基于磁聲耦合效應的生物組織電特性檢測成像方法，在神經電活動監測和腫瘤等疾病早期診斷方面具有重要研究意義。常用的單脈沖激勵和接收模式的信噪比低，限制了磁聲成像質量；信號平均處理方法則限制了成像速率。本研究提出了一種脈沖編碼激勵的磁聲成像信號處理方法，采用編碼序列激勵模式和脈沖壓縮的檢測處理方法以提高信噪比，縮短信號處理時間。本研究通過仿真計算和磁聲信號的實驗測量，采用 13 位巴克（Barker）編碼和 16 位格雷（Golay）編碼，對磁聲信號的編碼激勵和脈沖壓縮處理方法進行了研究。結果表明，對金屬絲模型，在未進行波形疊加平均的條件下，編碼激勵可明顯提高磁聲信號信噪比，如 13 位 Barker 脈沖編碼和 16 位 Golay 編碼處理方法，可分別提高磁聲信號信噪比約 20.96 dB 和 20.62 dB。同時處理時間明顯縮短：在相同信噪比提升的情況下，13 位 Barker 編碼和 16 位 Golay 編碼處理方法的整體采集處理時間約縮短為單脈沖激勵平均處理方法的 3.62% 和 4.73%。本研究提出的脈沖編碼處理方法，對提高磁聲信號信噪比、改善成像質量、提高整體成像速率具有重要意義。
引用本文： 張順起, 殷濤, 劉志朋. 編碼激勵磁聲信號處理方法研究. 生物醫學工程學雜志, 2017, 34(5): 653-659. doi: 10.7507/1001-5515.201702042 復制
引言
生物組織電特性，可反映生物組織的生理病理特征[1-3]，生物組織電特性的檢測和成像，能夠為相關疾病的早期診斷提供重要依據。基于磁聲耦合效應的生物組織電特性檢測成像方法[4-5]，由于具有無創、造價較低、能夠反映生物組織早期病變，同時兼具有電阻抗成像對比度高和超聲成像空間分辨率高的優點[6]，在醫學功能成像和生物電流檢測方面具有重要研究意義[7-10]。
磁聲成像中，磁聲信號的信噪比是目前被關注的重要技術參數之一，其對成像質量以及對疾病篩查精度等具有重要影響。而磁聲成像信號幅度微弱，檢測器件受到高頻電磁場的干擾，使得磁聲信號的信噪比相對較低。另一方面，磁聲成像主要采用脈寬為微秒級的單脈沖做激勵[11]，以獲得毫米級的電導率空間分辨率。然而，單脈沖形式攜帶樣本電導率分布有效信息的持續時間短，信號的平均功率低，導致信噪比低；同時，由于常見的超聲換能器為帶通頻率特性，濾波后干擾信號與有用信號脈沖寬度形狀接近，影響信號的識別和成像。脈沖模式下，提升信噪比的處理方法主要采用波形疊加平均，但為達到 N 倍信噪比的提升，需要進行 N2 倍的疊加時間，例如，通常為獲得 40 dB 信噪比的提升，需平均 10 000 次，即一個空間采樣點的采集時間約需幾秒至幾十秒。這意味著，多位置空間掃描或陣列采樣方式下，總的信號采集處理過程將非常耗時，使得基于單脈沖的激勵和檢測處理方式的磁聲成像效率較低。
近年來，多篇文獻報道開始關注此問題的解決，對激勵方式和檢測處理方法進行研究，如采用單頻連續波[12-13]、頻率調制/步進方式連續波形式或差頻信號處理方式[14-16]，以解決信噪比的提升問題。單頻連續波方式采用連續信號檢測幅值和相位獲得聲源強度及空間位置，但由于單頻連續波方式的逆問題復雜，尚難實現復雜模型的成像[12]；頻率調制方式采用頻率連續變化或步進變化的連續信號做行激勵，通過傅里葉變換頻譜獲得聲源的空間位置，該方法使用常見的商用窄帶換能器，難以檢測掃頻信號，而多頻校準的處理方式，又容易導致信號檢測存在誤差[14]；差頻方式采用具有頻率差的兩路信號調制產生激勵，高頻載波可避開低頻干擾，但采用長脈沖會影響成像分辨率，能量損失較大[15]。總之，目前對磁聲信號處理方法的研究尚存在一定問題，因此研究新型激勵和檢測形式，對提高磁聲成像信噪比、提高成像效率具有重要意義。
