技术领域
[0001] 本
发明涉及一种热声成像方法，特别涉及一种医学注入电流式热声成像方法。
背景技术
[0002] 热声成像是目标体吸收
能量，产生
热膨胀而产生超声
信号，利用超声进行对目标体结构进行重建。现有的热声成像根据激励源可分为
光声成像、
微波热声成像和磁热声成像等。光声成像是利用激光对目标体进行照射，目标体吸收能量而产生膨胀，进而产生超声信号，光声成像深度可到毫米级别。微波热声是利用微波代替激光，对目标体进行辐照。微波热声成像深度可到厘米级别。磁热声利用低频
磁场(20MHz左右)激励目标体，在目标体内产生感应
电场，产生
焦耳热，进而产生热膨胀而产生超声信号。磁热声成像具有更深的成像深度，可达10厘米以上。
[0003] 对于
生物组织成像，微波热声和磁热声的成像深度虽然能到厘米级别，但微波热声和激励源功率需要数十千瓦，磁热声的激励磁场由大脉冲功率源驱动线圈产生，大功率的激励源笨重、功耗大、体积大、成本高，不方便仪器的设计和使用。
[0004] 医学中人体组织发生病变，其功能病变要早于形态病变，在形态结构尚未变化之前，病变组织的电特性已经发生变化。因此，通过对组织电特性的检测，可实现
疾病的早期诊断和早期
治疗。
电阻抗成像是一种对人体内部组织电阻抗进行成像的技术，具有无损害、低成本等特点。三十多年来，已经发展了多种
电阻抗成像技术。传统电阻抗成像包括注入式电阻抗成像、感应式电阻抗成像、磁感应成像等，但传统电阻抗成像的测量信息对物体内部的电导率反映灵敏度低，加之测量数据有限以及测量噪声的影响，重建电导率的逆问题存在严重的病态性，尽管可以利用各种数学技巧来处理逆问题，但难以从本质上解决
算法的
稳定性、收敛性等问题，因此成像
分辨率低。近些年提出的
核磁共振电阻抗成像和磁声成像。核磁共振电阻抗成像设备昂贵；磁声成像也需要大功率磁激励源，也存在激励源笨重、功耗大、体积大的问题。
发明内容
[0005] 为了克服上述现有方法的不足，本发明提出一种注入电流式热声成像方法。
[0006] 本发明采用
电极注入电流作为激励。通过电极向成像目标体注入电流，在成像目标体中产生焦耳热，引起热膨胀，产生超声信号，根据检测的超声信号，重建导电物体的电导率分布。
[0007] 本发明的目标体产生的超声信号是由注入的电流产生，注入电流I为脉冲电流，脉冲电流的
频谱在微波以下，主要分布在100MHz以内，采用较低的
频率具有更深的成像深度。成像目标体的电导率分布σ，注入电流I在成像目标体中产生的电场强度E，电流
密度J＝σE，成像目标体中产生的热量主要是目标体电导率引起的电导损耗，即焦耳热，其单位体积的功率密度为σE2，目标体中产生的超声声压满足方程：
[0008] 式中，p为声压，c为声速，β为等压膨胀系数，Cp为物体的
比热容，t为时间， 为拉普拉斯算子。
[0009] 本发明的成像方法步骤如下：
[0010] 步骤1：通过电极向成像目标体注入电流，通过布置在目标体周边的超声
探头接收产生的超声信号；
[0011] 首先通过电极对目标体施加脉冲电流激励，目标体内由于电流感应电场的作用产生焦耳热，进而产生热声信号；所产生的热声信号通过耦合剂传播到超声探头；超声探头接收到超声信号后通过对超声
信号处理、采集子系统进行前置放大、滤波、二级放大处理后，进行存储；
[0012] 步骤2：利用接收的超声信号，重建声源分布；
[0013] 已知注入电流式热声成像的声压
波动方程：
[0014]
[0015] 式中，p(r,t)是在时刻t和
位置r的声压，cs是热声源在耦合剂与目标体中的传播声速，CP和β分别表示目标体的比
热容和
体积膨胀系数，Q(r′)是r′位置的热声源分布；
[0016] 对方程(1)利用
时间反演法进行求解，得到热声源的重建公式：
[0017]
