臨床研究證實病灶組織的早期診斷能顯著降低患癌風險，由于磁聲電成像具有高分辨率和高對比度優勢，因而有望成為一種新的檢測方法。本文采用模塊化設計思維，設計并實現了一款低成本、數字化磁聲電導率檢測系統，并提出線性調頻連續波激勵洛倫茲力電阻抗檢測理論，通過 0.5% NaCl 均勻仿體實驗，清晰獲得與實際物理尺寸一致的均勻仿體電導率曲線，驗證了線性掃頻理論應用在本系統是準確且可行的。同時，1 000 μs 線性掃頻時寬所獲得分辨率優于 500 μs 和 1 500 μs，提示線性掃頻時寬是影響電導率分辨率的重要因素。通過對不同濃度 NaCl 均勻仿體的實驗，得到了相同結論，證明了本系統的可重復測量性。
引用本文： 戴明, 陳思平, 李芳芳, 陳冕, 林浩銘, 陳昕. 磁聲電導率檢測系統設計及其線性掃頻理論驗證. 生物醫學工程學雜志, 2018, 35(1): 99-105. doi: 10.7507/1001-5515.201703075 復制
引言
當前計算機斷層掃描（computed tomography，CT）、超聲成像、X 射線成像、核磁共振等醫學成像方法被廣泛應用于組織病變診斷中，但難以對病灶組織進行早期診斷，且大都采用單一的、某一物理場作為激勵方式，各有優缺點，因此，利用多物理場耦合效應進行探測和成像，兼具不同物理場優勢且有望對病變組織進行早期診斷的電導率檢測方法越來越受到關注[1]。磁聲電成像（magneto-acoustic-electrical tomography，MAET）就是一種集電磁技術、超聲技術和微弱電壓檢測等多種物理探測成像技術于一體的生物組織電導率檢測方法[2-6]。它具有超聲成像的高分辨率及電導率成像的高對比度優點，克服了 CT 成像的有創、有輻射及核磁共振的高成本等缺陷，因而有望成為臨床醫學成像方法的補充，具有重要研究意義。
由于生物組織類型、結構、含水量、溫度以及病理狀態會使電導率發生明顯變化，而病理和生理的變化將改變組織細胞膜通透性和細胞液濃度，從而影響電阻抗特性[7]，因此利用電阻抗成像檢測方法可對組織器官種類進行區分以及對其病理、生理狀態進行識別，并通過檢測生物組織電學特性的改變來早期發現病理、生理異常，為疾病早期診斷及康復效果提供數據支持[1, 4, 8]。研究并設計一種能夠對生物組織電導率進行檢測，進而對組織病變情況進行早期診斷的系統成為當前的迫切需求。目前，傳統電導率檢測方法并不適用于生物組織的電導率檢測；感應式磁聲電導率檢測方法使用激勵線圈，存在交變磁場對樣品中電流的影響及對超聲換能器等檢測設備的干擾，且感應式磁聲成像中階躍信號難以實現；電壓注入式磁聲檢測方法將電流注入組織，注入的電流呈彌散性分布造成空間分辨率較低[7]；而磁聲電導率檢測雖具有很多優點，但國內外對磁聲電導率成像研究還處于起步階段，尚未有完善的理論模型和系統實驗，相關研究大都停留在理論仿真階段[8-10]。基于上述考慮，本文設計并實現了一種低成本、數字化磁聲電導率檢測原型系統，且創新性地采用線性掃頻連續波作為超聲激勵信號源，并通過該系統對均勻仿體進行系列實驗，最后分析并探討了掃頻時寬對成像分辨率的影響。
1 線性掃頻理論的推導及算法流程
本文基于線性調頻連續波激勵洛倫茲力電阻抗成像理論，采用線性掃頻連續波作為超聲激勵源，并將一束經功率放大后沿某一特定方向（如 Z 軸）傳播的超聲縱波經去離子水耦合后注入生物組織，超聲縱波在組織中傳播而產生局部振動，由于在正交方向（如 X 軸）施加了靜磁場，局部運動離子將會在洛倫茲力作用下產生正負電荷分離，從而在組織內形成局部電流源，進而在生物組織內產生電場[1, 3]，通過附在 Y 軸方向上的銅金屬電極即可測得相應表面電壓，再根據探頭在整個 XY 平面上激勵時所測得電壓數據、超聲激勵信號及探頭位置信息，經相關算法即可重建生物組織內電導率分布。其磁聲電導率成像過程如圖 1 所示。
圖1
基于線性掃頻波激勵的磁聲電導率成像過程
Figure1.
