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    低頻振動的超聲-磁電成像方法研究*

    2017-10-29 09:03:00李芳芳張旭東陳思平陳昕
    生物醫(yī)學(xué)工程研究 2017年4期
    關(guān)鍵詞:磁電體模銅絲

    李芳芳,張旭東,陳思平,2,3,陳昕,2,3△

    (1.深圳大學(xué)醫(yī)學(xué)部生物醫(yī)學(xué)工程學(xué)院,深圳518060;2.醫(yī)學(xué)超聲關(guān)鍵技術(shù)國家地方聯(lián)合工程實驗室,深圳518060;3.廣東省生物醫(yī)學(xué)信息檢測與超聲成像重點實驗室,深圳518060)

    1 引 言

    腫瘤發(fā)展過程中,細(xì)胞外基質(zhì)發(fā)生變化,導(dǎo)致組織變硬(力學(xué)信息)。研究表明,評估生物組織力學(xué)特性的最佳技術(shù)標(biāo)準(zhǔn)為黏彈性[1],1991年,Ophir[2]教授團隊率先提出了彈性成像這一基本概念。通過二十多年的發(fā)展,彈性成像方法已經(jīng)成熟,并且廣泛應(yīng)用,其主要運用方法有:聲輻射力脈沖成像[3-4](acoustic radiation force impulse,ARFI),剪切波彈性成像[5](shear wave elasticity imaging,SWEI),瞬時彈性成像[6-7](transient elastography,TE)。法國公司Echosens公司開發(fā)的一款用于肝纖維化和肝硬化檢測的儀器 Fibroscan?正是基于TE技術(shù)。這些技術(shù)在肝纖維化[8-9]、乳腺腫瘤[10]等臨床診斷中被廣泛應(yīng)用。

    在腫瘤發(fā)展過程中,因細(xì)胞膜的通透性發(fā)生改變,導(dǎo)致電阻率和介電常數(shù)(電學(xué)信息)發(fā)生變化。生物組織中的電特性檢測能夠為臨床醫(yī)學(xué)檢測提供有價值的信息。1998年,Han的團隊率先提出了霍爾效應(yīng)成像[11](hall effect imaging,HEI)這一概念,在此之后以Xu教授為主的團隊將電信號檢測式的霍爾效應(yīng)稱為磁聲電成像[12]。電信號檢測式霍爾效應(yīng)成像有多種具體命名,但其本質(zhì)相同,本研究稱為磁電成像。

    目前,彈性成像與磁電成像都是單一的醫(yī)學(xué)影像,難以滿足日益復(fù)雜的臨床病癥,因此,本研究提出了低頻振動的超聲-磁電成像方法,此新方法可以同步獲取生物組織的力學(xué)特性參數(shù)(彈性模量)和電學(xué)特性參數(shù)(電導(dǎo)率)。

    2 理論研究與方法

    2.1 低頻振動的彈性成像基本原理

    組織彈性系數(shù)計算[13]:

    低頻振動裝置驅(qū)動生物組織內(nèi)部振動,振動位移可以表示為:

    其中,d(t)表示為隨著時間變化的位移,ωS為外部振動頻率,D為振動幅值,φS為初始相位。

    利用頻率為ω0的超聲脈沖每次隔T秒對組織內(nèi)部振動信息進行檢測,超聲探頭檢測到第k個回波信號為:

    c為超聲波速度,θ為超聲脈沖檢測方向與振動方向形成的夾角,φ0為初始相位,|g(t,k)|表示為r(t,k)復(fù)包絡(luò)幅值,對 r(t,k)進行正交解調(diào)能夠獲得超聲脈沖回波信號包含的振動位移信息,因此復(fù)包絡(luò)g(t,k)的正交分量可以表示為:

    經(jīng)過正交解調(diào)后,組織內(nèi)部的振動位移信息為:

    為了獲得剪切波的傳播速度,通過最小二乘法的方法求出該斜率即為剪切波速度。最后剪切彈性模量可以表示為:

    μ,ρ,Cs分別表示為剪切彈性模量,組織密度,剪切波傳播速度。

    2.2 低頻振動的磁電成像基本原理

    導(dǎo)體受到外部激勵,在磁場中發(fā)生運動,切割磁感線,產(chǎn)生電流密度為:

    其中σ表示為電導(dǎo)率,ν為激勵后導(dǎo)體振動速度,B為靜磁場強度。

    根據(jù)歐姆定律可以計算電導(dǎo)率:

    其中U表示為電壓信號,R表示為導(dǎo)體的電阻,A表示導(dǎo)體的橫截面積。

    通過電極在組織表面采集到的電壓信號可以表示為[14]:

    Vh(t)表示為電極檢測到的電壓,α為儀器系數(shù),W為超聲波縱波的寬度,Rd為信號采集系統(tǒng)的阻抗,B0為靜磁場的場強,σ為生物組織的電導(dǎo)率,ρ為組織的密度,P為聲壓。

