“十字縫”交叉點為基點，平行矢狀縫偏右6 mm，再平行冠狀縫往后1 mm為穿刺進針點，直徑為0.7 mm的針管插入腦內，深度為13 mm，用牙科水泥封住針管與顱孔的縫隙，防止注入的血液沿針管流出。針管經塑料導管連接到裝有約4 mL新鮮自體血的20 mL注射器，用電子注射泵控制注射速率，速率設置為0.5 mL/min，以逐步注入方式注血。
建立的家兔腦出血模擬5種狀態，分別是術前、術后(腦出血0 mL)、腦出血1 mL、腦出血2 mL和腦出血3 mL。實驗首先測量鉆顱手術前家兔被麻醉狀態下的相位差，然后再分別測量鉆顱手術后家兔腦出血的4種狀態。考慮到鉆顱后的家兔可能存在其他反應，因此每次注血后應盡快測量。每個體積水平在5分30秒內完成20次測量，最后的相位差結果取20次測量的平均值。
設置矢量網絡分析儀同時測量傳輸參數S21的幅度與相位信息，信號源輸出功率為10 dBm，激勵信號頻率范圍為1~200 MHz，以掃描運行模式工作。由幅度信息確定整個系統的特征頻帶，由相位信息計算各體積水平腦出血的相位差。
1.4 評估腦出血嚴重程度方法設計
經前期預實驗得知檢測系統的傳輸參數S21幅度信息與相位差檢測靈敏度有關，功率幅度越高的頻帶對應的相位差越大。如圖 3所示，以功率幅度信息確定功率峰值點，設該點的功率幅值為h，它對應的頻率定義為特征頻率(characteristic frequency, CF)。結合實驗結果中的功率幅值和相位差信息，發現功率幅值0.5 h到1 h的頻帶對應的相位差呈規律性變化，且該頻帶的相位差值大、樣本間的實驗結果一致性好，故定義該頻帶為特征頻帶(feature band, FB)。圖中的特征頻率為65.832 1 MHz，特征頻帶為53.265 7~81.398 5 MHz。
圖3
1~200 MHz實驗系統S21功率幅度信息(參考值為-30 dB)
Figure3.
S21 power amplitude of experimental system from 1 to 200 MHz (reference value is －30 dB)
根據各狀態下特征頻帶腦出血MIPSS的特點，設計了可以評估腦出血嚴重程度的有效方法，能夠反映單個樣本腦出血的嚴重程度和總體腦出血的變化趨勢。將特征頻帶的MIPSS分為兩段，即特征頻率前后各為一段。兩段均等間隔取5個相位差值，相加后分別定為Bij和Fij，其中i表示第i個樣本，i∈{1, 2，3，…，13}；j表示注血量，j∈{+0, 0, 1, 2, 3}，這里的“+”號表示鉆顱手術前的狀態。
校正系數K定義為
| $ {K_{ij}}={V_{sj}}/{V_{ij}}, $ |
式中Kij表示第i個樣本、j注血量的校正系數，Vij是在特征頻率下第i個樣本、j注血量對應的相位差值，Vsj是取所有樣本Vij的平均值。
Bij和Fij分別與校正系數K相乘得到最終的B值和F值，即
| $ B={K_{ij}}*{B_{ij}} $ |
| $ F={K_{ij}}*{F_{ij}} $ |
在直角坐標系上以B值為橫軸，以F值為縱軸作B-F圖。B-F圖的含義在于，坐標原點周圍表示鉆顱手術前的狀態，距離原點越遠的坐標點表示腦出血程度越嚴重。由以上的公式可知，樣本量越大，得到的B校正值和F校正值越準確，B-F分布圖就越有意義。
2 實驗結果
圖 4是一只家兔腦出血MIPSS檢測實驗測得的相位差與頻率、腦出血量的關系曲線示意圖，與圖 3相對應。可以看出，在特征頻帶下，5種狀態腦出血MIPSS實驗效果最好。圖 5是截取圖 4特征頻帶下腦出血的MIPSS，相比于術前的MIPSS，對家兔進行抽血和鉆顱手術后，未注血的MIPSS已產生偏移，逐次增加注血量，相位差也隨之增大，這與Jin等[7-8]和González等[10]的工作相吻合。有趣的是，特征頻帶前半部分和后半部分對應的MIPSS分別呈下降和上升趨勢，相位差值在特征頻率最大。
圖4
家兔腦出血的MIPSS
Figure4.
