本發(fā)明屬于生物成像
技術(shù)領(lǐng)域：
，涉及一種多頻電磁層析成像方法。技術(shù)背景目前臨床用于檢測(cè)腦出血的醫(yī)學(xué)成像方法有CT，MRI等。但是，這些成像方法價(jià)格較高，并且含有放射源，不利于長時(shí)間連續(xù)監(jiān)護(hù)。電磁層析成像是一種基于電磁感應(yīng)原理的電學(xué)層析成像技術(shù)，由于電磁場(chǎng)可以穿透電導(dǎo)率較低的顱骨，以及其非接觸、無輻射、價(jià)格低廉等特點(diǎn)，可實(shí)現(xiàn)腦出血等病灶的長期連續(xù)監(jiān)測(cè)，具有很大的發(fā)展前景。電磁層析成像技術(shù)用于腦出血檢測(cè)時(shí)，在圖像重建求邊界測(cè)量值時(shí)有時(shí)間差和頻率差兩種方法：時(shí)間差方法是在同一頻率下，將敏感場(chǎng)中含有腦出血的腦部所得的檢測(cè)信號(hào)與敏感場(chǎng)中不含腦出血的腦部所得的檢測(cè)信號(hào)做差之后作為圖像重建時(shí)的邊界測(cè)量值，該方法可用于腦出血的連續(xù)監(jiān)護(hù)，但是不利于腦出血的初始檢測(cè)，因?yàn)榛颊咴谀X出血發(fā)生之前的腦部掃描信息很難得到；頻率差方法基于生物組織的介電特性參數(shù)隨頻率變化的特點(diǎn)，是在敏感場(chǎng)中含有腦出血的腦部時(shí)，將不同頻率下的腦組織電導(dǎo)率得到的檢測(cè)信號(hào)做差，作為邊界測(cè)量值進(jìn)行圖像重建，該方法不需要腦出血發(fā)生之前的物場(chǎng)信息，所以克服了時(shí)間差方法無法獲取腦出血發(fā)生之前物場(chǎng)信息的缺點(diǎn)。技術(shù)實(shí)現(xiàn)要素：本發(fā)明的目的是克服現(xiàn)有頻率差方法在腦出血成像結(jié)果中存在的偽影問題，使用多頻率依次激勵(lì)的方法從所有組織的測(cè)試信息中分離出腦出血信息，進(jìn)而針對(duì)腦出血的位置和尺寸進(jìn)行單獨(dú)的圖像重建，提高腦出血成像的分辨率。本發(fā)明的技術(shù)方案如下：一種用于腦出血檢測(cè)的多頻電磁層析成像方法，將多個(gè)線圈分布在被測(cè)區(qū)域的外周，給激勵(lì)線圈依次通入不同頻率的交變激勵(lì)電流，位于被測(cè)區(qū)域周圍的檢測(cè)線圈在不同頻率下依次產(chǎn)生感應(yīng)電壓，實(shí)現(xiàn)腦出血目標(biāo)圖像重建的具體計(jì)算方法如下：(1)利用式計(jì)算出含有腦出血的腦部在檢測(cè)線圈上引起的檢測(cè)電壓差，其中，1≤i≤n，n取包含腦出血組織在內(nèi)的所有腦組織個(gè)數(shù)；是在激勵(lì)電流頻率為fi時(shí)敏感場(chǎng)中存在含有腦出血的腦部時(shí)檢測(cè)線圈上的檢測(cè)電壓；是在激勵(lì)電流頻率為fi時(shí)敏感場(chǎng)中只有空氣分布時(shí)檢測(cè)線圈上的檢測(cè)電壓。