    通過上式可知,當(dāng)振動在均勻介質(zhì)中傳播時,由于沒有直流分量,所以檢測到電壓為零,當(dāng)傳播路徑中發(fā)生了電導(dǎo)率或者密度的變化,便可以檢測到電壓信號,該信號也說明了組織內(nèi)部存在分界面,但公式(9)中不包含界面的位置信息。

    因此,在本研究中,使用線性掃頻信號驅(qū)動組織使其產(chǎn)生振動,以便確定分界面。發(fā)射信號可以表示為:

    f1,f2分別表示線性掃頻的下頻率,上頻率,T表示為線性掃頻所用的時間,φ1表示為發(fā)射信號的初始相位。

    接收信號可以表示為:

    R表示為探頭到分界面之間的距離,c為超聲波速度,φ2表示為接收信號的初始相位。

    將發(fā)射信號與接收信號進行解調(diào),低通濾波后,表示為:

    因為發(fā)射信號與接收信號存在一個時間延遲,所以Δf表示為發(fā)射信號與接收信號之間的中頻信號,能夠通過將中頻信息轉(zhuǎn)換為深度信息,可得出電導(dǎo)率發(fā)生顯著變化的位置。

    3 實驗

    3.1 平臺設(shè)計

    本實驗系統(tǒng)主要由硬件部分和軟件部分組成,硬件部分包括外部激勵,超聲脈沖回波檢測,表面電壓檢測,軟件部分包括對超聲回波RF信號,電壓信號的處理。外部激勵系統(tǒng)由任意波形信號發(fā)生器(Tektronix AFG3102,Tektronix Inc.,USA),功率放大器(Power Amplifier Type 2718,B&K,Denmark),微型激勵器(Mini-shaker Type 4810,B&K,Denmark)和振動連桿(自制)組成。超聲脈沖回波檢測由SonixTOUCH(Ultrasonix Medical Corporation,Canada)彩色超聲診斷系統(tǒng)完成。表面電信號的檢測由生物記錄儀 MP150(MP150,BIOPAC Inc.,USA)和示波器Tektronix DPO5054進行采集,顯示和保存。主要運用到的處理軟件為MATLAB。圖1為整個系統(tǒng)的實驗裝置示意圖。

    圖1 實驗裝置示意圖Fig1 Experimental device diagram

    3.2 體模制備

    明膠樣本和人體的軟組織有相似的聲波速度、衰減、散射特性等,本實驗中選取明膠粉來制備體模,具體制備為,首先將燒杯置于磁力攪拌器中,向燒杯中加水并且加熱到90℃左右;向燒杯中加10%(Gelatin from porcine skin,Sigma-Aldrich,USA)明膠粉,待攪拌均勻后加入2%纖維素(Sigmacell cellulose,Sigma-Aldrich,USA)和 8%洗潔精,最后加入1%的Nacl將其具有電特性,最終將制備好的乳液導(dǎo)入一個尺寸為8 cm×5.5 cm×2.5 cm的硅膠體模中,并置于冰箱中將其凝結(jié)。

    3.3 信號采集

    3.3.1 彈性成像驗證性實驗 使用美國CIRS公司的標(biāo)準(zhǔn)體模(Elasticity QAMODEL049),通過任意信號發(fā)生器產(chǎn)生頻率為100 Hz,幅值為1 Vpp持續(xù)一個周期的低頻振動信號,經(jīng)過功率放大器驅(qū)動標(biāo)準(zhǔn)體模,通過脈沖重復(fù)頻率為7.9 KHz的 Sonix-TOUCH系統(tǒng)檢測超聲回波RF信號。

    3.3.2 磁電成像驗證性實驗 將銅絲樣品用支架置于空氣中并放置在磁場強度為B的靜磁場中,方向垂直于磁場方向,信號發(fā)生器產(chǎn)生幅值為1 Vpp,頻率為100 Hz,持續(xù)一個周期的正弦信號,該信號經(jīng)過功率放大器激勵微型激勵器,以達到驅(qū)動銅絲的目的。微型激勵器的驅(qū)動方向在銅絲和磁場方向的正交方向上,通過連接在銅絲兩端的電極檢測電壓信號。

    3.3.3 自制體模實驗 首先將體模在常溫下靜止2 h,保證在進行檢測時體模為常溫狀態(tài),然后將體模置于尺寸為4 cm×10 cm×10 cm,場強為0.4 T靜磁場中,信號發(fā)生器產(chǎn)生幅值為1 Vpp,頻率為100 Hz,持續(xù)一個周期的正弦信號作為彈性部分的激勵信號;信號發(fā)生器產(chǎn)生一個幅值1 Vpp,頻率為500~1 500 Hz線性掃頻信號作為磁電成像的激勵信號。激勵信號經(jīng)過功率放大器放大后激勵微型激勵器和振動連桿,驅(qū)動組織內(nèi)部,用SonixTOUCH的探頭發(fā)射頻率為6 MHz,采樣頻率為40 MHz,接收其脈沖回波射頻信號RF。利用Ag-Agcl電極,對電信號進行采集,MP150中的EMG100C對電極采到的信號進行5 000倍放大,1~5 000 Hz的帶通濾波,最后通過采樣率為50 KS/s示波器進行顯示和保存。