MIPSS of cerebral hemorrhage in rabbit
圖5
特征頻帶(53.265 7~81.398 5 MHz)下家兔腦出血的MIPSS
Figure5.
MIPSS of cerebral hemorrhage in rabbit under the feature band(53.265 7-81.398 5 MHz)
特征頻率下13只家兔5種腦出血水平65組相位差數據的描述性統計量，如表 1所示。可以看出，特征頻率下測得3 mL腦出血量相位差達到了-7.750 3°±1.420 4°，相比我們課題組之前采用對稱線圈抵消主磁場檢測方法[7](激勵信號頻率為7.5 MHz、3 mL腦出血量時相位差為1.885°±0.242°)和同軸兩線圈檢測方法[8](激勵信號頻率為10.7 MHz、3 mL腦出血量時相位差為0.617 3°±0.197 6°)，靈敏度分別提高了3倍和11.5倍。我們進一步采用多重比較秩和檢驗(Friendman M test)對5種腦出血水平65組相位差數據進行了顯著性差異分析，結果顯著性水平P≈0.00＜0.05(α=0.05)，說明特征頻率下5種腦出血水平之間相位差的差異具有統計學意義。綜合以上結果，表明基于特征頻帶的MIPSS檢測方法大大提高了腦出血磁感應檢測系統的靈敏度，為評估出腦出血的嚴重程度及病程發展提供了新的方法。
表1
特征頻率下65組相位差數據的描述性統計表
Table1.
Descriptive statistic table of 65 groups of phase shift data at characteristic frequency
針對特征頻帶腦出血的MIPSS的特點，我們設計了判斷腦出血嚴重程度的方法，即B-F分布圖。圖 6是基于特征頻帶MIPSS檢測的13只家兔腦出血B-F分布圖，一個數據點對應一只家兔一個腦出血水平，每只家兔包含5個腦出血水平，13只家兔共65個數據點。在B-F分布圖中，術前狀態分布于坐標原點(0，0)周圍，隨著腦出血量的增加，B-F分布離坐標原點越來越遠。從B-F分布圖可知，相對于術前，術后未注血的B-F分布已經發生了偏移，說明鉆顱后未注血的情況下13只家兔都出現了不同程度的微量出血。圖中參考線的距離間接反映了注血量與家兔頭部特性參數變化的關系，參考線之間的距離隨著注血量的增加而減小，這表明隨著注血量的增加，其所引起的家兔腦部特性參數變化量由大變小。很顯然，B-F圖能夠有效地區分出各腦出血水平，可根據B-F圖的分布情況來判斷腦出血的嚴重程度和病程發展。
圖6
13只腦出血家兔B-F分布圖
Figure6.
