一种电导率-流速双参数磁声电成像方法及系统与流程

一种电导率
‑
流速双参数磁声电成像方法及系统
技术领域
1.本发明涉及磁声电成像领域，特别是涉及一种电导率
‑
流速双参数磁声电成像方法及系统。


背景技术：

2.磁声电成像是一种阻抗成像的方法，通常应用于医学领域。在医学领域，对生物成像体的进行磁声电成像大多采用多普勒超声成像技术对生物成像体中的导电流体进行动态监测来评价导电流体动力学变化，在现有的磁声电成像方案中都假设生物成像体内导电流体的电导率为常数，并不考虑导电流体流动对电导率分布的影响，因此导致生成成像体的生物成像体的图像重建的误差较大。


技术实现要素：

3.本发明的目的是提供一种电导率
‑
流速双参数磁声电成像方法及系统，以降低生物成像体的图像重建误差，提高图像重建准确度。
4.为实现上述目的，本发明提供了如下方案：
5.一种电导率
‑
流速双参数磁声电成像方法，包括：
6.获取生物成像体的感应电动势；所述感应电动势为所述生物成像体在超声波和静磁场共同作用下产生，所述超声波的方向与所述静磁场的方向正交；
7.采用频谱分离方法对所述感应电动势进行分离，得到第一感应电动势和第二感应电动势；所述第一感应电动势为超声波和静磁场作用产生的高频感应电动势，所述第二感应电动势为所述生物成像体内的导电流体流动与静磁场作用产生的低频感应电动势；
8.获取所述生物成像体在所述超声波激励下的质点振动速度；
9.根据所述质点振动速度和所述第一感应电动势，确定所述生物成像体的互易的电流密度；
10.根据所述生物成像体的互易的电流密度，确定所述生物成像体的电导率分布，重构所述生物成像体的电导率图像；
11.根据所述生物成像体的互易的电流密度和所述第二感应电动势，确定所述生物成像体中的导电流体流速信息，重构所述生物成像体的导电流体流速图像。
12.可选的，所述采用频谱分离方法对所述感应电动势进行分离，得到第一感应电动势和第二感应电动势，具体包括：
13.对所述感应电动势做傅里叶变换，得到频域的感应电动势；
14.对所述时域的感应电动势进行频谱分离，得到频域的高频感应电动势和频域的低频感应电动势；
15.对所述频域的高频感应电动势做反傅里叶变换，得到所述第一感应电动势；所述第一感应电动势为时域的高频感应电动势；
16.对所述频域的低频感应电动势做反傅里叶变换，得到所述第二感应电动势；所述
第二感应电动势为时域的低频感应电动势。
17.可选的，所述根据所述质点振动速度和所述第一感应电动势，确定所述生物成像体的互易的电流密度，具体包括：
18.利用公式确定所述生物成像体的互易的电流密度；其中，j2(r)为所述生物成像体的互易的电流密度，ξ
h
(t)为第一感应电动势，v
h
'(r,t)为生物成像体在超声波激励下的质点振动速度，b0为静磁场的磁感应强度，为体积分符号，t为时间变量，r为空间变量。
19.可选的，所述根据所述生物成像体的互易的电流密度和所述第二感应电动势，确定所述生物成像体中的导电流体流速信息，重构所述生物成像体的导电流体流速图像，具体包括：
20.利用公式确定所述生物成像体中的导电流体流速信息；其中，v
l
'(r,t)为生物成像体中的导电流体流速信息，j2(r)为所述生物成像体的互易的电流密度，ξ
l
(t)为第二感应电动势，b0为静磁场的磁感应强度，为体积分符号，t为时间变量，r为空间变量；
21.根据所述生物成像体中的导电流体流速信息，重构所述生物成像体的导电流体流速图像。
22.本发明还提供一种电导率
‑
流速双参数磁声电成像系统，包括：
23.生物成像体感应电动势获取模块，用于获取生物成像体的感应电动势；所述感应电动势为所述生物成像体在超声波和静磁场共同作用下产生，所述超声波的方向与所述静磁场的方向正交；
24.频谱分离模块，用于采用频谱分离方法对所述感应电动势进行分离，得到第一感应电动势和第二感应电动势；所述第一感应电动势为超声波和静磁场作用产生的高频感应电动势，所述第二感应电动势为所述生物成像体内的导电流体流动与静磁场作用产生的低频感应电动势；
25.质点振动速度获取模块，用于获取所述生物成像体在所述超声波激励下的质点振动速度；
26.互易电流密度确定模块，用于根据所述质点振动速度和所述第一感应电动势，确定所述生物成像体的互易的电流密度；
27.电导率图像重构模块，用于根据所述生物成像体的互易的电流密度，确定所述生物成像体的电导率分布，重构所述生物成像体的电导率图像；
28.导电流体流速图像重构模块，用于根据所述生物成像体的互易的电流密度和所述第二感应电动势，确定所述生物成像体中的导电流体流速信息，重构所述生物成像体的导电流体流速图像。
29.可选的，所述频谱分离模块，具体包括：