本研究提出采用在醫學超聲學和雷達上廣泛應用的脈沖編碼與壓縮技術[17-18]，實現提升磁聲成像信號信噪比的處理方法。采用相位編碼方式激勵磁聲信號，一方面，信號頻譜分布集中，有利于采用窄帶換能器接收磁聲信號，可避免引入其他頻段干擾，減小測量誤差，保證測量準確度。另一方面，編碼激勵較單脈沖激勵持續時間長，有利于增加信號攜帶有效信息的時間，能增加有用信號功率，在提高信號信噪比的同時，可提高成像效率。本文通過將編碼方法引入磁聲成像，具體研究編碼方法提高磁聲成像信噪比特性的信號處理方法，對提高磁聲成像的電導率圖像質量，以及今后應用于臨床醫學以提高腫瘤等疾病影像診斷的精度具有重要意義。
1 原理
磁聲成像方法通過對介質施加電磁激勵，使介質內部質點受到洛倫茲力作用發生振動，形成聲波，在介質外部可由超聲換能器接收聲信號響應，如圖 1 所示。
磁聲成像滿足波動方程為[19]：
 |
其中，
為 r 處聲信號；J 為電流密度；B0 為靜磁場的磁感應強度；cs 為介質內部聲傳播速度。若激勵為 s（t），則上式改寫為
 |
圖1
編碼激勵磁聲信號處理原理圖
Figure1.
Scheme of Magneto-acoustic imaging using coded excitation
由格林函數求解波動方程，介質外部聲信號為[19]：
'/> |
其中，
為聲源；R 為 r 到傳感器的距離，σ 為介質電導率；E 為介質內部電場強度；洛倫茲力密度為
。
項包含了聲振動源到傳感器位置 r 的傳播距離引起的傳播延遲。
設脈沖編碼激勵 s（t） = e1（t），h（t）為超聲換能器的脈沖響應，e2（t）為脈沖壓縮器的脈沖響應。則最終經過檢測處理后的信號 p1（t）為：
 |
當采用的編碼序列與脈沖壓縮的脈沖響應滿足
 |
將式（5）代入（4）則
 |
可見，獲得的信號中提取出了聲源的分布信息。
2 方法
為了研究驗證編碼激勵和脈沖壓縮的磁聲信號處理方法，本研究通過仿真和實驗驗證編碼激勵方法。
仿真研究，根據前述編碼激勵方法原理及式（4）、式（6），可計算編碼激勵下礠聲信號波形以及脈沖壓縮后的信號波形。本研究采用較常用的相位編碼方式，并以 13 位巴克（Barker）編碼[20]和 16 位格雷（Golay）編碼[21]進行編碼激勵，如表 1 所示，激勵信號為脈沖 1 μs 單周期正弦脈沖，并采用匹配濾波方法進行脈沖壓縮。
本研究實驗裝置如圖 1 所示，采用函數發生器（AFG3252，泰克）生成編碼序列，由功率放大器（HSA4101，NF 株式會社）放大，金屬絲樣本放置于 0.3 T 靜磁場中。樣本置于水中進行聲耦合。聲傳感器（V303，泛美）用于接收磁聲信號，并由放大器（5307，NF 株式會社）放大，最后由采集器（PXI5922，美國國家儀器）進行采集，采樣速率為 10 MS/s，并使用 LabVIEW 虛擬儀器平臺進行信號的脈沖壓縮。
表1
編碼序列
Table1.
