磁聲電層析成像（MAET）具有超聲成像高分辨率和電阻抗成像高對比度的優點，在腫瘤早期診斷和生物電流監測方面具有重要研究價值。為了提高MAET的信噪比，對結合高電導率液態金屬和最長線性移位寄存器序列（M序列）編碼激勵方法進行了研究。結果顯示，在旋轉掃描下，液態金屬可顯著提高組織間磁聲電信號信噪比，增強圖像質量。在7、15、31、63位M序列編碼激勵下，磁聲電信號的信噪比分別提升了5.6、11.1、21.7、45.7倍。提升相同信噪比時，31位M序列編碼激勵成像的總使用時間相比單脈沖激勵縮短了75.6%。總之，結合液態金屬和M序列編碼激勵的成像方法對提高MAET圖像質量具有積極意義。
引用本文： 王玉恒, 林俊杰, 買文姝, 劉志朋, 殷濤, 張順起. 基于液態金屬影像增強和M序列編碼激勵的磁聲電層析成像方法研究. 生物醫學工程學雜志, 2023, 40(4): 718-724, 735. doi: 10.7507/1001-5515.202207044 復制
0 引言
生物組織的電導率和介電常數是區別組織的生理和病理狀態的重要依據[1]，不同組織或癌變細胞與正常細胞存在較大差異[2-3]，檢測組織電特性有望推動疾病早期診斷的發展。磁聲電層析成像（magneto-acoustic-electric tomography，MAET）利用電流和磁場之間相互作用產生洛倫茲力進行成像，可以反映組織電阻抗差異，具有電阻抗成像[4]的高對比度和超聲成像的高空間分辨率[5]。Towe等[6]在1988年提出無創的磁聲成像方法。He Bin團隊[7-8]提出了磁感應磁聲層析成像（magnetoacoustic tomography with magnetic induction，MAT-MI）方法，使用脈沖磁場激勵，檢測聲信號，實現了測量對象電導率重建。Li等[9]使用平面超聲換能器作為超聲波激發源，基于互易定理，設計了用于檢測電導率變化界面的MAET檢測裝置。但磁聲信號信噪比（signal-to-noise ratio, SNR）低和成像時間長制約了它的應用。一方面是由于激勵或采集信號時的磁聲效應轉換會損失一部分能量，超聲傳播經過介質界面時有一定折反射損耗；另一方面由于系統噪聲以及使用的大功率激勵儀器產生的電磁波耦合到采集器或信號線，造成噪聲干擾，通過多次平均數據的傳統方法可以減少噪聲提高信噪比，但會大大增加采集時間。
為了提升磁聲信號的信噪比，減少成像時間，相關研究提出了多種方法。例如Yu等[10]提出直接增加激勵強度，使用24 kV激勵線圈磁場，增強了信號強度，但使用高功率激勵源也帶來了制造困難和安全性等問題，且重復采集平均波形的方式成像速度較低，制約了臨床應用。部分研究提出了改進激勵波形的方法。Aliroteh等[11]基于射頻激勵和洛倫茲力超聲波之間的相干性提出連續波磁聲成像技術，與傳統方法相比峰值激發功率降低了36 dB，但受限于超聲換能器的中心頻率和帶寬，分辨率較低。目前磁聲電成像使用電磁場或超聲波作為激勵，利用雷達和超聲中的編碼技術[12-13]提升磁聲信號質量的方法逐漸受到關注。
Dai等[14]使用高功率聚焦換能器和掃描帶寬為1 MHz的Chrip信號，降低了峰值刺激功率，獲得的二維電導率分布與用洛倫茲力電阻抗斷層掃描[15]方法得到的電導率分布基本一致。但是該方法受限于發射換能器的頻帶，調頻編碼的激勵和采集信號相比相位編碼的準確度更低。Yu等[16]利用失配濾波器抑制旁瓣波包，使用13位正弦Barker碼可以使MAET信噪比增強10 dB。然而Barker碼目前被證明最大位數為13位，信噪比的提高受到位長的限制。M序列由周期為2n－1的線性反饋移位寄存器（linear feedback shift register，LFSR）生成，是一種偽隨機二進制序列，具有良好的自相關性，并且不受位長限制，被認為是Barker碼的良好替代。
盡管編碼激勵方式可以提升信噪比，但是在對一些電導率差異較小的組織成像或對某些特殊組織成像時仍然難以滿足需求。傳統的基于超順磁性微粒的影像增強劑和標志物已經被證明可以作為造影劑針對某些腫瘤進行靶向成像[17-18]，但是由于磁性微粒電導率較低，無法進行基于電特性的影像增強，同時它仍存在一定生物毒性[19]，限制了應用。