(2)利用式計(jì)算出在激勵(lì)電流頻率為fi時(shí)，含有腦出血的腦部引起的檢測(cè)線圈上檢測(cè)電壓的相移(3)設(shè)定f1為激勵(lì)電流參考頻率，利用式使用Tikhonov正則化方法求解該式，得出在激勵(lì)電流參考頻率f1時(shí)，單個(gè)組織j引起的檢測(cè)線圈上檢測(cè)電壓的相移j是被測(cè)腦組織的標(biāo)號(hào)；Kσ是與不同激勵(lì)電流頻率下各組織電導(dǎo)率相關(guān)的方陣，即是激勵(lì)電流頻率為fi時(shí)組織j的電導(dǎo)率。設(shè)定j＝1為腦出血組織，就是腦出血組織在激勵(lì)電流參考頻率f1時(shí)檢測(cè)線圈上檢測(cè)電壓的相移；通過仿真可獲得腦出血組織在激勵(lì)電流參考頻率時(shí)檢測(cè)線圈上檢測(cè)電壓的相移，根據(jù)其與之間的最小誤差來選擇Tikhonov正則化方法的正則化參數(shù)。(4)根據(jù)式計(jì)算出腦出血組織在激勵(lì)電流頻率fn和f1之間在檢測(cè)線圈得到的相位差其中是腦出血組織在激勵(lì)電流參考頻率f1時(shí)的電導(dǎo)率；是腦出血組織在激勵(lì)電流測(cè)試頻率fn時(shí)的電導(dǎo)率。(5)利用式使用Tikhonov正則化方法求解該式，求出腦出血組織的電導(dǎo)率分布Δσ，其中S是在激勵(lì)電流參考頻率f1下求得的靈敏度矩陣，使用擾動(dòng)法將敏感場(chǎng)分割為大小相同的體素，每個(gè)體素設(shè)置電導(dǎo)率變化為1S/m時(shí)，循環(huán)激勵(lì)循環(huán)檢測(cè)得到的檢測(cè)線圈檢測(cè)電壓的相移；通過求解重建電導(dǎo)率分布和真實(shí)電導(dǎo)率分布之間的最小誤差來選擇Tikhonov正則化方法的正則化參數(shù)。本發(fā)明基于電磁感應(yīng)原理，根據(jù)檢測(cè)線圈得到的檢測(cè)電壓的相移隨頻率和電導(dǎo)率線性變化的特點(diǎn)，通過檢測(cè)多頻激勵(lì)下的所有腦組織的相移，分離出腦出血組織的相移，重建出腦出血的分布圖像，消除其他組織對(duì)腦出血成像產(chǎn)生的偽影。附圖說明以下附圖描述了本發(fā)明所選擇的實(shí)施例，均為示例性附圖而非窮舉或限制性，其中：圖1本發(fā)明的多頻成像方法采用的2維16線圈電磁層析成像線圈傳感器陣列的分布形式示意圖；圖2本發(fā)明的多頻成像方法采用的2維線圈傳感器結(jié)構(gòu)示意圖；圖3本發(fā)明的多頻成像方法采用的用于仿真圖像重建的2維腦模型的組織分布示意圖；圖4本發(fā)明的多頻成像方法得到的腦出血電導(dǎo)率變化的重建結(jié)果。具體實(shí)施方式電磁層析成像多頻成像方法基于生物組織的介電特性參數(shù)隨頻率變化的特點(diǎn)，根據(jù)檢測(cè)電壓的相移隨頻率和電導(dǎo)率線性變化的特性，可以重建出腦出血單個(gè)組織的成像結(jié)果，既可以克服時(shí)間差方法無法獲取腦出血發(fā)生之前物場(chǎng)信息的缺點(diǎn)，又可以消除雙頻率頻差法獲得腦出血成像結(jié)果中的偽影。多頻成像方法通過獲取不同頻率下含有腦出血的腦部組織在檢測(cè)線圈上產(chǎn)生的檢測(cè)電壓相移，分離出單個(gè)組織在檢測(cè)線圈上產(chǎn)生的檢測(cè)電壓相移，然后獲得腦出血組織在測(cè)試頻率和參考頻率下的相位差，進(jìn)而重建出腦出血單個(gè)組織的成像結(jié)果。