Code sequence
3 結果
3.1 仿真結果
采用 13 位 Barker 編碼的磁聲信號仿真結果如圖 2 所示。采用 16 位 Golay 編碼的磁聲信號仿真結果如圖 3 所示。可見，通過脈沖編碼激勵，經脈沖壓縮后，其脈沖位置與空間對應，反映了聲源分布的位置，由此可實現聲源位置重建。同時，經過編碼激勵和脈沖壓縮后，信號幅值明顯增強，計算可知，相比于單脈沖模式，13 位 Barker 編碼信噪比可提高 22.28 dB，16 位 Golay 編碼信噪比可提高 24.08 dB。
圖2
13 位 Barker 編碼的磁聲信號仿真結果
Figure2.
Simulated results of magneto-acoustic signal under 13 bits Barker code
圖3
16 位 Golay 編碼的磁聲信號仿真結果
Figure3.
Simulated results of magneto-acoustic signal under 16 bits Golay code
疊加不同噪聲下 13 位 Barker 編碼的磁聲信號仿真結果，如圖 4 所示。可見，疊加幅值為 0.1 V，0.5 V 和 1.0 V 的隨機噪聲，可分別將信噪比提高 22.49 dB，22.55 dB 倍和 22.14 dB。可見，13 位 Barker 碼可提高信噪比約 13 倍左右；但信噪比提高值因受到噪聲影響會產生一定波動。
圖4
疊加不同噪聲下 13 位 Barker 編碼的磁聲信號仿真結果
Figure4.
Simulation result of magneto-acoustic signal under 13 bit Barker coded excitation with different noise levels
3.2 實驗結果
為了對編碼激勵方式的磁聲信號處理方法進行初步研究，本研究采用金屬絲模型進行實驗。激勵幅值為 1.2 A，脈沖中心頻率為 1 MHz，激勵選用 13 位 Barker 碼和 16 位 Golay 碼，激勵脈沖長度分別為 13 μs 和 16 μs，檢測放大增益 500。金屬絲樣本單脈沖方式與編碼激勵方式實驗結果如圖 5 所示。
圖5
金屬絲樣本單脈沖激勵與編碼激勵實驗結果對比
Figure5.
Comparison of magneto-acoustic signal under single pulse excitation and coded excitation for metal wire samples
由實測磁聲信號可見，相比于單脈沖激勵方式，在未進行波形平均情況下，編碼激勵方式下的隨機噪聲受到一定抑制，但脈沖壓縮算法等的影響，會導致信號脈沖周圍存在一定旁瓣，有待進一步研究去除。經計算可知，信噪比得到明顯提升，13 位 Barker 編碼信噪比提高了 20.96 dB，16 位 Golay 編碼信噪比提高了 20.62 dB。理論上，16 位 Golay 編碼長大于 13 位 Barker 編碼，其信噪比提升應高于 13 位 Barker 編碼激勵，然而實驗中結果卻略低于 13 位 Barker 編碼。分析其原因，可能在于 Golay 編碼發射 A 碼和 B 碼兩組編碼激勵時，檢測成像系統各組件需保持穩定。而實際檢測中，由于微弱磁聲信號受到噪聲干擾以及系統波動影響，導致 A、B 碼激勵時，系統工作狀態存在一定差異及其他頻段信號的干擾[20]，因此對脈沖壓縮結果造成了影響。