B-F distribution of 13 cerebral hemorrhage rabbits
3 分析與討論
本研究所使用的線圈結構決定了測量的相位差反映的是家兔整體腦部組織特性參數(主要是電導率)的變化。向家兔顱內注入自體血引起腦組織特性參數的變化是本研究的基礎，特性參數變化與注血量和其他腦組織液的動態變化有關。顱腔可認為是一個容積不變的剛性容器，注入血液勢必會擠壓出其他腦組織液。由于腦脊液的電導率最大(2.068 7 S/m，65.832 1 MHz)，它是血液電導率(1.208 3 S/m，65.832 1 MHz)的1.7倍、灰質電導率(0.513 9 S/m，65.832 1 MHz)的4倍以及白質電導率(0.293 6 S/m，65.832 1 MHz)的7倍，所以我們認為腦出血過程中腦脊液變化對特性參數變化的影響最大。圖 7展示了向家兔頭部注入血液后腦脊液變化的情況，與術前比較，術后未注血組的腦脊液發生了微量變化，隨著注血量的增加，腦脊液的減少更加明顯，注血2 mL與注血3 mL組間的腦脊液已沒有明顯差別，說明注血量為0~2 mL時腦脊液持續排出，而注血量達到3 mL時腦脊液排出量接近最大。由此可知，隨著注血量的增加，家兔腦部特性參數的變化量由大變小，這與家兔腦出血B-F分布圖的趨勢相吻合。
圖7
注血過程中家兔頭部矢狀面腦脊液變化的MRI圖像
腦脊液顯示為高亮信號
Figure7. MRI images of cerebrospinal fluid changing at sagittal plane in rabbit head during blood injectioncerebrospinal fluid is displayed as highlighted signal
相位差大小與被測物體的相對介電系數、電導率變化以及激勵頻率等有關[11]，而生物組織的相對介電系數和電導率變化與介電色散有密切的聯系。頻率從DC到GHz，生物組織的復阻抗可分為三個介電色散域[14]，分別標記為α域、β域和γ域，它們代表的頻率范圍分別為1~1 000 Hz、0.1~100 MHz和0.1~100 GHz。其中，α域介電色散由環繞在帶電細胞膜表面的負離子云弛豫引起，β域介電色散主要由界面弛豫起支配作用，界面弛豫的過程發生在兩個介電特性不同的組織材料的界面，而γ域介電色散主要是由組織內自由水的弛豫引起[15]。本研究的特征頻帶屬于β域，家兔腦部是由許多不同介電特性組織構成的復雜電導體，那么腦組織的界面弛豫引起的電導率和相對介電系數變化最大。此外，向兔腦內注血時由于應力分布不均，不同層面的腦組織受到不同壓力作用發生形變，這樣使得兔腦組織界面增多，從而增強了界面弛豫作用，導致兔腦組織的電導率和相對介電系數變化量增大。
從圖 3和圖 4中我們可以看到，在特征頻率下檢測系統傳輸參數S21的功率幅值最大，該頻率所對應的相位差也最大，這說明兩線圈內磁場能量對檢測系統的靈敏度有較大影響。圖 1為檢測系統的等效電路圖，它是一個特殊的電路結構，它含有源阻抗(Zg)、傳輸線阻抗(ZL1和ZL2)、負載阻抗(Zexc和Zind)等。當頻率較高時，電路各元件的阻抗匹配尤為重要，這將決定我們檢測系統的靈敏度和實驗結果的準確性。我們使用的負載(線圈)阻抗隨著頻率變化而變化，在特征頻率下負載阻抗與傳輸線特性阻抗匹配最優，這是檢測系統在特征頻率下實驗效果最好的主要原因。檢測系統各部分元件阻抗匹配時，首先，系統的功率傳輸效率最大，那么特征頻帶下對應的主磁場最強，主磁場越強，它所激發病變組織的擾動磁場就越強，所以測量到的相位差也就越大；其次，系統工作信號處于行波狀態，測量的結果最準確。此外，磁場增強能進一步提高系統的穩定性和抗干擾性。
B-F分布圖是典型的兩參數標量分類器[16]，每個腦出血水平對應唯一的坐標點，這提示著我們可以根據二維坐標信息來判斷腦出血嚴重程度。本研究建立的評估腦出血嚴重程度的B-F分布圖是根據特征頻帶家兔腦出血MIPSS的特點而設計的，不僅可以清楚地區分出術前狀態和術后各腦出血水平，而且能夠反映出總體腦出血變化趨勢，即隨著注血量的增加，家兔腦部特性參數的變化量由大變小。但是，從圖 6的B-F分布圖我們也可以看到，一些數據點代表的信息存在偏差，可能是家兔的個體差異和手術操作的誤差所致。
4 結論