30.傅里叶变换单元，用于对所述感应电动势做傅里叶变换，得到频域的感应电动势；
31.频谱分离单元，用于对所述时域的感应电动势进行频谱分离，得到频域的高频感应电动势和频域的低频感应电动势；
32.反傅里叶变换单元，用于对所述频域的高频感应电动势做反傅里叶变换，得到所述第一感应电动势；还用于对所述频域的低频感应电动势做反傅里叶变换，得到所述第二感应电动势；所述第一感应电动势为时域的高频感应电动势；所述第二感应电动势为时域的低频感应电动势。
33.可选的，所述互易电流密度确定模块，具体包括：
34.互易电流密度确定单元，用于利用公式确定所述生物成像体的互易的电流密度；其中，j2(r)为所述生物成像体的互易的电流密度，ξ
h
(t)为第一感应电动势，v
h
'(r,t)为生物成像体在超声波激励下的质点振动速度，b0为静磁场的磁感应强度，为体积分符号，t为时间变量，r为空间变量。
35.可选的，所述导电流体流速图像重构模块，具体包括：
36.导电流体流速信息确定单元，用于利用公式确定所述生物成像体中的导电流体流速信息；其中，v
l
'(r,t)为生物成像体中的导电流体流速信息，j2(r)为所述生物成像体的互易的电流密度，ξ
l
(t)为第二感应电动势，b0为静磁场的磁感应强度，为体积分符号，t为时间变量，r为空间变量；
37.导电流体流速图像重构单元，用于根据所述生物成像体中的导电流体流速信息，重构所述生物成像体的导电流体流速图像。
38.根据本发明提供的具体实施例，本发明公开了以下技术效果：
39.本发明采用磁声电成像方法对导电流体敏感的特性，实现电导率和流速相关的双参量重建，可以降低生物成像体的图像重建误差，提高图像重建准确度。
附图说明
40.为了更清楚地说明本发明实施例或现有技术中的技术方案，下面将对实施例中所需要使用的附图作简单地介绍，显而易见地，下面描述中的附图仅仅是本发明的一些实施例，对于本领域普通技术人员来讲，在不付出创造性劳动性的前提下，还可以根据这些附图获得其他的附图。
41.图1为本发明电导率
‑
流速双参数磁声电成像方法的流程示意图；
42.图2为本发明电导率
‑
流速双参数磁声电成像系统的结构示意图；
43.图3为本发明具体实施例的电导率
‑
流速双参数磁声电成像方法的流程示意图。
具体实施方式
44.下面将结合本发明实施例中的附图，对本发明实施例中的技术方案进行清楚、完整地描述，显然，所描述的实施例仅仅是本发明一部分实施例，而不是全部的实施例。基于本发明中的实施例，本领域普通技术人员在没有做出创造性劳动前提下所获得的所有其他
实施例，都属于本发明保护的范围。
45.本发明提出电导率
‑
流速双参量磁声电成像方法其成像原理如下：将生物成像体置于超声波和静磁场中，由超声波与静磁场共同作用产生高频动生电流源，由生物成像体的导电流体与静磁场共同作用产生低频动生电流源，由电极或线圈检测磁声电信号，即感应电动势，磁声电信号的高频分量反映成像体高频动生源的贡献，从中可以重建被测区域电导率信息，低频分量反映动脉血流的贡献，从中可以重建动脉血流信息。
46.为使本发明的上述目的、特征和优点能够更加明显易懂，下面结合附图和具体实施方式对本发明作进一步详细的说明。
47.图1为本发明电导率
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流速双参数磁声电成像方法的流程示意图，如图1所示，本发明电导率
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流速双参数磁声电成像方法包括以下步骤：
48.步骤100：获取生物成像体的感应电动势。感应电动势为生物成像体在超声波和静磁场共同作用下产生，由电极或线圈进行检测得到，且超声波的方向与静磁场的方向正交。
49.步骤200：采用频谱分离方法对感应电动势进行分离，得到第一感应电动势和第二感应电动势。第一感应电动势为超声波和静磁场作用产生的感应电动势，其为高频感应电动势，第二感应电动势为生物成像体内的导电流体流动与静磁场作用产生的感应电动势，其为低频感应电动势，低频感应电动势和高频感应电动势为两者之间的相对概念，在两个感应电动势中，频率高的为高频感应电动势，频率低的为低频感应电动势。具体的进行频谱分离的过程为：首先，对感应电动势做傅里叶变换，得到频域的感应电动势；然后，采用频谱分离方法对频域的感应电动势进行频谱分离，得到超声波和静磁场作用产生的高频动生电流源贡献产生的高频感应电动势的频率分量(即频域的高频感应电动势)和生物成像体内的导电流体流动与静磁场作用产生的低频动生电流源贡献产生的低频感应电动势的频率分量(即频域的低频感应电动势)；最后分别对频域的高频感应电动势和频域的低频感应电动势做反傅里叶变换，可以得到时域的高频感应电动势(即第一感应电动势)和时域的低频感应电动势(即第二感应电动势)。