進一步對系統的整體處理時間進行測量，本研究對一個采樣位置處的整體處理時間進行了記錄，系統整體處理時間包括采集卡初始化、通道配置、信號采集、脈沖平均或壓縮處理，以及記錄波形等。結果顯示，采用 13 位 Barker 編碼，整體處理時間由 10.50 s 縮短到 0.38 s；采用 16 位 Golay 編碼，則由 15.64 s 縮短到 0.74 s。可見，在相同信噪比提升的情況下，相比于單脈沖激勵結合波形平均處理的提高信噪比方法，兩種編碼激勵處理方法的整體采集處理時間約縮短為原來的 3.62% 和 4.73%，信號處理時間明顯縮短。
4 討論
本研究提出了采用編碼激勵方式的磁聲成像信號處理方法，采用 Barker 編碼進行了信號編碼激勵與脈沖壓縮。通過數值仿真和物理實驗，對編碼激勵方法進行了驗證。結果表明，采用編碼激勵方式和實現磁聲信號聲源檢測，同時提高了磁聲成像信號信噪比；且相比傳統單脈沖模式的波形平均處理方法，還提高了成像速度。而傳統方法在進行波形疊加平均時顯然花費了更多的時間（對于 1 024 次采集疊加平均，則編碼方法時間約為傳統方法的一千分之一）盡管編碼方法需要進行波形的脈沖壓縮，需要耗費計算時間，但仍然快于傳統的信號疊加平均方式，并且提高了成像的整體速率。在此基礎上，結合超聲換能器陣列檢測及其他成熟的醫學超聲技術，將對實現磁聲成像的實時功能成像，促進該技術向臨床轉化具有重要意義。
本文研究工作中仍存在需要解決的問題。一方面，本文僅對 13 位 Barker 編碼激勵、16 位 Golay 編碼方式進行了研究，但并未開展其他相位編碼方法以及對不同碼長的信噪比改善特性的研究，另一方面，考慮到 Barker 編碼和 Golay 編碼均存在最長碼長，Barker 編碼最長為 13 位，Golay 編碼最長為 16 位，由于碼長不可進一步增加，因此為進一步提高磁聲信號信噪比，可考慮引入其他相位編碼碼型如 MAC 編碼，M 序列編碼等長度不受限的編碼形式，研究對應的脈沖壓縮方法，以改善信噪比，提高圖像質量。同時，對于脈沖壓縮方法，本文僅采用了匹配濾波的脈沖壓縮方法，實現了編碼磁聲信號的壓縮，但是旁瓣效應對成像分辨率產生一定影響。因此，進一步優化和改進脈沖壓縮方法，將有利于進一步抑制旁瓣干擾。另外，相比于傳統方法，采用編碼激勵和脈沖壓縮的磁聲信號處理方法，可提高信號處理速率。對該問題，本研究進行了初步分析，當采用脈沖編碼與信號平均兩種方式相結合時，可獲得更高的信噪比，因此需對成像速率和信噪比兩個指標的平衡進行優化設計，實驗測量的整體處理時間包括了采集卡初始化、測量、波形計算存儲等功能，通過進一步優化測量處理控制程序，可進一步縮短整體處理時間、提高成像效率。此外，本研究僅對大電導率金屬絲模型磁聲信號進行了初步分析，對于復雜模型介質電導率成像的實驗驗證還需進一步開展。
總之，本文對編碼激勵的磁聲成像信號處理方法的研究，有利于提高磁聲成像信噪比，提高磁聲成像整體速率，對實現磁聲成像走向應用具有重要意義。
引言
生物組織電特性，可反映生物組織的生理病理特征[1-3]，生物組織電特性的檢測和成像，能夠為相關疾病的早期診斷提供重要依據。基于磁聲耦合效應的生物組織電特性檢測成像方法[4-5]，由于具有無創、造價較低、能夠反映生物組織早期病變，同時兼具有電阻抗成像對比度高和超聲成像空間分辨率高的優點[6]，在醫學功能成像和生物電流檢測方面具有重要研究意義[7-10]。