本研究建立腦出血檢測的MIPSS方法，并對兔腦出血進行了實驗研究。實驗結果表明本文提出的基于特征頻帶腦出血MIPSS的檢測方法，比對稱線圈抵消主磁場檢測方法[7]和同軸兩線圈檢測方法[8]靈敏度分別提高了3倍和11.5倍，根據腦出血MIPSS的特點而設計的腦出血水平判斷方法(B-F分布圖)能夠有效地區分腦出血嚴重程度，顯示出基于特征頻帶的MIPSS檢測技術的應用價值。本研究主要基于動物實驗，要面向臨床應用還需開展更深入的動物實驗研究和臨床研究，以提高MIPSS方法檢測腦出血的有效性和可靠性。
引言
腦出血是腦卒中第二大類型，占所有卒中的10%～15%[1-2]，它具有高發病率、高致殘率、高死亡率及經濟負擔重的特點。van Asch等[3]的調查研究表明，從1980年—2008年，腦出血總的發病率為每年24.6/10萬，發病率隨年齡增長而增加。腦出血嚴重威脅著人類的健康和生命，其損傷包括原發性腦損害和繼發性腦損害[1]，且隨著時間變化而有所不同。腦出血后0～4 h，神經損傷主要與血腫造成的物理損傷有關；4 h后則主要是血腫釋放的物質引起損傷[4]。因此實時監測和判定腦出血的嚴重程度和病程發展，是腦出血重癥監護及搶救治療成敗的關鍵。
目前比較成熟的腦出血檢測手段有顱內壓(intracr anial pressure, ICP)直接測量法[5]，以及計算機斷層掃描(computer tomography, CT)、正電子發射斷層掃描(positron emission tomography, PET)和核磁共振成像(magnetic resonance imaging, MRI)等影像學方法[6]。ICP監測方法需要將傳感器放入顱腦內，具有有創、易感染等缺點。CT、PET和MRI等影像學方法，則存在檢查費用高、體型龐大、無法實施床旁和急救現場監護等問題，而且這些設備非常昂貴，限制了在農村和偏遠山區等經濟條件較差地區的使用。
鑒于當前腦出血檢測手段的局限性，急需發展一種可以進行連續床旁監護、無創傷、價格低廉和小型化的腦出血檢測裝置。一種以檢測病變組織電導率和介電系數等特性參數變化量為基礎而建立的磁感應相移(magnetic induction phase shift, MIPS)檢測技術[7-10]，具有非接觸、無創傷、小型化和價格低廉的優點，是檢測腦出血、腦水腫等腦血管疾病的新方法。但由于生物組織的電導率很小(0.1~2 s/m)，產生的感應電流非常弱，感應電流產生的擾動磁場也非常弱，如在10 MHz下感應的擾動磁場強度只占到主磁場強度的1%[11-12]，因此MIPS測量靈敏度低，而且容易受到外界電磁場、環境溫度和外界容積導體耦合等的干擾。
本課題組前期采用同軸平行兩線圈結構檢測了家兔腦出血[8]，Gonzalez團隊也采用類似的同軸平行兩線圈結構對鼠腹腔內液體進行了檢測[10]，結果顯示檢測靈敏度都非常有限。為提高檢測靈敏度，我們設計了基于對側半球對稱線圈以抵消大部分主磁場和正常組織的擾動磁場的影響[7]，檢測靈敏度得到改善，但仍沒有達到我們想要的效果，而且這些工作中所采用的激勵信號均為單一或幾個有限的頻率，無法得知其他頻率的信息，故不能選取檢測系統靈敏度最優的頻帶進行實驗分析。
本研究提出腦出血的磁感應相移譜(magnetic induction phase shift spectroscopy, MIPSS)檢測方法。使用1~200 MHz的激勵信號，在整個頻帶上連續進行MIPS測量，確定頻帶內檢測系統靈敏度最優的頻帶，定義該頻帶為特征頻帶。采用MIPSS檢測方法對家兔腦出血進行實驗研究，獲得了13只家兔共65組腦出血特征頻帶MIPSS數據，再根據特征頻帶腦出血MIPSS的特點，設計了用于診斷腦出血嚴重程度的B-F分布圖，以期為腦出血的實時監測和腦出血嚴重程度的判定提供可能的新方法。
1 材料與方法
1.1 檢測原理
根據Griffiths等[11]的工作，正弦激勵信號(Iejωt)通過激勵線圈發射正弦交變主磁場(B)，主磁場使大腦組織產生感應電流，感應電流形成擾動磁場(ΔB)，檢測線圈接收的磁場(B+ΔB)為主磁場和擾動磁場之和，因此在檢測線圈接收信號與激勵線圈激勵信號之間產生相位差Δθ，相位差的大小與大腦組織電導率以及激勵信號頻率等有關。
圖 1為腦出血磁感應檢測系統的等效電路圖，它可以等效為兩個RL串聯電路。分別測量出激勵線圈信號和檢測線圈信號的相位，兩者相減得到由病變腦組織引起的相位差Δθ，如式(1)所示：
| $ \Delta \theta={\theta _{{\rm{ind}}}}-{\theta _{{\rm{exc}}}} $ |
圖1
腦出血磁感應檢測系統的等效電路圖
Figure1.