近年來，高電導率的鎵基液態金屬逐漸被重視。液態金屬具有高電導率、低熔點、高變形能力、生物相容性好等優良特性，在生物醫學領域受到廣泛應用。液態金屬作為造影劑被應用在X線成像中，顯著提升了X線對離體組織血管成像的對比度[20-21]。相比X線，電磁成像沒有有害輻射，Zhao等[22]對液態金屬在MAT-MI中作為間質結構通道標記物做了相關研究，分析了在脈沖磁場刺激下的電流分布特性以及在聲學不均勻材料中傳感器的聲場傳播特性和所接收到的信號，顯示出磁聲成像結合液態金屬在間質等微細結構成像中的優勢。
為此，本文提出采用編碼激勵結合液態金屬作為影像增強劑的新方法，利用M序列編碼激勵注入液態金屬的實驗樣本，提高MAET信號的幅度。這種編碼方法相比于已報道的Barker編碼方法具有更長的編碼位長，可獲得更高的信噪比提升，縮短處理時間。本研究通過仿真和實驗，獲得了液態金屬在間隙或管腔內部的編碼MAET信號，并評估了信噪比的提升、處理時間以及成像效果等特性。
1 原理
1.1 編碼激勵聚焦MAET原理
M序列編碼激勵的MAET測量系統的示意圖如圖1所示。樣本和聚焦超聲換能器浸沒在純水中，靜磁場強度為B0，在小于超聲換能器波束角的范圍內，輻射側葉的聲壓可以被忽略，因此，聲學傳播可以近似為一條直線沿
方向的聲壓。
圖1
M sequence編碼激勵MAET成像系統示意圖
Figure1.
The flow diagrams of the principle and the program of MAET
設超聲換能器的脈沖響應為 
，向量 
代表激勵點相對換能器中心點位置，M序列編碼的激勵 
，則激勵聲壓 
為[23]：
 |
假設靜磁場為穩恒磁場并始終與超聲波嚴格垂直，如果電導率 
的組織在速度為 
的三維空間中移動，在恒定磁場 
內產生的洛倫茲力將產生洛倫茲電流 
，在粘性均勻介質中，粒子速度v滿足運動方程 
/
，p 為聲壓，是速度勢 
的時間導數，通過聲壓p可以計算出帶電粒子的粒子速度。由于靜磁場在z方向，只有速度 
的 
分量對電場有貢獻。電流密度可以近似為[16-24]：
 |
收集到的MAET信號可以表示為[25]：
 |
其中，W為聲束在傳輸距離x處的有效截面積，
為模型的等效電阻。
1.2 編碼信號壓縮和旋轉掃描圖像重建原理
假設 
是壓縮機的脈沖響應，編碼勵磁和壓縮機設計滿足理想條件，即激勵序列擁有理想自相關特性，使得 
，其中A為理想自相關系數，即為壓縮后的信號放大倍數，則：
 |
通過旋轉轉臺，獲得特定角度間隔的掃描矩陣，將對多方向的檢測結果進行傅立葉變換得到的數據濾波后填充到對應的重建矩陣中，再利用傅里葉反變換可以得到濾波后的投影，最后利用反投影重建方法獲得MAET圖像。
1.3 液態金屬的物理特性
本實驗中使用Ga67In20.5Sn12.5液態金屬，相關物理性質為[26]：熔點10.5 ℃，粘度2.98 mPa·s，表面張力0.533 mN/m，電導率3.1 × 106 S/m。液態金屬和生物組織之間的聲學特性有很大的差異，因此超聲波經生物組織通過液態金屬時會發生透射和折射現象，形成簡諧運動，這將對MAET信號形成一定影響。經實際測量，厚度2 mm以下的液態金屬回波基本不影響成像質量，因此本文使用的所有液態金屬模型厚度均小于2 mm。
2 方法
2.1 仿真方法
為了研究M序列編碼激發方法在磁聲電成像激勵液態金屬中的可行性，本研究采用基于有限元方法的電磁仿真軟件COMSOL Multiphysics 6.0進行仿真，建立了一個雙環狀液態金屬模型，仿真中使用的液態金屬厚度設置為0.3 mm，使用的1 MHz超聲波在人體軟組織中波長約為1.5 mm，液態金屬寬度小于1/2波長，因此介質內反射震蕩可近似忽略。
根據公式(1)，代入聲源的傳播方程和方向計算洛倫茲力密度；根據公式(2)、(3)，計算電流密度的模擬分布并獲得MAET信號。仿真中設定仿真信號幅值為1 V，并使用真實超聲換能器的系統函數和衰減。模擬M序列編碼激勵，將MAET信號通過一個自適應濾波器[27]，對比不同噪聲下的信噪比改善程度。