磁聲成像中，磁聲信號的信噪比是目前被關注的重要技術參數之一，其對成像質量以及對疾病篩查精度等具有重要影響。而磁聲成像信號幅度微弱，檢測器件受到高頻電磁場的干擾，使得磁聲信號的信噪比相對較低。另一方面，磁聲成像主要采用脈寬為微秒級的單脈沖做激勵[11]，以獲得毫米級的電導率空間分辨率。然而，單脈沖形式攜帶樣本電導率分布有效信息的持續時間短，信號的平均功率低，導致信噪比低；同時，由于常見的超聲換能器為帶通頻率特性，濾波后干擾信號與有用信號脈沖寬度形狀接近，影響信號的識別和成像。脈沖模式下，提升信噪比的處理方法主要采用波形疊加平均，但為達到 N 倍信噪比的提升，需要進行 N2 倍的疊加時間，例如，通常為獲得 40 dB 信噪比的提升，需平均 10 000 次，即一個空間采樣點的采集時間約需幾秒至幾十秒。這意味著，多位置空間掃描或陣列采樣方式下，總的信號采集處理過程將非常耗時，使得基于單脈沖的激勵和檢測處理方式的磁聲成像效率較低。
近年來，多篇文獻報道開始關注此問題的解決，對激勵方式和檢測處理方法進行研究，如采用單頻連續波[12-13]、頻率調制/步進方式連續波形式或差頻信號處理方式[14-16]，以解決信噪比的提升問題。單頻連續波方式采用連續信號檢測幅值和相位獲得聲源強度及空間位置，但由于單頻連續波方式的逆問題復雜，尚難實現復雜模型的成像[12]；頻率調制方式采用頻率連續變化或步進變化的連續信號做行激勵，通過傅里葉變換頻譜獲得聲源的空間位置，該方法使用常見的商用窄帶換能器，難以檢測掃頻信號，而多頻校準的處理方式，又容易導致信號檢測存在誤差[14]；差頻方式采用具有頻率差的兩路信號調制產生激勵，高頻載波可避開低頻干擾，但采用長脈沖會影響成像分辨率，能量損失較大[15]。總之，目前對磁聲信號處理方法的研究尚存在一定問題，因此研究新型激勵和檢測形式，對提高磁聲成像信噪比、提高成像效率具有重要意義。
本研究提出采用在醫學超聲學和雷達上廣泛應用的脈沖編碼與壓縮技術[17-18]，實現提升磁聲成像信號信噪比的處理方法。采用相位編碼方式激勵磁聲信號，一方面，信號頻譜分布集中，有利于采用窄帶換能器接收磁聲信號，可避免引入其他頻段干擾，減小測量誤差，保證測量準確度。另一方面，編碼激勵較單脈沖激勵持續時間長，有利于增加信號攜帶有效信息的時間，能增加有用信號功率，在提高信號信噪比的同時，可提高成像效率。本文通過將編碼方法引入磁聲成像，具體研究編碼方法提高磁聲成像信噪比特性的信號處理方法，對提高磁聲成像的電導率圖像質量，以及今后應用于臨床醫學以提高腫瘤等疾病影像診斷的精度具有重要意義。
1 原理
磁聲成像方法通過對介質施加電磁激勵，使介質內部質點受到洛倫茲力作用發生振動，形成聲波，在介質外部可由超聲換能器接收聲信號響應，如圖 1 所示。
磁聲成像滿足波動方程為[19]：
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其中，
為 r 處聲信號；J 為電流密度；B0 為靜磁場的磁感應強度；cs 為介質內部聲傳播速度。若激勵為 s（t），則上式改寫為
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圖1
編碼激勵磁聲信號處理原理圖
Figure1.
