一种磁热声温度成像方法与装置

1.本发明涉及一种磁热声成像方法与成像装置。


背景技术：

2.创伤性颅脑损伤是一种常见的外伤性疾病，常造成严重的病理后果，是目前导致人群死亡及严重伤残的重要原因之一。颅脑损伤后脑水肿是一种常见且重要的病理机制，常常加重颅内高压而导致病情恶化，对脑水肿治疗是颅脑损伤治疗策略中的一个重要环节，亚低温治疗是目前被国内外广泛肯定的颅脑损伤治疗方法，可降低脑损伤死亡率，改善预后，具有显著脑保护作用，是当前颅脑损伤最具有前景的救治手段之一，但亚低温的精确测量尤其是在病变区的精确测量是目前的难点问题。
3.医学领域采用的温度测量技术按照传感器是否与组织直接接触，分为接触式测量与非接触式测量两种。其中接触式温度测量技术如热电偶或荧光温度传感器等，其侵入式特点而不适合应用在深部及活体生物组织中，而非接触式温度测量技术中，红外温度测量技术虽然可以提供高灵敏度、高精度的测量方案，但由于光在组织中穿透性差且具有散射特性，只能测量生物组织表面温度。磁共振测温可以实现无创、大范围精确测温，而且穿透深度和分辨率都是不错的选择，但是其成本高，测温设备体积庞大，由此可见现有温度测量方法难以满足临床上载体生物组织温度的深部测量。