2.2 實驗方法
2.2.1 實驗裝置
本研究設計實驗對M序列編碼激勵的磁聲電成像方法進行驗證。樣本放置在0.3 T的靜磁場中。使用函數發生器（AFG3252，Tek，美國）產生編碼信號，由射頻脈沖放大器（GA2500A，Ritek，美國）放大后施加到定制的聚焦超聲換能器，產生超聲激勵信號。激勵產生的超聲波經過磁聲效應轉化為電流，并由電極采集，經過增益40 dB的前置放大器（5660C，Olympus，日本）和增益39 dB的高頻脈沖接收器（5072PR，Olympus，日本），然后用采樣頻率10 MHz的數字轉換器（PXI5922，NI，美國）對信號進行數字化，并在計算機中通過自適應濾波器進行壓縮。通過轉動承載仿體的平臺完成多角度掃描，重建得到斷層圖像。
2.2.2 實驗樣本
本研究制作了三層組織模型，直徑4 cm，高1 cm，從內到外分別為瘦豬肉、豬肉脂肪、凝膠仿體，每層組織之間灌注了液態金屬。此外還制作了小鼠腸道仿體模型，將液態金屬灌注進鼠腸，放置在直徑4 cm、高2 cm的凝膠仿體中。制備凝膠仿體成分為100 mL水、16 g明膠、6 g瓊脂和5.85 g氯化鈉，經阻抗分析儀（E4990A，Keysight，美國）測量，凝膠仿體在1 MHz頻率下電導率約為1 S/m。
3 結果
3.1 雙環模型MAET仿真結果
仿真雙環液態金屬模型如圖2所示。分別對MAET信號加入20%、50%、150%、300%的白噪聲，不使用其他濾波方式。經過radon逆變換重建后得到的圖像如圖3所示，分別為單脈沖、7位、31位編碼激勵在不同噪聲下的重建結果。重建結果顯示，單脈沖激勵在加入50%噪聲時已經基本被噪聲淹沒，31位M編碼激勵在噪聲幅值為信號300%時仍能顯示基本輪廓。實驗結果顯示了編碼激勵應用于液態金屬MAET成像中良好的抗噪聲性能。
圖2
仿真模型
Figure2.
Simulation model
圖3
M序列編碼激勵在不同噪聲下的重建圖像結果
Figure3.
Reconstructed images by M sequence coded excitation under different noises
3.2 M序列編碼信噪比提升研究
實驗中使用編碼激勵液態金屬，實驗結果如圖4所示，分別為原始信號、壓縮信號和頻譜分析。實驗結果與仿真結果一致，不同位數M序列編碼激勵結果證明了編碼激勵應用于液態金屬MAET信噪比改善的可行性。根據實驗測量的信號，我們計算了信號能量，并進行了直線擬合，如圖5所示，直線擬合判定系數
= 0.994（其中，SSR為回歸平方和；SST為總平方和）。由擬合結果可見，信號能量隨著編碼激勵脈沖長度線性增加，為了評估編碼激勵帶來的改善，本文直接使用壓縮信號峰值比平均噪聲幅值作為信噪比值，由擬合線斜率可見，信噪比提高倍數與脈沖寬度成正比。對比單脈沖激勵，7、15、31、63位M序列編碼激勵的信噪比分別提升了5.6、11.1、21.7、45.7倍。
圖4
M序列編碼激勵測量結果、壓縮結果和頻譜分析
Figure4.
M sequence coded excitation measurement results, compression results and spectrum analysis
圖5
M序列編碼激勵信噪比提升對比
Figure5.
Comparison of M sequence coded excitation SNR enhancement
3.3 離體生物組織模型成像實驗
本研究使用豬瘦肉、豬肉脂肪和凝膠制備了實驗仿體，并將液態金屬灌注在材料間隙，以實現介質邊界電導率圖像的影像增強。對該樣本進行單脈沖激勵500次平均，重建結果如圖6所示。對比編碼激勵50次平均重建結果如圖7所示，單脈沖平均50次時，重建圖像難以分辨，且31位M序列編碼激勵重建圖像質量明顯優于7位M序列編碼激勵重建圖像，實驗結果與仿真結果基本一致。
圖6
單脈沖重建結果圖像
Figure6.