Equivalent circuit of cerebral hemorrhage magnetic induction detection system
其中，θind和θexc分別表示檢測信號和激勵信號的相位。本文中相位差表示向家兔頭部注入不同體積自體血所引起的相位差減去基線相位差而得到的相對相位差，基線相位差為不注入自體血時檢測得到的結果。
1.2 實驗系統
腦出血磁感應檢測系統如圖 2所示，由兩個模塊組成：射頻矢量網絡分析儀(Agilent E5061A)和兩線圈結構-家兔腦出血模型。
圖2
基于MIPSS家兔腦出血檢測實驗裝置
Figure2.
Experimental setup to detect cerebral hemorrhage in rabbits with the MIPSS method
本研究使用的射頻矢量網絡分析儀為兩端口網絡，它可以測量4個S參數。信號由激勵線圈(端口1)發出到檢測線圈(端口2)接收的傳輸過程表示為傳輸參數S21，因此傳輸參數S21為所測量的通道。
線圈結構由激勵線圈和檢測線圈組成，它們半徑R1=R2=5.2 cm，兩線圈分別由直徑為1 mm的銅漆線纏繞在特制的有機玻璃塑模兩端，匝數N1=N2=10，兩線圈軸中心對稱，平行放置，相距d=10.5 cm。家兔頭部放置于兩線圈中部偏下位置, 兩線圈用高頻同軸線分別連接到矢量網絡分析儀。
采用自體血注入法建立腦出血模型[7, 13]。用于建模的家兔固定于非磁性材料兔臺上，裝有約4 mL自體血的20 mL注射器用塑料導管連接到家兔顱腦內，用電子注射泵控制注射速率。溫度及濕度表實時顯示溫度和濕度，控制實驗環境的溫度為21~23℃，濕度為50%左右。采用生理信號采集儀(RM6280C，成都儀器廠)用來連續監測家兔心電和心率的變化情況。
1.3 實驗設計
實驗遵守1988年由國家科學技術委員會發布施行的《實驗動物管理條例》和國家有關法律、法規，以尊重動物生命，減少動物的應激、痛苦和傷害，采取痛苦最少的方法處置動物為原則。使用的13只家兔均是健康的雄性大白兔(2.3±0.2)kg。麻醉采用25%氨基甲酸乙酯按5 mL/kg的劑量經耳緣靜脈注射。在家兔充分麻醉情況下經股靜脈采血約4 mL。然后對家兔進行鉆顱手術，以兔腦“十字縫”交叉點為基點，平行矢狀縫偏右6 mm，再平行冠狀縫往后1 mm為穿刺進針點，直徑為0.7 mm的針管插入腦內，深度為13 mm，用牙科水泥封住針管與顱孔的縫隙，防止注入的血液沿針管流出。針管經塑料導管連接到裝有約4 mL新鮮自體血的20 mL注射器，用電子注射泵控制注射速率，速率設置為0.5 mL/min，以逐步注入方式注血。
建立的家兔腦出血模擬5種狀態，分別是術前、術后(腦出血0 mL)、腦出血1 mL、腦出血2 mL和腦出血3 mL。實驗首先測量鉆顱手術前家兔被麻醉狀態下的相位差，然后再分別測量鉆顱手術后家兔腦出血的4種狀態。考慮到鉆顱后的家兔可能存在其他反應，因此每次注血后應盡快測量。每個體積水平在5分30秒內完成20次測量，最后的相位差結果取20次測量的平均值。
設置矢量網絡分析儀同時測量傳輸參數S21的幅度與相位信息，信號源輸出功率為10 dBm，激勵信號頻率范圍為1~200 MHz，以掃描運行模式工作。由幅度信息確定整個系統的特征頻帶，由相位信息計算各體積水平腦出血的相位差。