技术实现要素：

4.为了克服现有温度成像技术不能进行深部组织温度的精确测量的缺点，解决深部生物组织高精度、低成本成像问题，本发明提出一种磁热声温度成像方法与成像装置。本发明可实现深部生物组织温度成像，不限于脑损伤低温保护等领域的温度测量，也可以用于对光热治疗、高强度聚焦超声(hifu)热疗、磁热疗以及电热疗等对温度需要精确监控的领域。
5.本发明磁热声温度成像方法的原理为：脉冲激励源通过激励线圈激励目标体，由于脉施加的冲磁场的作用，在目标体内产生焦耳热，引起热膨胀，产生超声波，超声换能器检测超声信号，利用检测的超声信号重建目标体的温度场分布和电导率分布，而且重建的电导率分布可以补偿由于电导率差异性导致的温度分布。
6.以下结合理论公式说明温度测量原理及方法。
7.磁热声声压波动方程为：
[0008][0009]
式中，为拉普拉斯算符，p(r,t)为声压，c
s
为超声波传播速度，t为时间，β膨胀系数，s(r)为热函数，c
p
为比热容，δ(t)为热源的时间项，r为热源所在的位置坐标，为偏微分符号。
[0010]
公式(1)的两端同时乘c
s2
，则：
[0011][0012]
其中γ(r)为格律奈森系数。
[0013]
激励脉冲在目标体内产生的初始声压可以表示为：
[0014]
p0(r)＝γ(r)s(r)
ꢀꢀꢀ
(3)
[0015]
其中p0(r)为初始声压。
[0016]
从公式(3)可以看出声压由格律奈森系数和热函数两部分乘积组成，即两部分同时影响声压分布，忽略组织热膨胀影响，声速c
s
用经验公式表示为：
[0017][0018]
其中，a和b都是与生物组织自身性质有关的常数，t是温度。
[0019]
当目标体内的热函数一定时，可以看出格律奈森系数与水或脂肪组织中的温度成线性关系，结合公式(3)和公式(4)可以得到：
[0020]
p＝c+dt
ꢀꢀꢀ
(5)
[0021]
消除平方根，用常数c和d代替a和b，则常数c、d与a、b的关系表示如下：
[0022][0023][0024]
结合公式(4)和(5)以及c和d的表达式，可以看出当生物组织自身性质不发生变化，则产生的声压p与温度成线性关系。为消除生物组织电导率对温度造成的影响，首先通过热源分布重建生物组织电导率，然后利用重建的生物组织电导率对声压进行补偿，重建得到温度分布图像。
[0025]
应用本发明磁热声温度成像方法的成像装置包括三部分：脉冲磁场激励系统、超声检测系统和计算机，所述的计算机分别连接脉冲磁场激励系统和超声检测系统，脉冲磁场激励系统采用非接触方式激励目标体，目标体产生的超声信号通过耦合介质耦合到超声检测系统的超声换能器，超声换能器接收到超声信号后，将超声信号送入低噪声放大器放大，放大后的信号被计算机采集和存储。所述的脉冲磁场激励系统主要由电磁激励触发与控制模块、脉冲激励源和激励线圈组成，用于产生可驱动激励线圈的脉冲电压，进而在激励线圈中产生微秒级窄脉宽千安级大电流，为目标体提供脉冲磁场分布。所述的脉冲激励源包括直流高压电源、氢闸流管和储能电容，直流高压电源连接氢闸流管，氢闸流管连接储能电容，当氢闸流管为隔离高电压状态时，此时直流高压电源向储能电容充电，使储能电容的电压达到电磁激励触发与控制模块设置的电压，当氢闸流管导通为高导电状态时，氢闸流管、储能电容和激励线圈组成脉冲放电回路，在激励线圈中流过脉冲电流，即所述脉冲磁场激励系统的电磁激励触发与控制模块控制储能电容的充电电压和放电频率。
[0026]
所述的超声检测系统包括超声换能器和低噪声放大器、含耦合介质的耦合槽、旋转置物台和旋转控制模块，用于实现磁热声信号的接收。计算机发布同步控制指令给旋转控制模块，旋转控制模块接收控制指令后则带动旋转置物台按照控制指令旋转，目标体位于旋转置物台上，旋转置物台带动目标体转动，激励线圈位于旋转置物台正下方，而且位于
含耦合介质的耦合槽的外部。为了避免目标体的旋转，可以固定旋转置物台，通过将超声换能器替换为环形相控阵超声换能器来实现。
[0027]
所述的计算机既用于超声信号的采集和存储，也用于温度分布和电导率分布图像的重建，温度分布和电导率分布图像重建的方法如下：
[0028]
首先求解磁热声成像的热声源分布：
[0029][0030]
其中，r为目标体内某一点的声源位置坐标，r'是超声换能器的位置坐标，c
s
为热声源在介质中的传播声速；s为超声换能器所在的扫描平面，t为时间，β热膨胀系数，s(r')为重建的热声源函数，c
p
为比热容，n为法向分量，积分符号，ds为面积元，为声波传输到r位置处的声压值。
[0031]
然后利用获得的热声源分布采用最小二乘法、标量电位或者矢量电位的电导率重建算法等得到电导率分布σ(r)。
[0032]
接着利用电导率分布矫正磁热声信号：
[0033]
考虑在目标体中电导率均匀情况，如公式(5)所示，声压信号直接反映温度变化。而在电导率分布不均匀介质中，当电导率不均匀时，热声源分布不再是固定值，而是一个随空间变化的函数，在得到电导率的分布σ(r)后，将热函数分布矩阵替代公式(3)中的热函数，即可得到电导率补偿后的磁热声声压信号。
[0034]
最后将补偿后的声压信号采用滤波反投影算法获得磁声图像，定义在标准温度t0下的磁声图像像素点为v0(r)，则在不同磁声信号v(r)下的温度值t为：
[0035]
t＝m(v(r)
‑
v0(r))+t0ꢀꢀꢀ
(7)
[0036]
其中m是与磁热声测量系统和目标体本身有关的系数，一旦目标体和成像系统确定，即在激励线圈、超声换能器与目标体的位置不变，同时脉冲磁场激励系统的激励参数、超声检测系统的检测参数不变情况下，则目标体像素点处对应的温度与像素点处测量的磁声信号就必然成正比关系，由此就可以借助标准温度和目标体任意像素点的磁声信号求解任意像素点处的温度，即对目标体实现了温度成像。
[0037]
本发明提出的磁热声温度测量方法可以实现对生物组织深部温度的精测测量，此方法在磁热疗、光热疗或声热疗领域还可以作为精确温度监控方法为生物组织提供感兴趣区域治疗提供温度调控方法。
附图说明
[0038]
图1本发明磁热声温度成像装置结构示意图；
[0039]