Results of single pulse excitation reconstruction image
圖7
M序列編碼激勵重建結果圖像對比
Figure7.
Image comparison of M sequence coded excitation reconstruction results
信號信噪比取決于信號強度和噪聲功率，實驗中信號強度取決于激勵功率和成像物體的物理特性，而噪聲功率大部分取決于采集信號的平均次數和干擾電磁波的空間耦合。受限于放大器功率，單脈沖和編碼激勵方式的掃描時間不同。為此本研究評估了相同信噪比下的整體掃描時間，綜合考慮旋轉掃描和壓縮重建，單脈沖用時4 590 s，31位M序列編碼用時1 120 s，成像時間減少75.6%。結果表明編碼激勵方式可在提高信噪比的同時顯著縮短掃描時間，提升成像速度。
3.4 離體鼠腸組織磁聲電信號分析
為了進一步研究液態金屬在管腔內部的MAET成像的影像增強作用，我們使用了直經約為2 mm的小鼠腸道，將液態金屬灌注到鼠腸中。為了更好地保持模型形態和模擬真實環境，外部包裹了一層凝膠，制備成仿體。
分別使用單脈沖、7位和31位M序列編碼超聲激勵，采集信號平均50次，重建圖像如圖8所示。結果顯示了重建圖像中液態金屬的形態，根據重建圖像感興趣區域（圖中黑色矩形框）內均值與背景部分噪聲均值比值，單脈沖激勵為0.284，7位M序列編碼激勵為1.423，31位M序列編碼激勵為2.771，信號信噪比提升明顯，重建圖像顯示了更多細節。結果證明了液態金屬結合編碼激勵方法可實現生物管腔組織的MAET成像，圖像的信噪比獲得明顯提升。
圖8
鼠腸內液態金屬MAET重建圖像結果對比
Figure8.
Comparison of MAET reconstruction results of liquid metal in rat intestine
4 討論與結論
本研究提出了結合M序列編碼激勵和液態金屬的提高MAET成像圖像信噪比的方法，進行了仿真和實驗驗證，結果表明該方法可顯著提升電特性成像的信噪比，并將有助于實現組織間隙、管腔的電特性成像。本研究對編碼激勵壓縮處理和液態金屬造影劑的應用進行了初步研究，進一步的深入研究和分析仍有待開展。
首先，磁聲信號的脈沖零點位置存在一個大功率干擾，原因是激勵功率放大器產生的大功率電磁脈沖通過空間耦合施加到采集電極和其他信號線，且零點干擾與激勵信號的編碼具有相同頻率特性，難以通過濾波器濾除。目前我們采取了在壓縮前去除零點干擾的方法，同時使用長焦距的聚焦換能器。如需進一步提高信噪比，使用更長M序列編碼激勵，則需考慮設計旁瓣處理算法并結合電磁屏蔽方法抑制零點干擾問題。
其次，本研究中使用液態金屬作為MAET的造影劑，這種方法的臨床應用可行性是重要問題。相關研究表明液態金屬無論在體內和體外都具有良好的生物相容性，這使得液態金屬已經有望應用于注射醫學。尤其是作為影像增強劑，液態金屬已經被報道經過食管和動脈注射可以用作小鼠消化道[28]和兔肝動脈[29]的成像對比劑。這表明液態金屬應用于MAET成像是可行的，但是實際應用中的用量和方式仍需要進一步研究。
此外，由于液態金屬與生物組織聲阻抗的差異，在液態金屬與組織界面超聲會發生反射形成振蕩信號，這對于提高分辨率是不利的。如何識別并消除回波是下一步需要解決的問題，可以借助反卷積或神經網絡算法識別回波信號。同時，該反射振蕩包含了組織的聲阻抗信息，可對反射信號特性進行分析，為相關疾病診斷提供依據。
最后，超聲激勵方式被證明對神經元等組織存在調節作用[30]，實際成像過程中，若激勵幅度超過神經的興奮閾值，是否會伴隨產生神經刺激或磁熱等其他效應，仍需進一步研究。
總之，本研究提出了M序列編碼，并結合使用具有優良導電性和流動性的液態金屬作為磁聲成像的造影劑，用于MAET成像。相比于目前文獻MAET成像的報道，信噪比獲得進一步提升，同時相比于單脈沖激勵波形平均方法，在同等信噪比提升的標準下，處理時間顯著縮短。本文提出使用液態金屬，實現了管腔間隙組織基于磁聲電特性成像方法的影像增強，與編碼激勵方法的有機結合，對于提高磁聲成像的圖像質量、實現高精度電特性成像，以及推動磁聲成像進一步實現臨床應用具有重要意義。
重要聲明
利益沖突聲明：本文全體作者均聲明不存在利益沖突。
作者貢獻聲明：王玉恒負責仿真算法研究、實驗數據采集、撰寫和修改論文，林俊杰、買文姝負責實驗數據采集，劉志朋、殷濤、張順起負責實驗總體設計、指導和審校論文。
倫理聲明：本研究通過了中國醫學科學院放射醫學研究所倫理委員會的審批（批文編號：IRM-DWLL-2022115）。
0 引言
