本发明涉及医学成像领域，具体涉及一种基于磁性纳米粒子的脑卒中磁感应断层成像装置及方法。
背景技术：
1、 磁感应断层成像(magnetic induction tomography, mit)，也被称为涡流成像，具有非接触，无创伤，便携式，低成本等独特的优势特点。mit检测的基本原理是法拉第电磁感应理论，其基本检测过程如下：
2、首先，向脑卒中成像检测区域施加一个交变磁场；然后，会在感应区内的具有电磁特性的物质内部形成感应涡流，从而产生二次磁场；最后，利用排列在脑卒中成像检测区域外部的磁场探测器采集mit数据，对数据完成后处理之后，利用图像重建算法即可得到mit图像。
3、但是，由于脑组织的电导率非常低，产生的交流磁场非常弱，目前的mit对于脑卒中的成像灵敏度非常低，只能实现时差成像，不能实现静态成像，无法满足脑卒中快速成像检测的临床需求。
4、脑卒中具有发病率高、致残率高、死亡率高、复发率高等特点，一旦发生，患者每分钟大约有190万脑细胞死亡，导致瘫痪、语言障碍、吞咽困难、认知障碍、精神抑郁等严重并发症，严重影响患者的生活质量，给家庭和社会造成巨大负担。早期发现和早期治疗是提高脑卒中救治成功率和改善术后的关键，尤其是发病后的4.5小时，是抢救的黄金期。如果在抢救黄金期内，能够实现脑卒中的快速静态成像，将大大提高患者的救治成功率。
技术实现思路
1、本发明的目的是针对现有技术对应的不足，提供一种基于磁性纳米粒子的脑卒中磁感应断层成像装置及方法，对磁感应断层成像装置加以改进后，将磁性纳米粒子作为造影剂，利用磁性纳米粒子高灵敏度的磁化响应特点，使脑卒中成像检测能够实现静态成像，满足脑卒中的快速检测需求，大大提高患者的救治成功率。
2、本发明的目的是采用下述方案实现的：一种基于磁性纳米粒子的脑卒中磁感应断层成像装置，包括信号源、功率放大器、模拟开关、计算机、多个继电器以及至少8个接收线圈，各接收线圈均匀间隔,绕检测区域中心,呈环形布置在检测区域周围；还包括至少8个用于产生激励磁场磁化磁性纳米粒子的激励线圈，各激励线圈均匀间隔,绕检测区域中心,呈环形布置在检测区域周围，且位于接收线圈外围；
3、所述继电器的数量与激励线圈数量相同，各继电器的动合触点组一端并联后与功率放大器的信号输出端连接，另一端均与对应的激励线圈一端连接；各激励线圈的另一端均与电容c、电阻r串联接地，形成rlc串联谐振电路；
4、所述模拟开关为多路模拟开关，各接收线圈分别对应连接该多路模拟开关的各信号输入端，该多路模拟开关的信号输出端与计算机的采集信号输入端连接，所述计算机的参考信号输入端与信号源的参考信号输出端连接，该信号源的激励信号输出端与功率放大器的信号输入端连接。
5、优选地，各激励线圈均设有磁芯，各激励线圈均绕制在对应的磁芯上，且各磁芯中心线的延长线均过检测区域的中心点。
6、优选地，所述激励线圈的线圈长度与线圈直径的比例为5:1～10:1。
7、优选地，所述接收线圈的线圈长度与线圈直径的比例为0.1:1～0.3:1，且各接收线圈的匝数均大于500匝。
8、优选地，所述激励线圈和接收线圈的线圈直径比为2:1～5:1。
9、优选地，所述激励线圈的激励磁场频率为1～10khz。
10、采用本发明所述装置的脑卒中磁感应断层成像方法，包括以下步骤：
11、1）信号源输出参考电压信号与激励电压信号，所述参考电压信号与激励电压信号的频率、相位相同，所述激励电压信号的频率为1～10khz；
12、2）使一个激励线圈得电，再使各接收线圈依次得电，与该激励线圈依次配对成不同的线圈配对组合；
13、确认检测区域处于空场状态后，计算机依次分别采集各线圈配对组合中接收线圈输出的电压信号，并将各电压信号和参考电压信号进行傅里叶变换，得到各线圈配对组合的空场复数信号；
14、将其余激励线圈与各接受线圈按照上述方法依次配对，得到其余的线圈配对组合的空场复数信号；