[0018] 式中，r为超
声换能器位置、r′为热声源位置、S为超声换能器的检测面，n为检测面上超声换能器位置r的单位矢量。
[0019] 选取目标体的某一
断层面z＝z0，断层面z＝z0上利用时间反演法对方程(1)求解，获取热声源Q(x,y,z0)。目标体上的热声源Q(x,y,z)通过断层数据在z方向的插值得到，或者通过移动超声换能器分层计算得到；
[0020] 步骤3：获取目标体标量电位空间分量
[0021] 热声源分布同时是电导率和电场强度的函数，因此热声源表示为：
[0022] Q＝σE2 (3)
[0023] 式(3)中，Q为热声源分布，σ为目标体的电导率，E为目标体内电场强度分布；
[0024] 本发明所述的注入电流式热声成像方法主要用于生物组织的成像，考虑到生物组织的电导率较低，电场强度的空间分布表示为：
[0025]
[0026] 式(4)中，φ是标量电势，是哈密顿算符；
[0027] 根据电流连续性定理，有：
[0028]
[0029] 对目标体进行空间离散，给出电导率的初值[σ]0，将[σ]0代入公式(5)，利用线性有限元方法求解得到标量电位的空间分量[φ]0。
[0030] 步骤4：最优化
迭代重建成像目标体电导率
[0031] 由公式(3)和公式(4)得到：
[0032]
[0033] 定义优化目标函数：
[0034]
[0035] 将标量电位的空间分量[φ]0代入优化目标函数中，通过最
优化算法进行迭代，直到误差满足终止条件，所得的电导率即为最终目标体的电导率。
[0036] 本发明中，所述的激励是注入脉冲电流，检测的是超声信号，重建的是目标体的
电阻率，是一种高分辨的电阻抗成像方法。
[0037] 可根据实际情况，选择注入电流的脉冲宽度和脉冲电流类型。对于浅层成像，对分辨率的要求较高时，采用较窄脉冲；对于较深目标体成像，由于超声的传播衰减，采用较宽脉冲；对于
信噪比较低时，采用编码脉冲、
脉冲压缩技术提高信噪比。
[0038] 本发明采用电极注入电流激励目标体产生超声信号，激励源的功率小、轻便、成本低、使用方便、灵活、可产生复杂
波形，信噪比好、成像
质量高。可实现低成本、高质量的高分辨率的电阻抗成像，可用于疾病的早期诊断。
附图说明
[0039] 图1本发明原理示意图；其中，1激励源，2
导线，3注入电流的电极，4成像目标体，5成像目标体中的不同电导率物体，6超声探头阵列；
[0040] 图2本发明应用实例图；其中，7激励源，8注入电流的电极，9生物组织体，10耦合剂，11超声探头，12放大采集器，13成像计算机。
具体实施方式
[0041] 下面结合附图和具体实施方式对本发明做进一步说明。
[0042] 本发明原理如图1所示，激励源1通过电极3向目标体4注入电流作为激励，在目标体4中产生焦耳热，引起热膨胀，产生超声信号，利用超声探头阵列6检测超声信号，根据检测的超声信号重建声源和目标体电导率分布。
[0043] 激励源1通过电极3向目标体4注入电流I为脉冲电流，脉冲电流的频谱在微波以下，主要分布在100MHz以内，采用较低的频率将具有更深的成像深度，对于医学成像应用，根据生物组织的电阻抗特性，选择脉冲宽度为0.1μs～10μs，目标体4的电导率分布σ，注入电流I在目标体4中产生的电场强度E，电流密度J＝σE，目标体3中产生的热量主要是目标体4的电导率引起的电导损耗，即焦耳热，其单位体积的功率密度为σE2，产生的超声声压满足方程： 其中，p为声压，c为声速，β为等压膨胀系数，Cp为物体的
比热容，t为时间， 为拉普拉斯算子。
[0044] 利用注入电流式热声实现电阻抗成像步骤如下：
[0045] 步骤1：通过电极向成像目标体注入电流，通过布置在目标体周边的超声探头接收产生的超声信号；