生物組織的電導率和介電常數是區別組織的生理和病理狀態的重要依據[1]，不同組織或癌變細胞與正常細胞存在較大差異[2-3]，檢測組織電特性有望推動疾病早期診斷的發展。磁聲電層析成像（magneto-acoustic-electric tomography，MAET）利用電流和磁場之間相互作用產生洛倫茲力進行成像，可以反映組織電阻抗差異，具有電阻抗成像[4]的高對比度和超聲成像的高空間分辨率[5]。Towe等[6]在1988年提出無創的磁聲成像方法。He Bin團隊[7-8]提出了磁感應磁聲層析成像（magnetoacoustic tomography with magnetic induction，MAT-MI）方法，使用脈沖磁場激勵，檢測聲信號，實現了測量對象電導率重建。Li等[9]使用平面超聲換能器作為超聲波激發源，基于互易定理，設計了用于檢測電導率變化界面的MAET檢測裝置。但磁聲信號信噪比（signal-to-noise ratio, SNR）低和成像時間長制約了它的應用。一方面是由于激勵或采集信號時的磁聲效應轉換會損失一部分能量，超聲傳播經過介質界面時有一定折反射損耗；另一方面由于系統噪聲以及使用的大功率激勵儀器產生的電磁波耦合到采集器或信號線，造成噪聲干擾，通過多次平均數據的傳統方法可以減少噪聲提高信噪比，但會大大增加采集時間。
為了提升磁聲信號的信噪比，減少成像時間，相關研究提出了多種方法。例如Yu等[10]提出直接增加激勵強度，使用24 kV激勵線圈磁場，增強了信號強度，但使用高功率激勵源也帶來了制造困難和安全性等問題，且重復采集平均波形的方式成像速度較低，制約了臨床應用。部分研究提出了改進激勵波形的方法。Aliroteh等[11]基于射頻激勵和洛倫茲力超聲波之間的相干性提出連續波磁聲成像技術，與傳統方法相比峰值激發功率降低了36 dB，但受限于超聲換能器的中心頻率和帶寬，分辨率較低。目前磁聲電成像使用電磁場或超聲波作為激勵，利用雷達和超聲中的編碼技術[12-13]提升磁聲信號質量的方法逐漸受到關注。
Dai等[14]使用高功率聚焦換能器和掃描帶寬為1 MHz的Chrip信號，降低了峰值刺激功率，獲得的二維電導率分布與用洛倫茲力電阻抗斷層掃描[15]方法得到的電導率分布基本一致。但是該方法受限于發射換能器的頻帶，調頻編碼的激勵和采集信號相比相位編碼的準確度更低。Yu等[16]利用失配濾波器抑制旁瓣波包，使用13位正弦Barker碼可以使MAET信噪比增強10 dB。然而Barker碼目前被證明最大位數為13位，信噪比的提高受到位長的限制。M序列由周期為2n－1的線性反饋移位寄存器（linear feedback shift register，LFSR）生成，是一種偽隨機二進制序列，具有良好的自相關性，并且不受位長限制，被認為是Barker碼的良好替代。
盡管編碼激勵方式可以提升信噪比，但是在對一些電導率差異較小的組織成像或對某些特殊組織成像時仍然難以滿足需求。傳統的基于超順磁性微粒的影像增強劑和標志物已經被證明可以作為造影劑針對某些腫瘤進行靶向成像[17-18]，但是由于磁性微粒電導率較低，無法進行基于電特性的影像增強，同時它仍存在一定生物毒性[19]，限制了應用。
近年來，高電導率的鎵基液態金屬逐漸被重視。液態金屬具有高電導率、低熔點、高變形能力、生物相容性好等優良特性，在生物醫學領域受到廣泛應用。液態金屬作為造影劑被應用在X線成像中，顯著提升了X線對離體組織血管成像的對比度[20-21]。相比X線，電磁成像沒有有害輻射，Zhao等[22]對液態金屬在MAT-MI中作為間質結構通道標記物做了相關研究，分析了在脈沖磁場刺激下的電流分布特性以及在聲學不均勻材料中傳感器的聲場傳播特性和所接收到的信號，顯示出磁聲成像結合液態金屬在間質等微細結構成像中的優勢。
為此，本文提出采用編碼激勵結合液態金屬作為影像增強劑的新方法，利用M序列編碼激勵注入液態金屬的實驗樣本，提高MAET信號的幅度。這種編碼方法相比于已報道的Barker編碼方法具有更長的編碼位長，可獲得更高的信噪比提升，縮短處理時間。本研究通過仿真和實驗，獲得了液態金屬在間隙或管腔內部的編碼MAET信號，并評估了信噪比的提升、處理時間以及成像效果等特性。
1 原理
1.1 編碼激勵聚焦MAET原理
M序列編碼激勵的MAET測量系統的示意圖如圖1所示。樣本和聚焦超聲換能器浸沒在純水中，靜磁場強度為B0，在小于超聲換能器波束角的范圍內，輻射側葉的聲壓可以被忽略，因此，聲學傳播可以近似為一條直線沿方向的聲壓。
圖1
M sequence編碼激勵MAET成像系統示意圖
Figure1.