15、3）脑卒中患者静脉注射磁性纳米粒子造影剂后，将患者头部放置在检测区域内，使检测区域由空场状态转换至物场状态；
16、4）确认检测区域处于物场状态后，计算机依次分别采集所有线圈配对组合中接收线圈输出的电压信号，并将各电压信号和参考电压信号进行傅里叶变换，得到各线圈配对组合的物场复数信号；
17、5）按照下列公式计算各线圈配对组合的成像信号实部数据：
18、 rn=real((bn-an)/an) n∈n+
19、式中， rn为第n个线圈配对组合的成像信号实部数据，bn为第n个线圈配对组合的物场复数信号，an为第n个线圈配对组合的空场复数信号；
20、6）在数值仿真软件中得到检测区域对应的灵敏度矩阵数据；
21、7）根据灵敏度矩阵数据以及各线圈配对组合的成像信号实部数据，利用共轭梯度算法得到磁性纳米粒子在患者脑组织中的分布图像。
22、本发明的有益效果如下：
23、所述检测区域即脑卒中成像检测区域，至少8个接收线圈以及8个激励线圈绕检测区域中心，呈环形布置在检测区域周围，且各激励线圈均位于接收线圈外围，用于产生激励磁场磁化磁性纳米粒子，所述接收线圈用于感应交流磁场，向计算机输出对应的电压信号。
24、所述继电器的数量与激励线圈数量相同，各继电器的动合触点组一端并联后与功率放大器的信号输出端连接，另一端均与对应的激励线圈一端连接；各激励线圈的另一端均与电容c、电阻r串联接地，形成rlc串联谐振电路；
25、当任一激励线圈对应的继电器的动合触点组闭合，该激励线圈得电，即该激励线圈与功率放大器连通，且与电容c、电阻r串联组成rlc串联谐振电路，此时的其余继电器的动合触点组断开，使其他的激励线圈与电路断开；
26、当电路发生谐振时，线圈的感抗被抵消，大大减小功率放大器的负载阻抗，提高了激励线圈的激励电流，增大了激励线圈产生的磁场强度，使脑卒中成像检测区域中的磁性纳米粒子较好地被磁化，磁性纳米粒子被磁化后产生一个与激励磁场方向相同的磁化磁场，该磁化场强与磁性纳米粒子在脑卒中成像检测区域中的浓度成正比。
27、所述模拟开关为多路模拟开关，各接收线圈分别对应连接该多路模拟开关的各信号输入端，该多路模拟开关的信号输出端与计算机的采集信号输入端连接，所述计算机的参考信号输入端与信号源的参考信号输出端连接，该信号源的激励信号输出端与功率放大器的信号输入端连接。
28、通过采集脑卒中成像检测区域空场与物场状态下各线圈配对组合中接收线圈的输出信号，计算磁性纳米粒子磁化后产生的磁化场强对激励线圈产生的激励磁场场强的相对扰动，得到磁性纳米粒子在患者脑组织中的分布图像。
29、本发明采用脑卒中成像检测区域空场与物场状态下的相对复数信号的实部数据来表示磁性纳米粒子磁化后产生的磁化场强对激励线圈产生的激励磁场场强的相对扰动并进行成像，不同于采用“磁感应相位移”成像的传统磁感应断层成像方法。
30、本发明的优点在于以下两点：
31、① 本发明通过以下方式令激励线圈产生的磁场强度远高于传统的磁感应断层成像系统，达到磁性纳米粒子的饱和磁化场强，大大提高对磁性纳米粒子的检测灵敏度：各激励线圈均设有磁芯，各激励线圈均绕制在对应的磁芯上。所述激励线圈的线圈长度与线圈直径的比例为5:1～10:1。所述接收线圈的线圈长度与线圈直径的比例为0.1:1～0.3:1，且各接收线圈的匝数均大于500匝。所述激励线圈和接收线圈的线圈直径比为2:1～5:1。
32、 ② 所述激励线圈的激励磁场频率为1～10khz，不会在患者脑组织内产生涡流，与传统的磁感应断层成像方式不同，不属于涡流检测，因此不会对患者头颅内卒中部位以外的正常脑组织成像，本发明只对磁性纳米粒子产生磁化效应，利用磁性纳米粒子产生的磁化磁场对激励磁场的扰动成像，因此患者头颅内卒中部位以外的正常脑组织不会对磁纳米粒子成像产生干扰，提高了脑卒中成像的灵敏度。