Imaging process of our proposed MAET system
本系統基于 Verasonics 平臺，以 MATLAB 為編程語言，通過緊貼于仿體上下兩塊金屬銅電極來檢測攜帶組織電導率信息的微弱電壓信號，并通過 Verasonics 對信號發生器產生的線性掃頻連續波及接收回來的電壓信號分別進行阻抗匹配、前置放大、模擬-數字轉換（analog-to-digital converter，ADC）采集、均值處理、帶通濾波，隨后再進行點乘和低通濾波，再通過快速傅立葉變換（fast Fourier transform，FFT），獲得中頻信號。由于深度是中頻頻率的函數，因而經尺度轉換后即可獲得仿體在 XY 平面單點激勵的電導率曲線。通過設置步長 1 mm，再通過控制運動平臺掃描，結合探頭位置信息，經圖像重建算法處理后即可獲得仿體在整個區域的電導率分布[8, 10]。其基于線性掃頻波激勵的磁聲電導率成像算法流程如圖 2 所示。
圖2
磁聲電導率成像算法流程圖
Figure2.
Algorithm flow chart of our proposed MAET system
通過 MATLAB 產生線性掃頻連續波，并以 txt 文件保存，并通過 ArbExpress Application 將其變成信號發生器所能識別的 tfw 文件。通過 U 盤將產生的線性掃頻信號輸入信號發生器，并通過 Tektronix AFG3102 信號發生器的通道 1 和 2 分別產生幅值 120 mV、起始頻率 2～3 MHz、掃頻時間 100～1 500 μs 可調的兩路線性掃頻信號，一路送給 Verasonics 采集系統，另一路經功率放大器 RF POWER AMPLIFIER 325 LA 送給超聲探頭。其信號發生器產生的線性掃頻連續波激勵信號可表示為：
 |
通過金屬銅電極接收到的電壓信號可表示為：
 |
再將均值處理、帶通濾波后的接收信號跟發射信號點乘，并通過截止頻率為 0.6 MHz 的低通濾波器濾波，獲得中頻信號，其中頻信號幅值正比于 M，即有：
 |
又由于深度是中頻頻率的函數，因而有：
 |
因此，經尺度轉換后即可獲得電導率幅值隨深度變化的信息。
上式中，A1、A2 為發射和接收信號幅值，f0 為起始頻率，?f 為掃頻寬度，T 為掃頻時間，Tm 為最小時間分辨率，
、
為初始相位，R 為距離，c 為超聲波在仿體中的傳播速度，If 為中頻頻率，
；0 ≤ t ≤ T。
2 磁聲電導率檢測系統設計
圖3
系統組成框圖
Figure3.