[0046] 首先通过电极对目标体施加脉冲电流激励，目标体内由于电流感应电场的作用产生焦耳热，进而产生热声信号；所产生的热声信号通过耦合剂传播到超声探头；超声探头接收到超声信号后通过对超声信号处理、采集子系统进行前置放大、滤波、二级放大处理后，进行存储；
[0047] 步骤2：利用接收的超声信号，重建声源分布；
[0048] 已知注入电流式热声成像的声压波动方程：
[0049]
[0050] 其中p(r,t)是在时刻t和位置r的声压，cs是热声源在耦合剂与目标体中的传播声速，CP和β分别表示目标体的比热容和体积膨胀系数，Q(r′)是r′位置的热声源分布；
[0051] 对方程(1)利用时间反演法进行求解，得到热声源的重建公式：
[0052]
[0053] 其中r为超声换能器位置、r′为热声源位置、S为超声换能器的检测面和n为检测面上超声换能器位置r的单位矢量。
[0054] 选取目标体的某一断层面z＝z0，断层面z＝z0上利用时间反演法对方程(1)求解，获取热声源Q(x,y,z0)。目标体上的热声源目标体上的热声源Q(x,y,z)通过断层数据在z方向的插值得到，或者通过移动超声换能器分层计算得到；
[0055] 步骤3：获取目标体标量电位空间分量；
[0056] 热声源分布同时是电导率和电场强度的函数，因此热声源表示为：
[0057] Q＝σE2 (3)
[0058] 其中，Q为热声源分布，σ为目标体的电导率，E为目标体内电场强度分布；
[0059] 本发明所述的注入电流式热声成像方法主要用于生物组织的成像，考虑到生物组织的电导率较低，电场强度的空间分布表示为：
[0060]
[0061] 其中φ是标量电势，是哈密顿算符；
[0062] 根据电流连续性定理，有：
[0063]
[0064] 对目标体进行空间离散，给出电导率的初值[σ]0，将[σ]0代入公式(5)，利用线性有0
限元方法求解得到标量电位的空间分量[φ]；
[0065] 步骤4：最优化迭代重建成像目标体电导率；
[0066] 由公式(2)和公式(3)得到：
[0067]
[0068] 定义优化目标函数：
[0069]
[0070] 将标量电位的空间分量[φ]0代入优化目标函数中，通过最优化算法进行迭代，直到误差满足终止条件，所得的电导率即为最终目标体的电导率。
[0071] 可根据实际情况，对注入电流的脉冲宽度、脉冲电流类型进行选择。对于浅层成像，对分辨率的要求较高时，采用较窄脉冲；对于较深目标体成像，由于超声的传播衰减，采用较宽脉冲；对于信噪比较低时，采用编码脉冲、脉冲压缩技术提高信噪比。
[0072] 电极2可根据目标体3的结构、外形、电阻率进行选择，选用
接触面较大的电极，减小接触电阻，同时使得电流在目标体3的分布较为均匀。
[0073] 如图2所示，在医学中，人体组织发生病变，其功能病变要早于形态病变，在形态结构尚未变化之前，病变组织的电特性已经发生变化。因此，通过对组织电特性的检测，可实现疾病的早期诊断和早期治疗，实现“治未病”的目的。利用注入电流式热声成像疾病诊断的应用实例如图2所示，激励源7的
输出电压范围为0-1000V，输出电流范围为0-10A，调节输出电压和输出电流大小，激励电流脉冲宽度为0.5μs，电极8贴在生物组织体9的表面，激励源7通过电极8向生物组织体9注入电流作为激励，在生物组织体9中产生焦耳热，引起热膨胀，产生超声信号，将中心频率为1MHz超声
相控阵探头11通过耦合剂10与生物组织体9接触，利用超声探头11检测超声信号，超声信号经过放大采集器12进行信号放大和采集，放大采集器12的放大倍数为60dB，采集速率为50Msps，将采集的数据通过以太网传输到计算机13，根据检测的超声信号进行超声成像以及重建电阻抗图像，在计算机13中显示成像结果，根据超声图像和电阻抗图像进行疾病诊断。