1.4 評估腦出血嚴重程度方法設計
經前期預實驗得知檢測系統的傳輸參數S21幅度信息與相位差檢測靈敏度有關，功率幅度越高的頻帶對應的相位差越大。如圖 3所示，以功率幅度信息確定功率峰值點，設該點的功率幅值為h，它對應的頻率定義為特征頻率(characteristic frequency, CF)。結合實驗結果中的功率幅值和相位差信息，發現功率幅值0.5 h到1 h的頻帶對應的相位差呈規律性變化，且該頻帶的相位差值大、樣本間的實驗結果一致性好，故定義該頻帶為特征頻帶(feature band, FB)。圖中的特征頻率為65.832 1 MHz，特征頻帶為53.265 7~81.398 5 MHz。
圖3
1~200 MHz實驗系統S21功率幅度信息(參考值為-30 dB)
Figure3.
S21 power amplitude of experimental system from 1 to 200 MHz (reference value is －30 dB)
根據各狀態下特征頻帶腦出血MIPSS的特點，設計了可以評估腦出血嚴重程度的有效方法，能夠反映單個樣本腦出血的嚴重程度和總體腦出血的變化趨勢。將特征頻帶的MIPSS分為兩段，即特征頻率前后各為一段。兩段均等間隔取5個相位差值，相加后分別定為Bij和Fij，其中i表示第i個樣本，i∈{1, 2，3，…，13}；j表示注血量，j∈{+0, 0, 1, 2, 3}，這里的“+”號表示鉆顱手術前的狀態。
校正系數K定義為
| $ {K_{ij}}={V_{sj}}/{V_{ij}}, $ |
式中Kij表示第i個樣本、j注血量的校正系數，Vij是在特征頻率下第i個樣本、j注血量對應的相位差值，Vsj是取所有樣本Vij的平均值。
Bij和Fij分別與校正系數K相乘得到最終的B值和F值，即
| $ B={K_{ij}}*{B_{ij}} $ |
| $ F={K_{ij}}*{F_{ij}} $ |
在直角坐標系上以B值為橫軸，以F值為縱軸作B-F圖。B-F圖的含義在于，坐標原點周圍表示鉆顱手術前的狀態，距離原點越遠的坐標點表示腦出血程度越嚴重。由以上的公式可知，樣本量越大，得到的B校正值和F校正值越準確，B-F分布圖就越有意義。
2 實驗結果
圖 4是一只家兔腦出血MIPSS檢測實驗測得的相位差與頻率、腦出血量的關系曲線示意圖，與圖 3相對應。可以看出，在特征頻帶下，5種狀態腦出血MIPSS實驗效果最好。圖 5是截取圖 4特征頻帶下腦出血的MIPSS，相比于術前的MIPSS，對家兔進行抽血和鉆顱手術后，未注血的MIPSS已產生偏移，逐次增加注血量，相位差也隨之增大，這與Jin等[7-8]和González等[10]的工作相吻合。有趣的是，特征頻帶前半部分和后半部分對應的MIPSS分別呈下降和上升趨勢，相位差值在特征頻率最大。
圖4
家兔腦出血的MIPSS
Figure4.
MIPSS of cerebral hemorrhage in rabbit
圖5
特征頻帶(53.265 7~81.398 5 MHz)下家兔腦出血的MIPSS
Figure5.