Composition block diagram
本磁聲電導率檢測系統由超聲激勵源、運動控制及檢測平臺、Verasonics 控制與數據采集平臺三部分組成，其系統組成框圖如圖 3 所示。其中超聲激勵源包括信號發生器和功率放大器；運動控制及檢測平臺由 XY 方向可自由運動的導軌、嵌入導軌中的平面波超聲功率探頭、由兩塊 10 cm × 10 cm × 4 cm 長方體汝鐵硼靜磁鐵及實心鋁拋光氧化后形成的 C 形支撐結構組成的靜磁體、夾在磁體中的檢測水槽、吸收超聲回波的海綿擋板以及金屬銅電極等部分組成，其中靜磁體空間大小 10 cm × 10 cm × 4 cm，中心區域場強約為 0.45 T，C 形磁體實物如圖 4 所示；Verasonics 控制與數據采集平臺用于電極接收微弱電壓信號以及信號發生器激勵信號的同步放大、14 位 ADC 采集、濾波等數字信號處理及整個系統時序的控制。系統連接示意圖如圖 4 所示，通過信號發生器產生兩路帶寬 1 MHz、起終頻率 2～3 MHz，掃頻時間 500、1 000、1 500 μs 可選的線性調頻連續波信號，其中一路通過 48 dB 功率放大器進行放大后送給超聲探頭，另一路線性調頻連續波通過導線直接輸入 Verasonics 采集系統的第 16 通道。同時將仿體組織上下兩側貼上金屬銅電極，并將銅電極與 Verasonics 采集系統的第 32 通道電連接。將貼有電極的仿體放置于塑料水槽容器中并固定其位置，再將塑料水槽置于兩塊強磁鐵中，并將探頭固定在運動控制系統支架上。隨后在水槽中加入 4/5 容積去除氧氣和雜質的去離子水。待運動控制平臺校準后，通過 Verasonics 系統給運動控制平臺發送一個定位信號。控制探頭移動到相應位置后，Verasonics 系統隨即給信號發生器產生一個觸發信號，從而控制信號發生器產生一個線性調頻連續波來實現對定位點的超聲激勵，同時 Verasonics 系統對電極信號進行檢測，最后通過對超聲激勵信號和電極檢測信號進行一系列數字處理計算出該定位點的電導率曲線。然后移動探頭并重復上述操作獲得 XY 平面上各點對應的電導率曲線，最終獲得整個仿體內的電導率分布情況。
圖4
系統連接示意圖及 C 形靜磁體實物圖
Figure4.
Connection diagram and front view of C-shaped static magnet
為提高系統信噪比，消除超聲反射信號對電極檢測信號的影響，本系統在正對探頭容器的邊沿采用海綿吸聲擋板來吸收超聲波；為克服聚焦探頭在激勵仿體過程中聚焦點跟非聚焦點聲場幅值的不同而導致接收電壓幅值的變化，本系統采用水浸超聲平面波探頭進行超聲激勵；由于 C 型靜磁體中心磁場強度最大，邊緣場強逐漸減弱，因此，組織仿體被固定放在兩磁體之間正中間位置；為了減小氣泡及間歇對超聲激勵傳播路徑的影響以及不影響超聲探頭的自由運動，本系統采用去除氧氣和雜質的去離子水作為探頭與仿體之間的耦合劑；此外，為測試本系統對生物組織電導率測量的準確性、可靠度及可重復測量性，本文使用豬皮粉、纖維素、洗潔精、NaCl 和水做成了與生物組織電導率接近的含 0.5% NaCl 的均勻仿體，并通過本系統多次對均勻仿體進行電導率實驗。
3 實驗結果及結論
為驗證線性掃頻理論應用在本系統的正確性，通過 Verasonics 系統的兩數據采集通道分別同時對信號發生器通道 1 產生的線性掃頻信號以及信號發生器通道 2 產生的另一路延時 2 μs 線性掃頻信號，進行 14 位 ADC 采集、均值濾波、高通濾波，然后兩者再進行點乘、低通濾波、FFT 變換、尺度變換等數字處理后所得脈沖幅值如圖 5a、b 所示，從中可得：If = 2.035 × 104 Hz，R = 0.313 3 cm。
又由公式（4）可得：
 |
當取 c = 1 540 m/s、T = 100 μs、τ = 2 μs 代入公式（5）可得：If = 2.0 × 104 Hz，R = 0.308 cm，其與經過本系統獲得的中頻頻率值 If 及深度值 R 相一致，較好地證明了線性掃頻理論應用在本磁聲電導率檢測系統中是正確可行的，其發射信號與延時 2 μs 接收信號的時域圖如圖 5c 所示，其可明顯看出同一時間段內發射信號與延時接收信號在頻率上的變化差異。