Scheme of Magneto-acoustic imaging using coded excitation
由格林函數求解波動方程，介質外部聲信號為[19]：
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'/> |
其中，
為聲源；R 為 r 到傳感器的距離，σ 為介質電導率；E 為介質內部電場強度；洛倫茲力密度為
。
項包含了聲振動源到傳感器位置 r 的傳播距離引起的傳播延遲。
設脈沖編碼激勵 s（t） = e1（t），h（t）為超聲換能器的脈沖響應，e2（t）為脈沖壓縮器的脈沖響應。則最終經過檢測處理后的信號 p1（t）為：
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當采用的編碼序列與脈沖壓縮的脈沖響應滿足
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將式（5）代入（4）則
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可見，獲得的信號中提取出了聲源的分布信息。
2 方法
為了研究驗證編碼激勵和脈沖壓縮的磁聲信號處理方法，本研究通過仿真和實驗驗證編碼激勵方法。
仿真研究，根據前述編碼激勵方法原理及式（4）、式（6），可計算編碼激勵下礠聲信號波形以及脈沖壓縮后的信號波形。本研究采用較常用的相位編碼方式，并以 13 位巴克（Barker）編碼[20]和 16 位格雷（Golay）編碼[21]進行編碼激勵，如表 1 所示，激勵信號為脈沖 1 μs 單周期正弦脈沖，并采用匹配濾波方法進行脈沖壓縮。
本研究實驗裝置如圖 1 所示，采用函數發生器（AFG3252，泰克）生成編碼序列，由功率放大器（HSA4101，NF 株式會社）放大，金屬絲樣本放置于 0.3 T 靜磁場中。樣本置于水中進行聲耦合。聲傳感器（V303，泛美）用于接收磁聲信號，并由放大器（5307，NF 株式會社）放大，最后由采集器（PXI5922，美國國家儀器）進行采集，采樣速率為 10 MS/s，并使用 LabVIEW 虛擬儀器平臺進行信號的脈沖壓縮。
表1
編碼序列
Table1.
Code sequence
3 結果
3.1 仿真結果
采用 13 位 Barker 編碼的磁聲信號仿真結果如圖 2 所示。采用 16 位 Golay 編碼的磁聲信號仿真結果如圖 3 所示。可見，通過脈沖編碼激勵，經脈沖壓縮后，其脈沖位置與空間對應，反映了聲源分布的位置，由此可實現聲源位置重建。同時，經過編碼激勵和脈沖壓縮后，信號幅值明顯增強，計算可知，相比于單脈沖模式，13 位 Barker 編碼信噪比可提高 22.28 dB，16 位 Golay 編碼信噪比可提高 24.08 dB。
圖2
13 位 Barker 編碼的磁聲信號仿真結果
Figure2.
Simulated results of magneto-acoustic signal under 13 bits Barker code
圖3
16 位 Golay 編碼的磁聲信號仿真結果
Figure3.
Simulated results of magneto-acoustic signal under 16 bits Golay code
疊加不同噪聲下 13 位 Barker 編碼的磁聲信號仿真結果，如圖 4 所示。可見，疊加幅值為 0.1 V，0.5 V 和 1.0 V 的隨機噪聲，可分別將信噪比提高 22.49 dB，22.55 dB 倍和 22.14 dB。可見，13 位 Barker 碼可提高信噪比約 13 倍左右；但信噪比提高值因受到噪聲影響會產生一定波動。
圖4
疊加不同噪聲下 13 位 Barker 編碼的磁聲信號仿真結果
Figure4.
Simulation result of magneto-acoustic signal under 13 bit Barker coded excitation with different noise levels
3.2 實驗結果
為了對編碼激勵方式的磁聲信號處理方法進行初步研究，本研究采用金屬絲模型進行實驗。激勵幅值為 1.2 A，脈沖中心頻率為 1 MHz，激勵選用 13 位 Barker 碼和 16 位 Golay 碼，激勵脈沖長度分別為 13 μs 和 16 μs，檢測放大增益 500。金屬絲樣本單脈沖方式與編碼激勵方式實驗結果如圖 5 所示。
圖5
金屬絲樣本單脈沖激勵與編碼激勵實驗結果對比
Figure5.
