买文姝，王玉恒，殷 涛，刘志朋，张顺起

（中国医学科学院北京协和医学院生物医学工程研究所，天津 300192）

0 引言

生物组织电特性（electrical properties，EPs）可反映组织的生理、病理状态，在病变早期会发生明显变化，特别是肿瘤等疾病的发生早期其电特性的变化与正常组织存在较大差异[1]。因此，电特性成像可以及时发现组织的功能性病变，实现肿瘤等疾病的预防和早期诊断，弥补传统影像技术对于未发生器质性病变的疾病早期诊断效果不理想的不足。电流激励磁声成像（magneto-acoustic tomography with current excitation，MAT-CE）是将微弱脉冲电流作为激励源注入到被测组织中，检测产生的声信号，这些声信号携带了物体内部的电导率信息。相较于传统电阻抗成像（electrical impedance tomography，EIT），电流激励磁声成像具有EIT 无创、无射线伤害、成本低、实时性好的优点[2-3]，同时以超声为载体接收信息，继承了超声成像高分辨力的优点[4]。因此，电流激励磁声成像具有更高的对比度和分辨力[5-6]。目前电流激励磁声成像中常用的声信号采集方法是通过超声换能器接收声信号，经放大后由采集装置采集[7]。此方法的问题是在微弱信号检测中，由于背景噪声和干扰的存在，信号通常被埋在噪声中，而且外界噪声与磁声信号同时被声换能器采集，磁声信号与噪声难以分离，会导致检测误差，影响磁声信号测量的准确性。针对该问题有文献报道使用锁相放大方法进行基于磁声耦合效应的生物电流检测具有可行性，并可实现较高的检测精度[8]。

锁相放大技术由于其可以在高噪声环境中准确测量微弱信号的特性[8-10]，广泛应用于科学和工程领域的测量中。锁相放大器具有抑制噪声和相敏检测的能力，基本上不受零点漂移、正交性误差和输入谐波的影响[11]，可以在信号检测时提高信噪比和声信号采集的稳定性和灵敏度[12-13]。为实现微弱磁声信号的测量，本文设计一种基于电流激励磁声成像的锁相放大检测系统。

1 理论基础

电流激励磁声成像方法的原理是，对置于静磁场中的样本施加脉冲电流，样本在脉冲电流与静磁场耦合作用下产生洛伦兹力[8]，在洛伦兹力的作用下，带电粒子振动形成声波，在样本外部检测该声信号即可重建高分辨力和高对比度的生物电特性分布，如图1 所示。该方法将生物电导率分布转化为超声信号，超声的直线传播特性避免了电流弥散，同时实现了高空间分辨力的电特性功能成像。

图1 电流激励磁声成像方法原理图

洛伦兹力是电流激励磁声成像技术实现的基础，洛伦兹力计算公式为

式中，F 为洛伦兹力；J 为注入电流密度；B 为磁场强度。

设介质样本声学参数均匀，未施加注入电流时，样本介质密度为ρ0，此时介质的压强为p0，声波引起的密度变化为ρ，介质质点速度为v，声压为p，时间为t，则声场连续性方程为

流体声场的运动方程为

考虑到电刺激过程中介质的声波幅度、声压和密度变化很小，略去方程中的高阶小量，使方程线性化，同时考虑线性化物态方程，联立消去速度变量，则磁声耦合波动方程表示为

对上式进行傅里叶变换，得到耦合波动方程：

利用格林函数求解，可得到频域磁声信号表达式：

式中，ejω|r-r0|/c为延迟项，反映介质中各质点到传声器距离形成的频域内相位的延迟；1/（4π|r-r0|）为声波在距离上的传输系数，可反映在频域的幅值信息中。因此，频域磁声信号即为介质中的声源项·（J×B）与延迟在信号采集点r0处的空间积分。

2 系统设计

锁相放大检测系统示意图如图2（a）所示，包括空间定位模块、信号测量处理模块和电磁声屏蔽装置3 个部分。空间定位模块由定位精度为0.375 mm的步进电动机及控制传声器的夹持装置组成，可以实现三维立体定位，能够完成实验过程中信号接收装置的移动与定位。信号测量处理模块采用双极性激励源（BP4610，NF，日本）产生刺激信号，能够产生幅度相等、极性相反的正负电平，抗干扰能力较强。2个尺寸为100 mm×100 mm×50 mm、距离125 mm 的永磁体提供强度为0.2 T 的稳恒磁场，方向为图2（a）中x 轴负方向。前端采用尖端为圆锥形的声导管作为聚焦装置的低噪声传声器（MPA201，BSWA，中国，灵敏度为45.7 mV/Pa）用于信号采集，如图2（b）所示。传声器后接差分放大器，将放大信号输入锁相放大器（LI5640，NF，日本），锁相放大器根据激励源提供的同步参考信号提取磁声信号，并通过数据采集卡（PXI5922，NI，美国）采集信号幅值数据。其中，锁相放大器电压灵敏度为2 nV，电流灵敏度为50 fA，相位漂移在（±0.1）°以内。电磁声屏蔽装置由外层厚5 mm 的铜壳、内层厚30 mm 的波浪形吸声海绵制成。