The flow diagrams of the principle and the program of MAET
設超聲換能器的脈沖響應為 ，向量 代表激勵點相對換能器中心點位置，M序列編碼的激勵 ，則激勵聲壓 為[23]：
|
假設靜磁場為穩恒磁場并始終與超聲波嚴格垂直，如果電導率 的組織在速度為 的三維空間中移動，在恒定磁場 內產生的洛倫茲力將產生洛倫茲電流 ，在粘性均勻介質中，粒子速度v滿足運動方程 /，p 為聲壓，是速度勢 的時間導數，通過聲壓p可以計算出帶電粒子的粒子速度。由于靜磁場在z方向，只有速度 的 分量對電場有貢獻。電流密度可以近似為[16-24]：
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收集到的MAET信號可以表示為[25]：
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其中，W為聲束在傳輸距離x處的有效截面積， 為模型的等效電阻。
1.2 編碼信號壓縮和旋轉掃描圖像重建原理
假設 是壓縮機的脈沖響應，編碼勵磁和壓縮機設計滿足理想條件，即激勵序列擁有理想自相關特性，使得 ，其中A為理想自相關系數，即為壓縮后的信號放大倍數，則：
|
通過旋轉轉臺，獲得特定角度間隔的掃描矩陣，將對多方向的檢測結果進行傅立葉變換得到的數據濾波后填充到對應的重建矩陣中，再利用傅里葉反變換可以得到濾波后的投影，最后利用反投影重建方法獲得MAET圖像。
1.3 液態金屬的物理特性
本實驗中使用Ga67In20.5Sn12.5液態金屬，相關物理性質為[26]：熔點10.5 ℃，粘度2.98 mPa·s，表面張力0.533 mN/m，電導率3.1 × 106 S/m。液態金屬和生物組織之間的聲學特性有很大的差異，因此超聲波經生物組織通過液態金屬時會發生透射和折射現象，形成簡諧運動，這將對MAET信號形成一定影響。經實際測量，厚度2 mm以下的液態金屬回波基本不影響成像質量，因此本文使用的所有液態金屬模型厚度均小于2 mm。
2 方法
2.1 仿真方法
為了研究M序列編碼激發方法在磁聲電成像激勵液態金屬中的可行性，本研究采用基于有限元方法的電磁仿真軟件COMSOL Multiphysics 6.0進行仿真，建立了一個雙環狀液態金屬模型，仿真中使用的液態金屬厚度設置為0.3 mm，使用的1 MHz超聲波在人體軟組織中波長約為1.5 mm，液態金屬寬度小于1/2波長，因此介質內反射震蕩可近似忽略。
根據公式(1)，代入聲源的傳播方程和方向計算洛倫茲力密度；根據公式(2)、(3)，計算電流密度的模擬分布并獲得MAET信號。仿真中設定仿真信號幅值為1 V，并使用真實超聲換能器的系統函數和衰減。模擬M序列編碼激勵，將MAET信號通過一個自適應濾波器[27]，對比不同噪聲下的信噪比改善程度。
2.2 實驗方法
2.2.1 實驗裝置
本研究設計實驗對M序列編碼激勵的磁聲電成像方法進行驗證。樣本放置在0.3 T的靜磁場中。使用函數發生器（AFG3252，Tek，美國）產生編碼信號，由射頻脈沖放大器（GA2500A，Ritek，美國）放大后施加到定制的聚焦超聲換能器，產生超聲激勵信號。激勵產生的超聲波經過磁聲效應轉化為電流，并由電極采集，經過增益40 dB的前置放大器（5660C，Olympus，日本）和增益39 dB的高頻脈沖接收器（5072PR，Olympus，日本），然后用采樣頻率10 MHz的數字轉換器（PXI5922，NI，美國）對信號進行數字化，并在計算機中通過自適應濾波器進行壓縮。通過轉動承載仿體的平臺完成多角度掃描，重建得到斷層圖像。