圖5
實驗結果
a. 幅值隨中頻頻率的變化；b. 幅值隨深度的變化；c. 發射信號與接收信號部分時域圖
Figure5. Test resultsa. amplitude varies with the intermediate frequency; b. amplitude varies with depth; c. the part of time domain diagram of transmitted signal and received signal
為測試本系統對電導率異常界面檢測的準確性、穩定性及可重復測量性，本文使用豬皮粉、NaCl 和水等材料來制作與生物組織電導率相近的含 0.5% NaCl、厚度 3.50 cm 的均勻仿體，并將該仿體固定于探頭前 4.25 cm 位置，且仿體底面與塑料外殼間存在 0.20 cm 空隙。其實物相對位置及超聲 B 模式掃描圖如圖 6 所示。通過 500、1 000、1 500 μs 三個不同時寬掃頻信號對該仿體分別進行激勵，其所得電導率曲線如圖 7 所示。從圖 7 可得：在 500、1 000、1 500 μs 三個不同時寬掃頻信號激勵時均可獲得仿體上下兩底面與去離子水之間的電導率差異界面，而 1 000 μs 掃頻信號所獲得電導率幅值最大、信噪比最好，并清晰獲得去離子水與容器底部電導率差異，且其測得電導率異常界面位置與 B 模式掃描圖及實際測得的仿體厚度 3.50 cm 一致，并可測出仿體底部到容器底部之間的 0.20 cm 間隙。且當上述三種掃頻時寬信號激勵不同濃度 NaCl 均勻仿體時，均能得到類似結論，說明基于線性掃頻激勵洛倫茲力的電導率成像可以很好地應用于均勻仿體電導率檢測中。另外，從圖 7 還可看出，500 μs 掃描時寬還無法清晰獲得去離子水與容器底部電導率差異，而 1 000、1 500 μs 掃頻激勵能清晰區分，且 1 000 μs 掃描時寬所獲得的信噪比最高，證明掃頻時寬是提高成像分辨率的一個重要因素。此外，本系統采用 IMASONIC 公司高功率、單陣元、中心頻率 2.5 MHz 的 CDC-10963 來對均勻仿體進行激勵，并基于反射回波頻譜分析法，利用 Agilent 5900 PR（計算機控制脈沖發射接收器）來實現探頭帶寬的測量。當設置激勵信號能量 2 μJ、增益 40 dB 時，其 6.875 DB 衰減頻寬為 1.76～3.65 MHz，驗證了上述功率探頭帶寬可滿足本實驗對掃頻頻寬的要求。
圖6
超聲 B 模式掃描圖、仿體相對位置及尺寸示意圖
Figure6.
Ultrasonic B scan image, relative position and size of a homogeneous phantom
圖7
激勵含 0.5% NaCl 均勻仿體所得電導率曲線圖
a. 500 μs 線性掃頻激勵下電導率曲線；b. 1 000 μs 線性掃頻激勵下電導率曲線；c. 1 500 μs 線性掃頻激勵下電導率曲線
Figure7. Conductivity curves of homogeneous phantoms with 0.5% NaCla. conductivity curves using 500 μs chirp continuous wave excitation; b. conductivity curves using 1 000 μs chirp continuous wave excitation; c. onductivity curves using 1 500 μs chirp continuous wave excitation
此外，本文還通過調節 NaCl 濃度來改變均勻仿體中的電導率。實驗表明，均勻仿體中 NaCl 濃度越高，仿體電導率越大，所測電導率曲線相對幅值越高。并且，通過對含 0.4%、0.6%、0.8% 三種不同濃度 NaCl 均勻仿體進行實驗，均能得出仿體上下表面與去離子水之間電導率差異界面，證明本系統的可重復測量性。