图2 基于电流激励磁声成像的锁相放大检测系统示意图

检测过程中，将样本置于电磁声屏蔽装置内的恒稳磁场中，如图2（a）所示。双极性激励源通过对称置于样本两侧的高10 mm、宽5 mm 的铜箔电极加载电流，使用前端带有聚焦装置的传声器拾取磁声信号并转化为电信号，经差分放大后，提取与激励源同频的信号，读取其锁相放大后的幅值并进行数据采集。

3 实验方法

3.1 材料

本研究使用均匀圆柱形仿体和新鲜离体猪肉组织样本作为刺激和检测目标，所有样本的直径均为60 mm，厚均为10 mm。采用明胶、琼脂、NaCl、纯水制成的圆柱形仿体样本如图3（a）所示。新鲜离体猪肉样本圆形截面上下两部分具有清晰分界，由上至下分别为猪脂肪组织、瘦肉组织，如图3（b）所示。其内贯穿宽3 mm 的铜箔的圆柱形仿体样本如图3（c）所示。

图3 实验样本示意图

使用阻抗分析仪（4294A，Agilent，美国）测量20 kHz 频率下样本的电导率和相对阻抗。其中圆柱形仿体样本电导率为0.5 S/m，新鲜离体猪肉样本中瘦肉组织电导率约为（0.38±0.01）S/m，脂肪组织电导率约为（0.019±0.001）S/m。圆柱形仿体样本的相对阻抗为164 Ω，新鲜离体猪肉样本的相对阻抗为700 Ω，含铜箔的圆柱形仿体样本的相对阻抗约为2 Ω。

3.2 方法

3.2.1 系统总体性能测量方法

在不同激励电流下，使用本系统对图3（a）所示的仿体样本上表面圆心处进行检测得到对应测量电压值。实验中匀强磁场强度为0.2 T，激励为连续正弦波，激励频率为20 kHz，激励电压分别为0、5、10、15、20、25、30 V，对应激励电流分别为0、0.030、0.061、0.091、0.122、0.152、0.183 A，信号测量前置增益为10 dB。

3.2.2 一维磁声信号锁相放大测量方法

（1）圆柱形仿体样本测量方法。

将圆柱形仿体样本置于强度为0.2 T 的匀强磁场中，激励电压强度为10 V，频率为20 kHz，经换算激励电流为强度61 mA 的正弦波，磁声信号测量前置增益为10 dB。采用步进电动机控制带有聚焦装置的传声器，以5 mm 为步进长度，测量直径为60 mm的圆形区域内仿体样本表面沿电极连线方向（x 方向）与中垂线方向（y 方向）的磁声信号，其中沿电极连线方向测量范围为-30 mm≤x≤30 mm，沿中垂线方向测量范围为-30 mm≤y≤30 mm，经锁相放大后，记录各位置处的磁声信号锁相放大幅值，测量示意图如图4 所示。

图4 圆柱形仿体样本测量示意图（单位：mm）

此外，为了验证本系统的一维磁声效应的无创分布检测性能，对仿体样本以相同的步进长度和测量范围，采用平行双通道电极测量仿体样本上表面的电场分布，在电场信号采集无增益条件下，与磁声信号锁相放大检测结果进行对比。

平行双通道电极采集电信号时，测量电极丝使用2 根非铁磁性导电针，其表面涂有绝缘漆，在尖端露出导电部分，探针间距为2 mm，如图5 所示。实验时将电极的导电尖端直接插入组织，另一端连接示波器（TPS2024，Tektronix，美国），测量探针电极间的电势差，通过计算得到该处电场分布及电流密度[14-15]。

图5 平行双通道电极

（2）新鲜离体猪肉样本测量方法。

将具有明显脂肪与瘦肉分界的新鲜离体猪肉样本置于强度为0.2 T 的匀强磁场中，激励电压强度为10 V，频率为20 kHz，经换算激励电流为强度14 mA 的正弦波，磁声信号测量前置增益为10 dB。采用步进电动机控制带有聚焦装置的传声器，以5 mm 为步进长度，测量直径为60 mm的圆形区域内新鲜离体猪肉样本表面沿电极连线方向（x 方向）与中垂线方向（y 方向）的磁声信号，其中x 方向测量范围为-30 mm≤x≤30 mm，y 方向测量范围为-30 mm≤y≤30 mm，经锁相放大后，记录各位置处的磁声信号锁相放大幅值，测量示意图如图6 所示。

图6 新鲜离体猪肉样本测量示意图（单位：mm）

3.2.3 二维磁声信号锁相放大测量方法

将含铜箔的圆柱形仿体样本置于强度为0.2 T 的匀强磁场中，激励电压强度为10 V，频率为20 kHz，激励电极与仿体内部贯通的铜箔相连，电路接有99 Ω保护电阻，经换算激励电流为强度99 mA 的正弦波，磁声信号测量前置增益为10 dB。采用步进电动机控制带有聚焦装置的传声器采集声信号，以5 mm 为步进长度进行二维空间平移，对0 mm≤x≤60 mm、0 mm≤y≤60 mm 区域中的含铜箔的圆柱形仿体样本进行扫描测量，经锁相放大后，获得样本表面的二维磁声耦合声场分布，测量示意图如图7 所示。