2.2.2 實驗樣本
本研究制作了三層組織模型，直徑4 cm，高1 cm，從內到外分別為瘦豬肉、豬肉脂肪、凝膠仿體，每層組織之間灌注了液態金屬。此外還制作了小鼠腸道仿體模型，將液態金屬灌注進鼠腸，放置在直徑4 cm、高2 cm的凝膠仿體中。制備凝膠仿體成分為100 mL水、16 g明膠、6 g瓊脂和5.85 g氯化鈉，經阻抗分析儀（E4990A，Keysight，美國）測量，凝膠仿體在1 MHz頻率下電導率約為1 S/m。
3 結果
3.1 雙環模型MAET仿真結果
仿真雙環液態金屬模型如圖2所示。分別對MAET信號加入20%、50%、150%、300%的白噪聲，不使用其他濾波方式。經過radon逆變換重建后得到的圖像如圖3所示，分別為單脈沖、7位、31位編碼激勵在不同噪聲下的重建結果。重建結果顯示，單脈沖激勵在加入50%噪聲時已經基本被噪聲淹沒，31位M編碼激勵在噪聲幅值為信號300%時仍能顯示基本輪廓。實驗結果顯示了編碼激勵應用于液態金屬MAET成像中良好的抗噪聲性能。
圖2
仿真模型
Figure2.
Simulation model
圖3
M序列編碼激勵在不同噪聲下的重建圖像結果
Figure3.
Reconstructed images by M sequence coded excitation under different noises
3.2 M序列編碼信噪比提升研究
實驗中使用編碼激勵液態金屬，實驗結果如圖4所示，分別為原始信號、壓縮信號和頻譜分析。實驗結果與仿真結果一致，不同位數M序列編碼激勵結果證明了編碼激勵應用于液態金屬MAET信噪比改善的可行性。根據實驗測量的信號，我們計算了信號能量，并進行了直線擬合，如圖5所示，直線擬合判定系數 = 0.994（其中，SSR為回歸平方和；SST為總平方和）。由擬合結果可見，信號能量隨著編碼激勵脈沖長度線性增加，為了評估編碼激勵帶來的改善，本文直接使用壓縮信號峰值比平均噪聲幅值作為信噪比值，由擬合線斜率可見，信噪比提高倍數與脈沖寬度成正比。對比單脈沖激勵，7、15、31、63位M序列編碼激勵的信噪比分別提升了5.6、11.1、21.7、45.7倍。
圖4
M序列編碼激勵測量結果、壓縮結果和頻譜分析
Figure4.
M sequence coded excitation measurement results, compression results and spectrum analysis
圖5
M序列編碼激勵信噪比提升對比
Figure5.
Comparison of M sequence coded excitation SNR enhancement
3.3 離體生物組織模型成像實驗
本研究使用豬瘦肉、豬肉脂肪和凝膠制備了實驗仿體，并將液態金屬灌注在材料間隙，以實現介質邊界電導率圖像的影像增強。對該樣本進行單脈沖激勵500次平均，重建結果如圖6所示。對比編碼激勵50次平均重建結果如圖7所示，單脈沖平均50次時，重建圖像難以分辨，且31位M序列編碼激勵重建圖像質量明顯優于7位M序列編碼激勵重建圖像，實驗結果與仿真結果基本一致。
圖6
單脈沖重建結果圖像
Figure6.
Results of single pulse excitation reconstruction image
圖7
M序列編碼激勵重建結果圖像對比
Figure7.