下面結(jié)合說明書附圖詳細(xì)說明本發(fā)明的優(yōu)選實(shí)施例。如圖1所示，一個(gè)電磁層析成像線圈傳感器陣列的分布形式，包含16個(gè)線圈傳感器、敏感場(chǎng)和屏蔽層。16個(gè)線圈傳感器完全相同，既可以作為激勵(lì)線圈通入激勵(lì)電流又可以作為檢測(cè)線圈獲取檢測(cè)電壓，其結(jié)構(gòu)如圖2所示。在不同的激勵(lì)電流激勵(lì)頻率fi下，給一個(gè)線圈通入激勵(lì)電流，其他所有線圈作為檢測(cè)線圈分別獲取空?qǐng)鰰r(shí)的檢測(cè)電壓和腦出血腦部時(shí)的檢測(cè)電壓敏感場(chǎng)中可放置被測(cè)腦模型。屏蔽層用于屏蔽外界磁場(chǎng)干擾。圖3是本發(fā)明的多頻成像方法采用的用于仿真圖像重建的2維真實(shí)腦模型的組織分布示意圖。圖中包含七種組織，分別是脂肪、顱骨、肌肉、腦脊液、腦灰質(zhì)、腦白質(zhì)和腦出血。圖中腦出血的半徑為17mm，腦出血的電導(dǎo)率設(shè)置與血液電導(dǎo)率相同。各腦組織在不同頻率下的電導(dǎo)率如表1所示。圖4是本發(fā)明的多頻成像方法得到的腦出血的重建結(jié)果，圖中黑色實(shí)線表示腦出血的位置和大小。下面以圖3的腦模型為例，對(duì)本發(fā)明的多頻成像方法進(jìn)行說明，該方法可用于其他生物組織的電磁層析成像中。利用上述電磁層析成像線圈傳感器陣列獲得的測(cè)試數(shù)據(jù)，采用的多頻成像方法實(shí)現(xiàn)腦出血目標(biāo)的圖像重建步驟如下：步驟1：在電磁層析成像中，可在檢測(cè)線圈直接獲得檢測(cè)電壓，含有腦出血腦部的物場(chǎng)和空?qǐng)鲋g的電壓差為：式中，fi(1≤i≤n)表示激勵(lì)電流頻率，n取包含腦出血組織在內(nèi)的所有腦組織個(gè)數(shù)；是在頻率為fi時(shí)敏感場(chǎng)中存在含有腦出血的腦部時(shí)檢測(cè)線圈上的檢測(cè)電壓；是在頻率為fi時(shí)敏感場(chǎng)中只有空氣分布時(shí)檢測(cè)線圈上的檢測(cè)電壓。步驟2：在電磁層析成像的電流激勵(lì)-相位檢測(cè)策略下，由于含有腦出血腦部的物場(chǎng)和空?qǐng)鲋g的電壓差的相移為：步驟3：假設(shè)所有組織引起的檢測(cè)電壓的相移是單個(gè)組織引起的檢測(cè)電壓的相移的線性疊加，即：式中，fi是激勵(lì)頻率；j是被測(cè)腦組織的標(biāo)號(hào)；是單個(gè)組織j在頻率fi時(shí)得到的檢測(cè)電壓的相移。步驟4：在電磁層析成像的電流激勵(lì)-相位檢測(cè)策略下，對(duì)于固定的電導(dǎo)率分布，檢測(cè)電壓的相移隨頻率線性變化。在激勵(lì)電流測(cè)試頻率fi下的檢測(cè)電壓的相移可以等效變換為激勵(lì)電流參考頻率f1下的檢測(cè)電壓的相移即：和帶入式(3)，得：步驟5：在電磁層析成像的電流激勵(lì)-相位檢測(cè)策略下，對(duì)于固定的組織分布和激勵(lì)頻率，檢測(cè)電壓的相移隨一種組織的電導(dǎo)率線性變化。對(duì)組織j在激勵(lì)電流參考頻率f1下檢測(cè)電壓的相移和之間進(jìn)行等效變換，即帶入式(4)，得：式中，是頻率為fi時(shí)組織j的電導(dǎo)率。