    3.4 信號處理

    對體模均測量5次以上,然后對其多次取平均,最后對其結(jié)果進行處理。對脈沖回波RF信號的處理為,首先利用式(2)、式(4)對 RF信號進行正交解調(diào),然后使用FIR帶通濾波器對解調(diào)后的信號進行濾波,提取有用信號和信號的相位,再通過式(5)得到組織內(nèi)部振動的位移信息,最后通過最小二乘法求出剪切波速度,再根據(jù)式(6)把已知的剪切波速度帶入,求出彈性系數(shù)。對磁電表面電壓信號的處理為,將接收到的電壓信號進行帶通濾波,提取有用信號,根據(jù)式(13)與同步發(fā)射的線性掃頻信號進行點乘解調(diào),解調(diào)后對其進行低通濾波,然后對有用的信號通過FFT傅里葉變換,獲取中頻信號,由式(14)可知深度信息是頻率的函數(shù),從而獲得電導(dǎo)率邊界分布信息。

    4 實驗結(jié)果與數(shù)據(jù)分析

    4.1 驗證性實驗結(jié)果

    表1為標(biāo)準(zhǔn)體模在深度為1.5~3 cm處剪切波傳播速度,通過與標(biāo)準(zhǔn)值對比,可知本實驗系統(tǒng)測量剪切波速度準(zhǔn)確性較好。

    表1 標(biāo)準(zhǔn)體模R內(nèi)部剪切波速度Table 1 Internal shear wave velocity in QA phantom

    表2為把銅絲放入靜磁場中,根據(jù)式(8),計算出銅絲的電導(dǎo)率,在計算銅絲的電導(dǎo)率時,因為橫截面積,長度及相關(guān)因素的影響,所以存在一定的誤差,但同時也說明了此磁電成像實驗平臺的可行性。

    表2 銅絲電導(dǎo)率結(jié)果Table2 Conductivity of copper wire

    4.2 自制體模實驗結(jié)果

    圖2中擬合得到自制體模剪切波速度為3.12 m/s。

    圖2 組織內(nèi)部不同深度振動位移達峰時間擬合Fig 2 Peak time fitting of vibration displacement at different depths in an organization

    圖3 最小二乘法對振動位移達峰值進行線性擬合二維圖Fig 3 The least square method is used to fit the peak value of vibration displacement

    圖4中,在自制體模的基礎(chǔ)上插入一塊薄銅片,圖中的高峰是因為插入的銅片與周圍Nacl離子的電導(dǎo)率存在很大的差異性,因此在此差異的界面會產(chǎn)生一個突變的信號。該信號反映出相應(yīng)深度的信息。在體模中加入銅片,以達到更好的分層的效果,能夠提高整體的信噪比,得到的電信號幅值更明顯,更易于檢測。

    圖4 插入銅片的位置信息Fig 4 Displacement information inserted into copper sheet

    表3可知改變體模中銅片的位置,分界面的頻率也發(fā)生變化,與理論結(jié)果相吻合,由于實驗中存在一些未考慮的因素,測量值與理論值存在一定的誤差。

    表3 不同銅片位置與對應(yīng)頻率之間關(guān)系Table 3 Relationship between location of copper sheet and corresponding frequency

    5 結(jié)論

    本研究提出了低頻振動的超聲-磁電成像方法,是一種將超聲彈性成像與磁電成像相結(jié)合的雙模成像方法。目前國際上對此方法的研究尚處于初步探索階段,本研究依據(jù)現(xiàn)有的理論機制和物理模型,自主設(shè)計并搭建了一套低頻振動的超聲-磁電成像實驗平臺,并且在該實驗平臺上進行了一系列的實驗探索。在驗證性實驗中,使用標(biāo)準(zhǔn)體模對實驗彈性測量部分的穩(wěn)定性與準(zhǔn)確性進行檢測,實驗結(jié)果表明測量到的剪切波速度在標(biāo)準(zhǔn)值范圍內(nèi),證明了彈性成像這部分系統(tǒng)的可行性;利用銅絲對實驗的電信號檢測部分進行了有效的驗證,證實本實驗磁電系統(tǒng)能檢測到分界面的信號。驗證性實驗為接下來的實驗探索提供了有利的依據(jù),在使用自制體模實驗中,能夠根據(jù)采集到的超聲回波RF信號分析組織內(nèi)部的彈性信息,通過分析電極對采集到的電信號,經(jīng)過一定的算法處理,可以得出電導(dǎo)率邊界信息。

    由于本實驗平臺尚處于初步搭建中,理論機制和物理模型還需要不斷的完善,因此,下一步的研究內(nèi)容包括:(1)在彈性成像部分使用超聲線陣探頭,采集到一個平面的超聲數(shù)據(jù),更加形象的反映組織的彈性分布。(2)在磁電部分,求出邊界電導(dǎo)率,進一步重建出電導(dǎo)率的分布圖。(3)實驗體模利用離體組織樣本,比如:鼠肝、豬肝等,這樣更加貼近人體組織。

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