50.步骤300：获取生物成像体在超声波激励下的质点振动速度。
51.步骤400：根据质点振动速度和第一感应电动势，确定生物成像体的互易的电流密度。质点振动速度、第一感应电动势和生物成像体的互易的电流密度之间满足关系：其中，j2(r)为生物成像体的互易的电流密度，ξ
h
(t)为第一感应电动势，v
h
'(r,t)为生物成像体在超声波激励下的质点振动速度，b0为静磁场的磁感应强度，为体积分符号，t为时间变量，r为空间变量，此公式中只有互易的电流密度为未知量，因此根据该公式可以直接求解得到互易的电流密度j2(r)。
52.步骤500：根据生物成像体的互易的电流密度，确定生物成像体的电导率分布，重构生物成像体的电导率图像。求得互易的电流密度之后，可以直接采用压缩感知算法，也可以采用时间反转法先求取电流密度的旋度，然后电流密度旋度和电流密度矢量联合重建电导率，或者由互易的电流密度通过迭代方法，重建电导率分布，进而得到电导率图像。
53.步骤600：根据生物成像体的互易的电流密度和第二感应电动势，确定生物成像体中的导电流体流速信息，重构生物成像体的导电流体流速图像。互易的电流密度、第二感应
电动势和生物成像体中的导电流体流速信息之间满足关系：其中，v
l
'(r,t)为生物成像体中的导电流体流速信息，在求得互易的电流密度之后，公式中只有参数v
l
'(r,t)为未知量，因此根据该公式可以直接求得生物成像体中的导电流体流速信息v
l
'(r,t)，进而可以重构出生物成像体的导电流体流速图像。
54.基于上述方案，本发明还提供一种电导率
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流速双参数磁声电成像系统，图2为本发明电导率
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流速双参数磁声电成像系统的结构示意图，如图2所示，本发明电导率
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流速双参数磁声电成像系统包括：
55.生物成像体感应电动势获取模块201，用于获取生物成像体的感应电动势；所述感应电动势为所述生物成像体在超声波和静磁场共同作用下产生，所述超声波的方向与所述静磁场的方向正交。
56.频谱分离模块202，用于采用频谱分离方法对所述感应电动势进行分离，得到第一感应电动势和第二感应电动势；所述第一感应电动势为超声波和静磁场作用产生的高频感应电动势，所述第二感应电动势为所述生物成像体内的导电流体流动与静磁场作用产生的低频感应电动势。
57.质点振动速度获取模块203，用于获取所述生物成像体在所述超声波激励下的质点振动速度。
58.互易电流密度确定模块204，用于根据所述质点振动速度和所述第一感应电动势，确定所述生物成像体的互易的电流密度。
59.电导率图像重构模块205，用于根据所述生物成像体的互易的电流密度，确定所述生物成像体的电导率分布，重构所述生物成像体的电导率图像。
60.导电流体流速图像重构模块206，用于根据所述生物成像体的互易的电流密度和所述第二感应电动势，确定所述生物成像体中的导电流体流速信息，重构所述生物成像体的导电流体流速图像。
61.作为具体实施例，本发明的电导率
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流速双参数磁声电成像系统中，所述频谱分离模块202，具体包括：
62.傅里叶变换单元，用于对所述感应电动势做傅里叶变换，得到频域的感应电动势。
63.频谱分离单元，用于对所述时域的感应电动势进行频谱分离，得到频域的高频感应电动势和频域的低频感应电动势。
64.反傅里叶变换单元，用于对所述频域的高频感应电动势做反傅里叶变换，得到所述第一感应电动势；还用于对所述频域的低频感应电动势做反傅里叶变换，得到所述第二感应电动势；所述第一感应电动势为时域的高频感应电动势；所述第二感应电动势为时域的低频感应电动势。
65.作为具体实施例，本发明的电导率
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流速双参数磁声电成像系统中，所述互易电流密度确定模块204，具体包括：
66.互易电流密度确定单元，用于利用公式确定所述生物成像体的互易的电流密度；其中，j2(r)为所述生物成像体的互易的电流密度，ξ
h
(t)为
第一感应电动势，v
h