步驟1到3可簡(jiǎn)化為下式：式中，矩陣Kσ的行數(shù)等于頻率個(gè)數(shù)，列數(shù)等于被測(cè)腦組織的種類個(gè)數(shù)。本發(fā)明中的頻率個(gè)數(shù)與被測(cè)腦組織的種類個(gè)數(shù)相等。由于矩陣Kσ的條件數(shù)較大，式(6)為病態(tài)方程。針對(duì)圖3的腦模型，頻率個(gè)數(shù)為7，在1MHz和10MHz之間，以0.5MHz為間隔，以矩陣Kσ的條件數(shù)為依據(jù)，選取頻率組合使得矩陣Kσ的條件數(shù)最小。所選頻率為1MHz、1.5MHz、2.5MHz、4MHz、6.5MHz、7.5MHz和10MHz，矩陣Kσ可由表1中各組織在不同頻率下的電導(dǎo)率得到。用Tikhonov正則化方法求解病態(tài)方程(6)，可以計(jì)算出組織j在參考頻率f1下引起的檢測(cè)電壓的相移設(shè)定j＝1為腦出血組織，是腦出血組織在參考頻率f1＝1MHz時(shí)檢測(cè)電壓的相移?？赏ㄟ^仿真獲得的腦出血組織在參考頻率時(shí)檢測(cè)電壓相移與之間的最小誤差來選擇正則化參數(shù)。是腦出血組織在測(cè)試頻率f7＝10MHz時(shí)檢測(cè)電壓的相移。步驟6：腦出血組織在測(cè)試頻率f7＝10MHz和參考頻率f1＝1MHz檢測(cè)電壓之間的相位差為：求解式使用Tikhonov正則化方法求解該式，來重建出腦出血組織的電導(dǎo)率分布Δσ，其中S是在激勵(lì)電流參考頻率f1＝1MHz下求得的靈敏度矩陣，使用擾動(dòng)法將敏感場(chǎng)分割為大小相同的體素，每個(gè)體素設(shè)置電導(dǎo)率變化為1S/m時(shí)，循環(huán)激勵(lì)循環(huán)檢測(cè)得到的檢測(cè)線圈檢測(cè)電壓的相移；可通過求解重建電導(dǎo)率分布和真實(shí)電導(dǎo)率分布之間的最小誤差來選擇正則化參數(shù)。本發(fā)明使用多頻激勵(lì)的方法，從多個(gè)頻率激勵(lì)下所有組織產(chǎn)生的檢測(cè)電壓的相移中分離出腦出血組織在參考頻率下的檢測(cè)電壓的相移，從而進(jìn)行腦出血分布的圖像重建。從圖4的重建結(jié)果中可以看到多頻成像方法消除了由于其他組織隨頻率變化產(chǎn)生的偽影，只得到腦出血組織的電導(dǎo)率變化分布，提高了腦出血成像的重建精度。表1是部分腦組織在不同頻率下的電導(dǎo)率。頻率(MHz)11.52.546.57.510脂肪(S/m)0.0440.0440.0450.0470.0490.0500.053顱骨(S/m)0.0240.0270.0300.0340.0390.0400.043肌肉(S/m)0.5030.5310.5590.5810.6000.6060.617腦脊液(S/m)2.0002.0002.0002.0002.0012.0012.002腦灰質(zhì)(S/m)0.1630.1720.1890.2120.2480.2620.292腦白質(zhì)(S/m)0.1020.1070.1160.1250.1400.1450.158腦出血(血液)(S/m)0.8220.8220.9581.0171.0641.0751.097當(dāng)前第1頁1 2 3