图中：a1计算机，a2低噪声放大器，a3脉冲激励源，a4含耦合介质的耦合槽，a5目标体，a6超声换能器，a7旋转置物台，a8旋转控制模块，a9激励线圈，a10电磁激励源触发与控制模块。
具体实施方式
[0040]
以下结合附图和具体实施方式进一步说明本发明。
[0041]
本发明磁热声温度成像方法的原理为：由脉冲激励源a3通过激励线圈a9激励目标体a5，由于脉冲磁场的施加，在目标体a5内产生焦耳热，引起热膨胀，产生超声波，超声换能器a6检测超声信号，利用检测的超声信号可以重建目标体a5的温度场分布和电导率分布，而且重建的电导率分布能够补偿由于电导率差异性导致的温度分布。
[0042]
以下结合理论公式说明温度测量原理及方法。
[0043]
磁热声声压波动方程：
[0044][0045]
其中，为拉普拉斯算符，p(r,t)为声压，c
s
为超声波传播速度，t为时间，β膨胀系数，s(r)为热函数，c
p
为比热容，δ(t)为热源的时间项，r为热源所在的位置坐标，为偏微分符号。
[0046]
公式(1)两端同时乘c
s2
，则：
[0047][0048]
其中γ(r)为格律奈森系数。
[0049]
激励脉冲在目标体内产生的初始声压可以表示为：
[0050]
p0(r)＝γ(r)s(r)
ꢀꢀꢀ
(3)
[0051]
其中p0(r)为初始声压。
[0052]
从公式(3)可以看出声压由格律奈森系数和热函数两部分乘积组成，即两部分同时影响声压分布，忽略组织热膨胀影响，声速c
s
用经验公式表示为：
[0053][0054]
其中，a和b都是与生物组织自身性质有关的常数，t是温度。
[0055]
当目标体内的热函数一定时，可以看出格律奈森系数与水或脂肪组织中的温度成线性关系，结合公式(3)和公式(4)可以得到：
[0056]
p＝c+dt
ꢀꢀꢀ
(5)
[0057]
消除平方根，用常数c和d代替a和b，则常数c，d与a，b的关系表示如下：
[0058][0059][0060]
结合公式(4)和(5)以及c和d的表达式，可以看出当生物组织自身性质不发生变化，则产生的声压p与温度成线性关系。为消除生物组织电导率对温度造成的影响，首先通过热源分布重建组织电导率，然后利用重建的电导率对声压进行补偿，重建得到温度分布图像。
[0061]
运用本发明磁热声温度成像方法的装置包括三部分：脉冲磁场激励系统、超声检测系统和计算机a1，其中计算机a1分别连接脉冲磁场激励系统和超声检测系统，脉冲磁场
激励系统采用非接触方式激励目标体a5，目标体a5产生的超声信号通过耦合介质耦合到超声检测系统的超声换能器a6，超声换能器a6接收到超声信号，将超声信号送入低噪声放大器a2放大，放大后的超声信号由计算机a1采集和存储。所述的脉冲磁场激励系统主要由电磁激励触发与控制模块a10，脉冲激励源a3和激励线圈a9组成，用于产生可驱动激励线圈a9的脉冲电压，进而在激励线圈a9中产生微秒级窄脉宽千安级大电流，为目标体a5提供脉冲磁场分布。所述的脉冲激励源包括直流高压电源、氢闸流管和储能电容，直流高压电源连接氢闸流管，氢闸流管连接储能电容，当氢闸流管为隔离高电压状态时，此时直流高压电源向储能电容充电，使储能电容上的电压达到电磁激励触发与控制模块a10设置的电压，当氢闸流管导通为高导电状态时，氢闸流管、储能电容和激励线圈a9组成脉冲放电回路，在激励线圈a9中就会流过脉冲电流，即所述的电磁激励触发与控制模块a0控制过程包括对储能电容的充电电压和放电频率的控制。
[0062]
所述的超声检测系统包括超声换能器a6、低噪声放大器a2、含耦合介质的耦合槽a4、旋转置物台a7和旋转控制模块a8，用于实现磁热声信号的接收。计算机a1通过发布同步控制指令给旋转控制模块a8，旋转控制模块a8接收控制指令后则带动旋转置物台a7按照控制指令旋转，目标体a5位于旋转置物台a7上，旋转置物台a7带动目标体a5转动，激励线圈a9位于旋转置物台a7正下方，而且位于含耦合介质的耦合槽a4的外部，为了避免目标体a5的旋转，可以固定旋转置物台a7，通过将超声换能器a6替换为环形相控阵超声换能器来实现。
[0063]
所述的计算机a1既用于超声信号的采集和存储，也用于温度分布和电导率分布图像的重建，温度分布和电导率分布图像重建的方法描述如下：
[0064]
首先求解磁热声成像的热声源分布：
[0065][0066]
其中r为目标体a5内一点的声源位置坐标，r'是超声换能器a6的位置坐标，c
s
为热声源在介质中的传播声速；s为超声换能器a6所在的扫描平面，t为时间，β热膨胀系数，s(r')为重建的热声源函数，c
p
为比热容，n为法向分量，积分符号，ds为面积元，为声波传输到r位置处的声压值。
[0067]
然后利用获得的热声源分布采用最小二乘法、标量电位或者矢量电位的电导率重建算法等得到电导率分布σ(r)。
[0068]
接着利用电导率分布矫正磁热声信号：
[0069]
考虑在目标体a5中电导率均匀情况，如公式(5)所示声压信号直接反应温度变化，而在电导率分布不均匀介质中，当电导率不均匀时，热声源分布不再是固定值，而是一个随空间变化的函数，在得到电导率的分布σ(r)后，将热函数分布矩阵替代公式(3)中的热函数，即可得到电导率补偿后的磁热声声压信号。
[0070]
最后将补偿后的声压信号采用滤波反投影算法获得磁声图像，定义在标准温度t0下的磁声图像像素点为v0(r)，则在不同磁声信号v(r)下的温度值t为：
[0071]
t＝m(v(r)
‑
v0(r))+t0ꢀꢀꢀ
(7)
[0072]
其中m是与磁热声测量系统和目标体本身有关的系数，即一旦目标体和成像系统
确定，在保证激励线圈a9、超声换能器a6与目标体a5位置不变，同时保证脉冲磁场激励系统的激励参数、超声检测系统的检测参数不变情况下，则目标体a5像素点处对应的温度与像素点处测量的磁声信号就必然成正比关系，由此就可以借助标准温度和目标体a5任意像素点的磁声信号求解任意像素点处的温度，即对目标体a5实现了温度成像。
[0073]
本发明不仅可以应用于亚低温脑保护领域的温度的精确测量，在磁热疗、光热疗或声热疗领域可以作为精确温度监控方法提供生物组织深部温度测量。