MIPSS of cerebral hemorrhage in rabbit under the feature band(53.265 7-81.398 5 MHz)
特征頻率下13只家兔5種腦出血水平65組相位差數據的描述性統計量，如表 1所示。可以看出，特征頻率下測得3 mL腦出血量相位差達到了-7.750 3°±1.420 4°，相比我們課題組之前采用對稱線圈抵消主磁場檢測方法[7](激勵信號頻率為7.5 MHz、3 mL腦出血量時相位差為1.885°±0.242°)和同軸兩線圈檢測方法[8](激勵信號頻率為10.7 MHz、3 mL腦出血量時相位差為0.617 3°±0.197 6°)，靈敏度分別提高了3倍和11.5倍。我們進一步采用多重比較秩和檢驗(Friendman M test)對5種腦出血水平65組相位差數據進行了顯著性差異分析，結果顯著性水平P≈0.00＜0.05(α=0.05)，說明特征頻率下5種腦出血水平之間相位差的差異具有統計學意義。綜合以上結果，表明基于特征頻帶的MIPSS檢測方法大大提高了腦出血磁感應檢測系統的靈敏度，為評估出腦出血的嚴重程度及病程發展提供了新的方法。
表1
特征頻率下65組相位差數據的描述性統計表
Table1.
Descriptive statistic table of 65 groups of phase shift data at characteristic frequency
針對特征頻帶腦出血的MIPSS的特點，我們設計了判斷腦出血嚴重程度的方法，即B-F分布圖。圖 6是基于特征頻帶MIPSS檢測的13只家兔腦出血B-F分布圖，一個數據點對應一只家兔一個腦出血水平，每只家兔包含5個腦出血水平，13只家兔共65個數據點。在B-F分布圖中，術前狀態分布于坐標原點(0，0)周圍，隨著腦出血量的增加，B-F分布離坐標原點越來越遠。從B-F分布圖可知，相對于術前，術后未注血的B-F分布已經發生了偏移，說明鉆顱后未注血的情況下13只家兔都出現了不同程度的微量出血。圖中參考線的距離間接反映了注血量與家兔頭部特性參數變化的關系，參考線之間的距離隨著注血量的增加而減小，這表明隨著注血量的增加，其所引起的家兔腦部特性參數變化量由大變小。很顯然，B-F圖能夠有效地區分出各腦出血水平，可根據B-F圖的分布情況來判斷腦出血的嚴重程度和病程發展。
圖6
13只腦出血家兔B-F分布圖
Figure6.
B-F distribution of 13 cerebral hemorrhage rabbits
3 分析與討論
本研究所使用的線圈結構決定了測量的相位差反映的是家兔整體腦部組織特性參數(主要是電導率)的變化。向家兔顱內注入自體血引起腦組織特性參數的變化是本研究的基礎，特性參數變化與注血量和其他腦組織液的動態變化有關。顱腔可認為是一個容積不變的剛性容器，注入血液勢必會擠壓出其他腦組織液。由于腦脊液的電導率最大(2.068 7 S/m，65.832 1 MHz)，它是血液電導率(1.208 3 S/m，65.832 1 MHz)的1.7倍、灰質電導率(0.513 9 S/m，65.832 1 MHz)的4倍以及白質電導率(0.293 6 S/m，65.832 1 MHz)的7倍，所以我們認為腦出血過程中腦脊液變化對特性參數變化的影響最大。圖 7展示了向家兔頭部注入血液后腦脊液變化的情況，與術前比較，術后未注血組的腦脊液發生了微量變化，隨著注血量的增加，腦脊液的減少更加明顯，注血2 mL與注血3 mL組間的腦脊液已沒有明顯差別，說明注血量為0~2 mL時腦脊液持續排出，而注血量達到3 mL時腦脊液排出量接近最大。由此可知，隨著注血量的增加，家兔腦部特性參數的變化量由大變小，這與家兔腦出血B-F分布圖的趨勢相吻合。