雖然均勻仿體實驗數據的準確性和測量可行性表明本系統可被應用于電導率異常界面的檢測，但本系統還有諸多方面需要改進。比如：磁體空間太小，掃頻時寬數據量不多，信噪比還需進一步提高，且只對單點仿體進行了實驗測試。因此，在保證磁場強度不變的情況下加大磁體空間距離和磁場均勻度、細分線性掃頻時寬、提高系統信噪比、改進系統實驗平臺結構、對仿體進行 XY 平面多點掃描實驗及電導率分布成像算法等工作將成為下一步研究重點。
4 結語
本文設計并實現了一種磁聲電導率檢測系統，并提出基于線性掃頻連續波激勵的洛倫茲力電阻抗成像理論，通過該系統驗證了線性掃頻理論的正確性，并對該系統進行了均勻仿體實驗，結果表明本系統可很好地區分均勻仿體上下界面及水與容器底部電導率異常界面，同時表明線性掃頻時寬是影響磁聲電導率成像分辨率的一個重要因素。由于國內外磁聲電導率成像還處于起步階段[8-10]，因此對生物組織電導率進行研究和檢測的實驗平臺和方法還需更多完善和創新，達到臨床成像還有很長路要走，但其在軟組織病變檢測、癌癥早期發現和病癥康復期監護的前期研究上具有重要意義[7]，為后續磁聲電導率成像研究及臨床疾病的檢測奠定了基礎[2]。
引言
當前計算機斷層掃描（computed tomography，CT）、超聲成像、X 射線成像、核磁共振等醫學成像方法被廣泛應用于組織病變診斷中，但難以對病灶組織進行早期診斷，且大都采用單一的、某一物理場作為激勵方式，各有優缺點，因此，利用多物理場耦合效應進行探測和成像，兼具不同物理場優勢且有望對病變組織進行早期診斷的電導率檢測方法越來越受到關注[1]。磁聲電成像（magneto-acoustic-electrical tomography，MAET）就是一種集電磁技術、超聲技術和微弱電壓檢測等多種物理探測成像技術于一體的生物組織電導率檢測方法[2-6]。它具有超聲成像的高分辨率及電導率成像的高對比度優點，克服了 CT 成像的有創、有輻射及核磁共振的高成本等缺陷，因而有望成為臨床醫學成像方法的補充，具有重要研究意義。
由于生物組織類型、結構、含水量、溫度以及病理狀態會使電導率發生明顯變化，而病理和生理的變化將改變組織細胞膜通透性和細胞液濃度，從而影響電阻抗特性[7]，因此利用電阻抗成像檢測方法可對組織器官種類進行區分以及對其病理、生理狀態進行識別，并通過檢測生物組織電學特性的改變來早期發現病理、生理異常，為疾病早期診斷及康復效果提供數據支持[1, 4, 8]。研究并設計一種能夠對生物組織電導率進行檢測，進而對組織病變情況進行早期診斷的系統成為當前的迫切需求。目前，傳統電導率檢測方法并不適用于生物組織的電導率檢測；感應式磁聲電導率檢測方法使用激勵線圈，存在交變磁場對樣品中電流的影響及對超聲換能器等檢測設備的干擾，且感應式磁聲成像中階躍信號難以實現；電壓注入式磁聲檢測方法將電流注入組織，注入的電流呈彌散性分布造成空間分辨率較低[7]；而磁聲電導率檢測雖具有很多優點，但國內外對磁聲電導率成像研究還處于起步階段，尚未有完善的理論模型和系統實驗，相關研究大都停留在理論仿真階段[8-10]。基于上述考慮，本文設計并實現了一種低成本、數字化磁聲電導率檢測原型系統，且創新性地采用線性掃頻連續波作為超聲激勵信號源，并通過該系統對均勻仿體進行系列實驗，最后分析并探討了掃頻時寬對成像分辨率的影響。
1 線性掃頻理論的推導及算法流程
本文基于線性調頻連續波激勵洛倫茲力電阻抗成像理論，采用線性掃頻連續波作為超聲激勵源，并將一束經功率放大后沿某一特定方向（如 Z 軸）傳播的超聲縱波經去離子水耦合后注入生物組織，超聲縱波在組織中傳播而產生局部振動，由于在正交方向（如 X 軸）施加了靜磁場，局部運動離子將會在洛倫茲力作用下產生正負電荷分離，從而在組織內形成局部電流源，進而在生物組織內產生電場[1, 3]，通過附在 Y 軸方向上的銅金屬電極即可測得相應表面電壓，再根據探頭在整個 XY 平面上激勵時所測得電壓數據、超聲激勵信號及探頭位置信息，經相關算法即可重建生物組織內電導率分布。其磁聲電導率成像過程如圖 1 所示。
圖1
基于線性掃頻波激勵的磁聲電導率成像過程
Figure1.