Image comparison of M sequence coded excitation reconstruction results
信號信噪比取決于信號強度和噪聲功率，實驗中信號強度取決于激勵功率和成像物體的物理特性，而噪聲功率大部分取決于采集信號的平均次數和干擾電磁波的空間耦合。受限于放大器功率，單脈沖和編碼激勵方式的掃描時間不同。為此本研究評估了相同信噪比下的整體掃描時間，綜合考慮旋轉掃描和壓縮重建，單脈沖用時4 590 s，31位M序列編碼用時1 120 s，成像時間減少75.6%。結果表明編碼激勵方式可在提高信噪比的同時顯著縮短掃描時間，提升成像速度。
3.4 離體鼠腸組織磁聲電信號分析
為了進一步研究液態金屬在管腔內部的MAET成像的影像增強作用，我們使用了直經約為2 mm的小鼠腸道，將液態金屬灌注到鼠腸中。為了更好地保持模型形態和模擬真實環境，外部包裹了一層凝膠，制備成仿體。
分別使用單脈沖、7位和31位M序列編碼超聲激勵，采集信號平均50次，重建圖像如圖8所示。結果顯示了重建圖像中液態金屬的形態，根據重建圖像感興趣區域（圖中黑色矩形框）內均值與背景部分噪聲均值比值，單脈沖激勵為0.284，7位M序列編碼激勵為1.423，31位M序列編碼激勵為2.771，信號信噪比提升明顯，重建圖像顯示了更多細節。結果證明了液態金屬結合編碼激勵方法可實現生物管腔組織的MAET成像，圖像的信噪比獲得明顯提升。
圖8
鼠腸內液態金屬MAET重建圖像結果對比
Figure8.
Comparison of MAET reconstruction results of liquid metal in rat intestine
4 討論與結論
本研究提出了結合M序列編碼激勵和液態金屬的提高MAET成像圖像信噪比的方法，進行了仿真和實驗驗證，結果表明該方法可顯著提升電特性成像的信噪比，并將有助于實現組織間隙、管腔的電特性成像。本研究對編碼激勵壓縮處理和液態金屬造影劑的應用進行了初步研究，進一步的深入研究和分析仍有待開展。
首先，磁聲信號的脈沖零點位置存在一個大功率干擾，原因是激勵功率放大器產生的大功率電磁脈沖通過空間耦合施加到采集電極和其他信號線，且零點干擾與激勵信號的編碼具有相同頻率特性，難以通過濾波器濾除。目前我們采取了在壓縮前去除零點干擾的方法，同時使用長焦距的聚焦換能器。如需進一步提高信噪比，使用更長M序列編碼激勵，則需考慮設計旁瓣處理算法并結合電磁屏蔽方法抑制零點干擾問題。
其次，本研究中使用液態金屬作為MAET的造影劑，這種方法的臨床應用可行性是重要問題。相關研究表明液態金屬無論在體內和體外都具有良好的生物相容性，這使得液態金屬已經有望應用于注射醫學。尤其是作為影像增強劑，液態金屬已經被報道經過食管和動脈注射可以用作小鼠消化道[28]和兔肝動脈[29]的成像對比劑。這表明液態金屬應用于MAET成像是可行的，但是實際應用中的用量和方式仍需要進一步研究。
此外，由于液態金屬與生物組織聲阻抗的差異，在液態金屬與組織界面超聲會發生反射形成振蕩信號，這對于提高分辨率是不利的。如何識別并消除回波是下一步需要解決的問題，可以借助反卷積或神經網絡算法識別回波信號。同時，該反射振蕩包含了組織的聲阻抗信息，可對反射信號特性進行分析，為相關疾病診斷提供依據。
最后，超聲激勵方式被證明對神經元等組織存在調節作用[30]，實際成像過程中，若激勵幅度超過神經的興奮閾值，是否會伴隨產生神經刺激或磁熱等其他效應，仍需進一步研究。
總之，本研究提出了M序列編碼，并結合使用具有優良導電性和流動性的液態金屬作為磁聲成像的造影劑，用于MAET成像。相比于目前文獻MAET成像的報道，信噪比獲得進一步提升，同時相比于單脈沖激勵波形平均方法，在同等信噪比提升的標準下，處理時間顯著縮短。本文提出使用液態金屬，實現了管腔間隙組織基于磁聲電特性成像方法的影像增強，與編碼激勵方法的有機結合，對于提高磁聲成像的圖像質量、實現高精度電特性成像，以及推動磁聲成像進一步實現臨床應用具有重要意義。
重要聲明
利益沖突聲明：本文全體作者均聲明不存在利益沖突。
作者貢獻聲明：王玉恒負責仿真算法研究、實驗數據采集、撰寫和修改論文，林俊杰、買文姝負責實驗數據采集，劉志朋、殷濤、張順起負責實驗總體設計、指導和審校論文。
倫理聲明：本研究通過了中國醫學科學院放射醫學研究所倫理委員會的審批（批文編號：IRM-DWLL-2022115）。