圖7
注血過程中家兔頭部矢狀面腦脊液變化的MRI圖像
腦脊液顯示為高亮信號
Figure7. MRI images of cerebrospinal fluid changing at sagittal plane in rabbit head during blood injectioncerebrospinal fluid is displayed as highlighted signal
相位差大小與被測物體的相對介電系數、電導率變化以及激勵頻率等有關[11]，而生物組織的相對介電系數和電導率變化與介電色散有密切的聯系。頻率從DC到GHz，生物組織的復阻抗可分為三個介電色散域[14]，分別標記為α域、β域和γ域，它們代表的頻率范圍分別為1~1 000 Hz、0.1~100 MHz和0.1~100 GHz。其中，α域介電色散由環繞在帶電細胞膜表面的負離子云弛豫引起，β域介電色散主要由界面弛豫起支配作用，界面弛豫的過程發生在兩個介電特性不同的組織材料的界面，而γ域介電色散主要是由組織內自由水的弛豫引起[15]。本研究的特征頻帶屬于β域，家兔腦部是由許多不同介電特性組織構成的復雜電導體，那么腦組織的界面弛豫引起的電導率和相對介電系數變化最大。此外，向兔腦內注血時由于應力分布不均，不同層面的腦組織受到不同壓力作用發生形變，這樣使得兔腦組織界面增多，從而增強了界面弛豫作用，導致兔腦組織的電導率和相對介電系數變化量增大。
從圖 3和圖 4中我們可以看到，在特征頻率下檢測系統傳輸參數S21的功率幅值最大，該頻率所對應的相位差也最大，這說明兩線圈內磁場能量對檢測系統的靈敏度有較大影響。圖 1為檢測系統的等效電路圖，它是一個特殊的電路結構，它含有源阻抗(Zg)、傳輸線阻抗(ZL1和ZL2)、負載阻抗(Zexc和Zind)等。當頻率較高時，電路各元件的阻抗匹配尤為重要，這將決定我們檢測系統的靈敏度和實驗結果的準確性。我們使用的負載(線圈)阻抗隨著頻率變化而變化，在特征頻率下負載阻抗與傳輸線特性阻抗匹配最優，這是檢測系統在特征頻率下實驗效果最好的主要原因。檢測系統各部分元件阻抗匹配時，首先，系統的功率傳輸效率最大，那么特征頻帶下對應的主磁場最強，主磁場越強，它所激發病變組織的擾動磁場就越強，所以測量到的相位差也就越大；其次，系統工作信號處于行波狀態，測量的結果最準確。此外，磁場增強能進一步提高系統的穩定性和抗干擾性。
B-F分布圖是典型的兩參數標量分類器[16]，每個腦出血水平對應唯一的坐標點，這提示著我們可以根據二維坐標信息來判斷腦出血嚴重程度。本研究建立的評估腦出血嚴重程度的B-F分布圖是根據特征頻帶家兔腦出血MIPSS的特點而設計的，不僅可以清楚地區分出術前狀態和術后各腦出血水平，而且能夠反映出總體腦出血變化趨勢，即隨著注血量的增加，家兔腦部特性參數的變化量由大變小。但是，從圖 6的B-F分布圖我們也可以看到，一些數據點代表的信息存在偏差，可能是家兔的個體差異和手術操作的誤差所致。
4 結論
本研究建立腦出血檢測的MIPSS方法，并對兔腦出血進行了實驗研究。實驗結果表明本文提出的基于特征頻帶腦出血MIPSS的檢測方法，比對稱線圈抵消主磁場檢測方法[7]和同軸兩線圈檢測方法[8]靈敏度分別提高了3倍和11.5倍，根據腦出血MIPSS的特點而設計的腦出血水平判斷方法(B-F分布圖)能夠有效地區分腦出血嚴重程度，顯示出基于特征頻帶的MIPSS檢測技術的應用價值。本研究主要基于動物實驗，要面向臨床應用還需開展更深入的動物實驗研究和臨床研究，以提高MIPSS方法檢測腦出血的有效性和可靠性。