Imaging process of our proposed MAET system
本系統基于 Verasonics 平臺，以 MATLAB 為編程語言，通過緊貼于仿體上下兩塊金屬銅電極來檢測攜帶組織電導率信息的微弱電壓信號，并通過 Verasonics 對信號發生器產生的線性掃頻連續波及接收回來的電壓信號分別進行阻抗匹配、前置放大、模擬-數字轉換（analog-to-digital converter，ADC）采集、均值處理、帶通濾波，隨后再進行點乘和低通濾波，再通過快速傅立葉變換（fast Fourier transform，FFT），獲得中頻信號。由于深度是中頻頻率的函數，因而經尺度轉換后即可獲得仿體在 XY 平面單點激勵的電導率曲線。通過設置步長 1 mm，再通過控制運動平臺掃描，結合探頭位置信息，經圖像重建算法處理后即可獲得仿體在整個區域的電導率分布[8, 10]。其基于線性掃頻波激勵的磁聲電導率成像算法流程如圖 2 所示。
圖2
磁聲電導率成像算法流程圖
Figure2.
Algorithm flow chart of our proposed MAET system
通過 MATLAB 產生線性掃頻連續波，并以 txt 文件保存，并通過 ArbExpress Application 將其變成信號發生器所能識別的 tfw 文件。通過 U 盤將產生的線性掃頻信號輸入信號發生器，并通過 Tektronix AFG3102 信號發生器的通道 1 和 2 分別產生幅值 120 mV、起始頻率 2～3 MHz、掃頻時間 100～1 500 μs 可調的兩路線性掃頻信號，一路送給 Verasonics 采集系統，另一路經功率放大器 RF POWER AMPLIFIER 325 LA 送給超聲探頭。其信號發生器產生的線性掃頻連續波激勵信號可表示為：
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通過金屬銅電極接收到的電壓信號可表示為：
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再將均值處理、帶通濾波后的接收信號跟發射信號點乘，并通過截止頻率為 0.6 MHz 的低通濾波器濾波，獲得中頻信號，其中頻信號幅值正比于 M，即有：
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又由于深度是中頻頻率的函數，因而有：
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因此，經尺度轉換后即可獲得電導率幅值隨深度變化的信息。
上式中，A1、A2 為發射和接收信號幅值，f0 為起始頻率，?f 為掃頻寬度，T 為掃頻時間，Tm 為最小時間分辨率，
、
為初始相位，R 為距離，c 為超聲波在仿體中的傳播速度，If 為中頻頻率，
；0 ≤ t ≤ T。
2 磁聲電導率檢測系統設計
圖3
系統組成框圖
Figure3.
Composition block diagram
本磁聲電導率檢測系統由超聲激勵源、運動控制及檢測平臺、Verasonics 控制與數據采集平臺三部分組成，其系統組成框圖如圖 3 所示。其中超聲激勵源包括信號發生器和功率放大器；運動控制及檢測平臺由 XY 方向可自由運動的導軌、嵌入導軌中的平面波超聲功率探頭、由兩塊 10 cm × 10 cm × 4 cm 長方體汝鐵硼靜磁鐵及實心鋁拋光氧化后形成的 C 形支撐結構組成的靜磁體、夾在磁體中的檢測水槽、吸收超聲回波的海綿擋板以及金屬銅電極等部分組成，其中靜磁體空間大小 10 cm × 10 cm × 4 cm，中心區域場強約為 0.45 T，C 形磁體實物如圖 4 所示；Verasonics 控制與數據采集平臺用于電極接收微弱電壓信號以及信號發生器激勵信號的同步放大、14 位 ADC 采集、濾波等數字信號處理及整個系統時序的控制。系統連接示意圖如圖 4 所示，通過信號發生器產生兩路帶寬 1 MHz、起終頻率 2～3 MHz，掃頻時間 500、1 000、1 500 μs 可選的線性調頻連續波信號，其中一路通過 48 dB 功率放大器進行放大后送給超聲探頭，另一路線性調頻連續波通過導線直接輸入 Verasonics 采集系統的第 16 通道。同時將仿體組織上下兩側貼上金屬銅電極，并將銅電極與 Verasonics 采集系統的第 32 通道電連接。將貼有電極的仿體放置于塑料水槽容器中并固定其位置，再將塑料水槽置于兩塊強磁鐵中，并將探頭固定在運動控制系統支架上。隨后在水槽中加入 4/5 容積去除氧氣和雜質的去離子水。待運動控制平臺校準后，通過 Verasonics 系統給運動控制平臺發送一個定位信號。控制探頭移動到相應位置后，Verasonics 系統隨即給信號發生器產生一個觸發信號，從而控制信號發生器產生一個線性調頻連續波來實現對定位點的超聲激勵，同時 Verasonics 系統對電極信號進行檢測，最后通過對超聲激勵信號和電極檢測信號進行一系列數字處理計算出該定位點的電導率曲線。然后移動探頭并重復上述操作獲得 XY 平面上各點對應的電導率曲線，最終獲得整個仿體內的電導率分布情況。
圖4
系統連接示意圖及 C 形靜磁體實物圖
Figure4.