'(r,t)为生物成像体在超声波激励下的质点振动速度，b0为静磁场的磁感应强度，为体积分符号，t为时间变量，r为空间变量。
67.作为具体实施例，本发明的电导率
‑
流速双参数磁声电成像系统中，所述导电流体流速图像重构模块206，具体包括：
68.导电流体流速信息确定单元，用于利用公式确定所述生物成像体中的导电流体流速信息；其中，v
l
'(r,t)为生物成像体中的导电流体流速信息，j2(r)为所述生物成像体的互易的电流密度，ξ
l
(t)为第二感应电动势，b0为静磁场的磁感应强度，为体积分符号，t为时间变量，r为空间变量。
69.导电流体流速图像重构单元，用于根据所述生物成像体中的导电流体流速信息，重构所述生物成像体的导电流体流速图像。
70.下面提供一个具体实施案例进一步说明本发明的上述方案。在医学领域，临床上很多研究表明，在心脑血管疾病的不同阶段，都伴随着血流动力学功能参数，如动脉弹性模量、壁面剪切应力等的改变，这些血流动力学参数所表征的动脉功能性变化往往早于动脉器质性病变导致的结构变化，因此动脉血流动力学参数的检测分析实现高血压、动脉粥样硬化等心脑血管疾病进行早期诊断、疗效评估和预后盘算具有非常重要的临床意义。因此，本实施例针对心脑血管的电导率分布血流动力图像进行重建。图3为本发明具体实施例的电导率
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流速双参数磁声电成像方法的流程示意图。如图3所示，包括以下过程：
71.第一步：考虑到成像体为生物体，具有低电导率特性，超声和静磁场共同作用于成像体，得到用互易电流密度矢量表示的感应电动势的积分表达式
[0072][0073]
其中，ξ(t)为线圈测量的感应电动势，t为时间变量，体积分符号，j2(r)为互易的电流密度空间分量，与成像体的电导率直接相关，v'(r,t)为质点振动速度的导数，是空间r和时间t的函数，b0为静磁场产生的磁感应强度，ω为目标成像体的成像区域中的任一成像体元。互易过程中感应电流密度的空间分量j2(r)可通过下列公式计算：
[0074][0075]
式中，u2(r)为互易电标位，a2(r)为互易磁矢位，σ为成像体的电导率，r为空间坐标，为梯度算符。
[0076]
针对成像体区域，质点振动速度包括超声波激励引起的质点振动速度v'
h
(r,t)和动脉血流运动速度v'
l
(r,t)，因此考虑两部分贡献，公式(1)可以写成：
[0077][0078]
下述的过程基于公式(3)给出的各物理量之前的关系，来求解j2(r)和v'
l
(r,t)。
[0079]
第二步：对公式(3)做傅里叶变换：
[0080][0081]
式中，w为频率，j为虚数。
[0082]
第三步：对公式(4)采用频谱分离方法分别得到超声探头激励的高频动生电流源贡献产生的高频感应电动势的频率分量ξ
h
(w)以及动脉血流贡献的低频感应电动势ξ
l
(w)，该步骤的频谱分离可以采用快速独立分量的频谱分离算法或者窗函数频谱分离算法等，但不限于提到的频谱分离算法。
[0083]
第四步：对分离的高频频谱ξ
h
(w)和低频频谱ξ
l
(w)分别做傅里叶反变换得到时域的高频感应电动势和低频感应电动势，其对应的公式如下：
[0084][0085][0086]
第五步：由公式(5)求解得到互易的电流密度矢量j2(r)，其求互易的电流密度矢量可以直接采用压缩感知算法，也可以采用时间反转法先求取电流密度的旋度，然后电流密度旋度和电流密度矢量联合重建电导率，或者又互易的电流密度通过迭代重建电导率分布。
[0087]
第六步：已知互易的电流密度矢量j2(r)再结合公式(6)，采用矩阵方法或者压缩感知直接重建动脉流速信息。
[0088]
本实施例的成像方法不仅可以得到电导率分布图像也可以同时得到动脉血流速度分布图像，在心脑血管疾病的诊断以及临床监护中将发挥作用。而且采用磁声电成像方法对导电流体敏感的特性，实现电导率和流速相关的双参量重建，作为心脑血管诊断中的两个关键指标电导率和动脉血流参数，此方法带来双参数同条件下重建的优势。
[0089]
本说明书中各个实施例采用递进的方式描述，每个实施例重点说明的都是与其他实施例的不同之处，各个实施例之间相同相似部分互相参见即可。对于实施例公开的系统而言，由于其与实施例公开的方法相对应，所以描述的比较简单，相关之处参见方法部分说明即可。
[0090]
本文中应用了具体个例对本发明的原理及实施方式进行了阐述，以上实施例的说明只是用于帮助理解本发明的方法及其核心思想；同时，对于本领域的一般技术人员，依据本发明的思想，在具体实施方式及应用范围上均会有改变之处。综上所述，本说明书内容不应理解为对本发明的限制。