Comparison of magneto-acoustic signal under single pulse excitation and coded excitation for metal wire samples
由實測磁聲信號可見，相比于單脈沖激勵方式，在未進行波形平均情況下，編碼激勵方式下的隨機噪聲受到一定抑制，但脈沖壓縮算法等的影響，會導致信號脈沖周圍存在一定旁瓣，有待進一步研究去除。經計算可知，信噪比得到明顯提升，13 位 Barker 編碼信噪比提高了 20.96 dB，16 位 Golay 編碼信噪比提高了 20.62 dB。理論上，16 位 Golay 編碼長大于 13 位 Barker 編碼，其信噪比提升應高于 13 位 Barker 編碼激勵，然而實驗中結果卻略低于 13 位 Barker 編碼。分析其原因，可能在于 Golay 編碼發射 A 碼和 B 碼兩組編碼激勵時，檢測成像系統各組件需保持穩定。而實際檢測中，由于微弱磁聲信號受到噪聲干擾以及系統波動影響，導致 A、B 碼激勵時，系統工作狀態存在一定差異及其他頻段信號的干擾[20]，因此對脈沖壓縮結果造成了影響。
進一步對系統的整體處理時間進行測量，本研究對一個采樣位置處的整體處理時間進行了記錄，系統整體處理時間包括采集卡初始化、通道配置、信號采集、脈沖平均或壓縮處理，以及記錄波形等。結果顯示，采用 13 位 Barker 編碼，整體處理時間由 10.50 s 縮短到 0.38 s；采用 16 位 Golay 編碼，則由 15.64 s 縮短到 0.74 s。可見，在相同信噪比提升的情況下，相比于單脈沖激勵結合波形平均處理的提高信噪比方法，兩種編碼激勵處理方法的整體采集處理時間約縮短為原來的 3.62% 和 4.73%，信號處理時間明顯縮短。
4 討論
本研究提出了采用編碼激勵方式的磁聲成像信號處理方法，采用 Barker 編碼進行了信號編碼激勵與脈沖壓縮。通過數值仿真和物理實驗，對編碼激勵方法進行了驗證。結果表明，采用編碼激勵方式和實現磁聲信號聲源檢測，同時提高了磁聲成像信號信噪比；且相比傳統單脈沖模式的波形平均處理方法，還提高了成像速度。而傳統方法在進行波形疊加平均時顯然花費了更多的時間（對于 1 024 次采集疊加平均，則編碼方法時間約為傳統方法的一千分之一）盡管編碼方法需要進行波形的脈沖壓縮，需要耗費計算時間，但仍然快于傳統的信號疊加平均方式，并且提高了成像的整體速率。在此基礎上，結合超聲換能器陣列檢測及其他成熟的醫學超聲技術，將對實現磁聲成像的實時功能成像，促進該技術向臨床轉化具有重要意義。
本文研究工作中仍存在需要解決的問題。一方面，本文僅對 13 位 Barker 編碼激勵、16 位 Golay 編碼方式進行了研究，但并未開展其他相位編碼方法以及對不同碼長的信噪比改善特性的研究，另一方面，考慮到 Barker 編碼和 Golay 編碼均存在最長碼長，Barker 編碼最長為 13 位，Golay 編碼最長為 16 位，由于碼長不可進一步增加，因此為進一步提高磁聲信號信噪比，可考慮引入其他相位編碼碼型如 MAC 編碼，M 序列編碼等長度不受限的編碼形式，研究對應的脈沖壓縮方法，以改善信噪比，提高圖像質量。同時，對于脈沖壓縮方法，本文僅采用了匹配濾波的脈沖壓縮方法，實現了編碼磁聲信號的壓縮，但是旁瓣效應對成像分辨率產生一定影響。因此，進一步優化和改進脈沖壓縮方法，將有利于進一步抑制旁瓣干擾。另外，相比于傳統方法，采用編碼激勵和脈沖壓縮的磁聲信號處理方法，可提高信號處理速率。對該問題，本研究進行了初步分析，當采用脈沖編碼與信號平均兩種方式相結合時，可獲得更高的信噪比，因此需對成像速率和信噪比兩個指標的平衡進行優化設計，實驗測量的整體處理時間包括了采集卡初始化、測量、波形計算存儲等功能，通過進一步優化測量處理控制程序，可進一步縮短整體處理時間、提高成像效率。此外，本研究僅對大電導率金屬絲模型磁聲信號進行了初步分析，對于復雜模型介質電導率成像的實驗驗證還需進一步開展。
總之，本文對編碼激勵的磁聲成像信號處理方法的研究，有利于提高磁聲成像信噪比，提高磁聲成像整體速率，對實現磁聲成像走向應用具有重要意義。