Connection diagram and front view of C-shaped static magnet
為提高系統信噪比，消除超聲反射信號對電極檢測信號的影響，本系統在正對探頭容器的邊沿采用海綿吸聲擋板來吸收超聲波；為克服聚焦探頭在激勵仿體過程中聚焦點跟非聚焦點聲場幅值的不同而導致接收電壓幅值的變化，本系統采用水浸超聲平面波探頭進行超聲激勵；由于 C 型靜磁體中心磁場強度最大，邊緣場強逐漸減弱，因此，組織仿體被固定放在兩磁體之間正中間位置；為了減小氣泡及間歇對超聲激勵傳播路徑的影響以及不影響超聲探頭的自由運動，本系統采用去除氧氣和雜質的去離子水作為探頭與仿體之間的耦合劑；此外，為測試本系統對生物組織電導率測量的準確性、可靠度及可重復測量性，本文使用豬皮粉、纖維素、洗潔精、NaCl 和水做成了與生物組織電導率接近的含 0.5% NaCl 的均勻仿體，并通過本系統多次對均勻仿體進行電導率實驗。
3 實驗結果及結論
為驗證線性掃頻理論應用在本系統的正確性，通過 Verasonics 系統的兩數據采集通道分別同時對信號發生器通道 1 產生的線性掃頻信號以及信號發生器通道 2 產生的另一路延時 2 μs 線性掃頻信號，進行 14 位 ADC 采集、均值濾波、高通濾波，然后兩者再進行點乘、低通濾波、FFT 變換、尺度變換等數字處理后所得脈沖幅值如圖 5a、b 所示，從中可得：If = 2.035 × 104 Hz，R = 0.313 3 cm。
又由公式（4）可得：
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當取 c = 1 540 m/s、T = 100 μs、τ = 2 μs 代入公式（5）可得：If = 2.0 × 104 Hz，R = 0.308 cm，其與經過本系統獲得的中頻頻率值 If 及深度值 R 相一致，較好地證明了線性掃頻理論應用在本磁聲電導率檢測系統中是正確可行的，其發射信號與延時 2 μs 接收信號的時域圖如圖 5c 所示，其可明顯看出同一時間段內發射信號與延時接收信號在頻率上的變化差異。
圖5
實驗結果
a. 幅值隨中頻頻率的變化；b. 幅值隨深度的變化；c. 發射信號與接收信號部分時域圖
Figure5. Test resultsa. amplitude varies with the intermediate frequency; b. amplitude varies with depth; c. the part of time domain diagram of transmitted signal and received signal
為測試本系統對電導率異常界面檢測的準確性、穩定性及可重復測量性，本文使用豬皮粉、NaCl 和水等材料來制作與生物組織電導率相近的含 0.5% NaCl、厚度 3.50 cm 的均勻仿體，并將該仿體固定于探頭前 4.25 cm 位置，且仿體底面與塑料外殼間存在 0.20 cm 空隙。其實物相對位置及超聲 B 模式掃描圖如圖 6 所示。通過 500、1 000、1 500 μs 三個不同時寬掃頻信號對該仿體分別進行激勵，其所得電導率曲線如圖 7 所示。從圖 7 可得：在 500、1 000、1 500 μs 三個不同時寬掃頻信號激勵時均可獲得仿體上下兩底面與去離子水之間的電導率差異界面，而 1 000 μs 掃頻信號所獲得電導率幅值最大、信噪比最好，并清晰獲得去離子水與容器底部電導率差異，且其測得電導率異常界面位置與 B 模式掃描圖及實際測得的仿體厚度 3.50 cm 一致，并可測出仿體底部到容器底部之間的 0.20 cm 間隙。