图7 含铜箔圆柱形仿体样本测量示意图（单位：mm）

此外，为了验证本系统的二维磁声效应的无创分布检测性能，对含铜箔仿体样本以相同的步进长度和测量范围，采用平行双通道电极测量仿体样本上表面的电场分布，在电场信号采集无增益条件下，与二维磁声信号锁相放大检测结果进行对比。

4 结果

4.1 系统总体性能测量结果

根据系统设备精度与总体性能测量方法计算得到本系统的微弱磁声信号测量精度为10-7Pa。

根据圆柱形仿体样本50 次电压测量结果绘制的带误差的折线图如图8 所示。结果表明，测量电压随激励电流增大而近似线性增大，即本系统为线性系统。另外，测量结果显示，本系统可实现0.01 A 量级激励电流下的微弱磁声信号检测，测量零点误差为0.09 V，标准差在0.001 V 量级。

图8 系统测量电压随激励电流变化的曲线图

4.2 一维磁声信号锁相放大测量结果

（1）圆柱形仿体样本测量结果。

根据圆柱形仿体样本50 次磁声信号测量结果绘制的带误差棒的折线图和柱状图如图9 所示。在两电极连线方向上，连线中点处磁声信号最小，在最接近电极处磁声信号最大，约为中点处的2 倍，如图9（a）所示。在电极连线中垂线上，中点处磁声信号最大，向两侧磁声信号逐渐减小，最远处信号约为中点处的0.7 倍，如图9（b）所示。通过对对应位置磁声信号与电场信号进行归一化分析，在两电极连线方向上，电场信号在连线中点处最小，接近电极处最大，约为中点处的2.1 倍；在电极连线中垂线上，电场信号在中点处最大，两侧边缘处最小，约为中点处的0.5 倍。即平行双通道电极测得的电流密度分布与锁相放大检测方法采用声探头测得的声压分布趋势基本相同，说明本系统可实现组织内电流分布与电特性的无创检测。

图9 圆柱形仿体样本沿电极连线方向（x 方向）与中垂线方向（y 方向）测量结果图

（2）新鲜离体猪肉样本测量结果。

根据新鲜离体猪肉样本50 次磁声信号测量结果绘制的带误差棒的折线图如图10 所示。在电极连线中垂线上，中点附近磁声信号最大，向两侧磁声信号逐渐减小。并且，当中垂线上2 个测量点与中点距离相同但是分别位于瘦肉和脂肪2 个区域时，瘦肉区域测得的磁声信号大于脂肪区域，最多相差4 倍，如图10（b）所示，说明在电导率相对较高区域，电流密度更高、声压更强。此外，电导率相差约0.3 S/m 的新鲜离体猪肉组织中的瘦肉部分与脂肪部分可以被本系统分辨出来。

图10 新鲜离体猪肉样本沿电极连线方向（x 方向）与中垂线方向（y 方向）测量结果图

4.3 二维磁声信号锁相放大测量结果

根据二维磁声信号锁相放大测量方法获得的含铜箔圆柱形仿体样本上磁声信号锁相放大幅值二维分布图如图11（a）所示，铜箔所在区域测得的磁声信号强度高于其他区域，且随与铜箔距离增加，对应位置磁声信号强度衰减增大，最多可衰减为1/27。采用平行双通道电极测量每个检测点处两电极丝间的电势差，得到含铜箔圆柱形仿体样本上二维电场分布情况如图11（b）所示，可见铜箔所在区域电场信号高于其他区域。即平行双通道电极测得的电流密度分布与锁相放大检测方法采用声探头测得的二维声压分布趋势基本相同，证明本系统可实现组织内电流分布与电导率的无创检测。

图11 含铜箔的圆柱形仿体样本测量结果

5 结语

本文设计了基于电流激励磁声成像的锁相放大检测系统，相比目前报道的简单一维样本磁声声源检测振幅测量精度（10-6Pa 量级）[16]，本文设计的系统微弱磁声信号测量精度达10-7Pa，成像分辨力达5 mm，对提高微弱磁声信号检测灵敏度、实时提取组织中电流密度及电特性分布、推进医用磁声成像设备的临床应用研究具有积极意义。

但本系统还存在一些不足：（1）由于锁相放大根据激励同步参考信号对应频率检测的特点，本研究仅提取单一频率的信号幅值信息，下一步需要增加能够实现多频率甚至宽频域的测量方法，如采用多频率锁相放大器，或将连续波与脉冲激励相结合，特别是编码激励方法，提取组织内部信息，从而获得样本深度方向的声源分布及电特性分布信息，实现三维的声信号锁相放大检测。（2）实验验证中，二维图像以5 mm 为步进长度，获得了有限个测量点的二维声场分布图。为了进行更精确的二维声场成像，可以根据样本成像要求，设置更小的测量间距，或者采用高精度声学相机来记录二维声场分布，更快速地获得声场分布。