且當上述三種掃頻時寬信號激勵不同濃度 NaCl 均勻仿體時，均能得到類似結論，說明基于線性掃頻激勵洛倫茲力的電導率成像可以很好地應用于均勻仿體電導率檢測中。另外，從圖 7 還可看出，500 μs 掃描時寬還無法清晰獲得去離子水與容器底部電導率差異，而 1 000、1 500 μs 掃頻激勵能清晰區分，且 1 000 μs 掃描時寬所獲得的信噪比最高，證明掃頻時寬是提高成像分辨率的一個重要因素。此外，本系統采用 IMASONIC 公司高功率、單陣元、中心頻率 2.5 MHz 的 CDC-10963 來對均勻仿體進行激勵，并基于反射回波頻譜分析法，利用 Agilent 5900 PR（計算機控制脈沖發射接收器）來實現探頭帶寬的測量。當設置激勵信號能量 2 μJ、增益 40 dB 時，其 6.875 DB 衰減頻寬為 1.76～3.65 MHz，驗證了上述功率探頭帶寬可滿足本實驗對掃頻頻寬的要求。
圖6
超聲 B 模式掃描圖、仿體相對位置及尺寸示意圖
Figure6.
Ultrasonic B scan image, relative position and size of a homogeneous phantom
圖7
激勵含 0.5% NaCl 均勻仿體所得電導率曲線圖
a. 500 μs 線性掃頻激勵下電導率曲線；b. 1 000 μs 線性掃頻激勵下電導率曲線；c. 1 500 μs 線性掃頻激勵下電導率曲線
Figure7. Conductivity curves of homogeneous phantoms with 0.5% NaCla. conductivity curves using 500 μs chirp continuous wave excitation; b. conductivity curves using 1 000 μs chirp continuous wave excitation; c. onductivity curves using 1 500 μs chirp continuous wave excitation
此外，本文還通過調節 NaCl 濃度來改變均勻仿體中的電導率。實驗表明，均勻仿體中 NaCl 濃度越高，仿體電導率越大，所測電導率曲線相對幅值越高。并且，通過對含 0.4%、0.6%、0.8% 三種不同濃度 NaCl 均勻仿體進行實驗，均能得出仿體上下表面與去離子水之間電導率差異界面，證明本系統的可重復測量性。
雖然均勻仿體實驗數據的準確性和測量可行性表明本系統可被應用于電導率異常界面的檢測，但本系統還有諸多方面需要改進。比如：磁體空間太小，掃頻時寬數據量不多，信噪比還需進一步提高，且只對單點仿體進行了實驗測試。因此，在保證磁場強度不變的情況下加大磁體空間距離和磁場均勻度、細分線性掃頻時寬、提高系統信噪比、改進系統實驗平臺結構、對仿體進行 XY 平面多點掃描實驗及電導率分布成像算法等工作將成為下一步研究重點。
4 結語
本文設計并實現了一種磁聲電導率檢測系統，并提出基于線性掃頻連續波激勵的洛倫茲力電阻抗成像理論，通過該系統驗證了線性掃頻理論的正確性，并對該系統進行了均勻仿體實驗，結果表明本系統可很好地區分均勻仿體上下界面及水與容器底部電導率異常界面，同時表明線性掃頻時寬是影響磁聲電導率成像分辨率的一個重要因素。由于國內外磁聲電導率成像還處于起步階段[8-10]，因此對生物組織電導率進行研究和檢測的實驗平臺和方法還需更多完善和創新，達到臨床成像還有很長路要走，但其在軟組織病變檢測、癌癥早期發現和病癥康復期監護的前期研究上具有重要意義[7]，為后續磁聲電導率成像研究及臨床疾病的檢測奠定了基礎[2]。
