柯 麗 李盼盼 陳 紅 劉 歡 杜 強

(沈陽工業(yè)大學(xué)電氣工程學(xué)院，沈陽 110870)

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顱骨對磁感應(yīng)斷層成像信號檢測影響的仿真與實驗研究

柯 麗*李盼盼 陳 紅 劉 歡 杜 強

(沈陽工業(yè)大學(xué)電氣工程學(xué)院，沈陽 110870)

采用仿真和實驗研究顱骨對磁感應(yīng)斷層成像(MIT)信號檢測的影響。使用Comsol軟件建立3層球形仿真顱腦模型，仿真計算顱骨電導(dǎo)率對MIT信號檢測的影響。使用螺線管線圈、后置電路及數(shù)據(jù)接收儀器搭建單通道磁感應(yīng)信號測量實驗系統(tǒng)，利用瓊脂和NaCl溶液制作與真實顱腦電導(dǎo)率分布相近的腦出血分層模型，模型外徑為158 mm；最后采用有顱骨和無顱骨兩種模型，測量無病變及不同病變位置情況下MIT信號的相位變化，模型中心與檢測線圈相距85 mm。實驗結(jié)果顯示，在無病變和病變分別位于X-Y平面上坐標(biāo)為(-40,0)、(0,0)和(40,0)的位置時，有、無顱骨數(shù)據(jù)的幅值比例分別為0.57、0.59、0.42、0.61，其中，坐標(biāo)點(-40,0)代表Y軸左側(cè)距離激勵線圈45 mm的位置，坐標(biāo)點(40,0)代表Y軸右側(cè)距離接收線圈45 mm的位置。當(dāng)病變存在時，有、無顱骨數(shù)據(jù)的變化趨勢均為：病變位于坐標(biāo)點(-40,0)時最大，病變位于坐標(biāo)點(40,0)時次之，病變位于坐標(biāo)點(0,0)時最小。實驗結(jié)果表明，顱骨對MIT信號的數(shù)據(jù)大小有衰減作用，但不影響數(shù)據(jù)的變化趨勢，提示在實際應(yīng)用中結(jié)合高精度檢測設(shè)備，可實現(xiàn)顱內(nèi)病變的無創(chuàng)、無接觸圖像監(jiān)測。

磁感應(yīng)斷層成像 (MIT)；顱骨；腦出血模型；仿真；瓊脂模型

引言

磁感應(yīng)斷層成像(magnetic induction tomography, MIT)是電阻抗斷層成像(electronic impedance tomography, EIT)技術(shù)的分支[1]，其特點是激勵和測量環(huán)節(jié)與被測對象沒有直接的接觸。人體頭部阻抗成像是MIT技術(shù)應(yīng)用的一個重要方面。2000年，Ostendorp等[2]進行了生物體的在體測量與離體測量，并且給出了頭皮、顱骨和腦組織的電導(dǎo)率比值為1∶1/15∶1。由此可以看出，顱骨的電導(dǎo)率較低，將會使被測物周圍的渦流磁場產(chǎn)生衰減，從而嚴(yán)重影響成像效果。因此，國內(nèi)外有多個科研小組都開展了相關(guān)的研究。1999年，英國Holder小組[3]用鹽水槽模擬頭皮和腦，石膏環(huán)模擬顱骨，使用磁共振方法，分析了有、無石膏環(huán)情況下的電流分布。2003年，Holder[4]建立了球形容器，由兩個通過橡膠圈和螺栓相連的有機玻璃半球殼構(gòu)成。銀球電極放于球形的內(nèi)面，用牙科級的熟石膏制成的球殼模擬顱骨，容器內(nèi)裝滿飽和的硫酸鈣溶液，用來防止仿真顱骨溶解。溶液的電導(dǎo)率為0.25 S/m，浸入溶液中的仿真顱骨電導(dǎo)率為0.012 S/m。王聰?shù)萚5]于2007年建立了圓筒形和簡單球形的均值顱骨電導(dǎo)率分布頭模型，對含有多種擾動目標(biāo)的模型進行了成像研究。2008年，Dekdouk等[6]采用頭部形狀的球模型，分析了單通道磁感應(yīng)成像系統(tǒng)對中心水腫區(qū)域的敏感性。其模型采用分層的形式，包括頭皮、顱骨、腦脊液、腦灰質(zhì)和腦白質(zhì)。2011年，李建波等[7]使用硬石膏首次建立了近似真實形狀和非均勻電阻率分布的顱骨模型。通過國內(nèi)外的研究可以發(fā)現(xiàn)，目前的研究已經(jīng)使用軟件仿真的方式，或者使用有機玻璃或石膏制作顱腦模型的具體實驗方式，指出顱骨對MIT信號的檢測會產(chǎn)生影響，但卻沒有給出對相位差檢測產(chǎn)生影響的具體結(jié)果。本研究搭建了一套單通道磁感應(yīng)信號檢測實驗系統(tǒng)，使用瓊脂與NaCl溶液制作符合真實顱腦電導(dǎo)率分布的三層顱腦模型，設(shè)計有、無顱骨情況下，檢測不同病變位置所產(chǎn)生相位差的實驗，研究顱骨對MIT信號檢測的影響，給出了相關(guān)結(jié)論。

1 材料和方法

1.1 顱骨對MIT信號檢測影響的仿真

1.1.1 MIT相位檢測原理

磁感應(yīng)斷層成像(MIT)的基本工作原理是：在位于目標(biāo)外圍的線圈組或者線圈陣列中的一個線圈上施加激勵電流，這時被測目標(biāo)導(dǎo)體內(nèi)部會感應(yīng)出渦旋電流，渦流會產(chǎn)生出感應(yīng)磁場，通過放置在目標(biāo)外圍的其他檢測線圈，測量與目標(biāo)導(dǎo)體電導(dǎo)率參數(shù)信息相關(guān)的感應(yīng)磁場[8-9]，如圖1[10]所示。

圖1 MIT工作原理Fig.1 Working diagram of MIT

如圖2所示，在激勵線圈中施加交變電流，從而產(chǎn)生交變磁場B，該交變磁場又會在被測對象中感應(yīng)出交變渦流，渦流的分布與被測對象電導(dǎo)率分布σ直接相關(guān)，該交變渦流又會感應(yīng)出交變磁場ΔB，使用測量線圈檢測激勵磁場B和感應(yīng)磁場ΔB的疊加場B+ΔB。當(dāng)被測對象內(nèi)部的電導(dǎo)率分布發(fā)生變化時，感應(yīng)磁場ΔB也會發(fā)生變化[8]。 Griffiths 等通過理論分析認(rèn)為，ΔB的實部由位移電流引起，只與目標(biāo)物的介電常數(shù)有關(guān)，ΔB的虛部由渦流感生，與目標(biāo)物的電導(dǎo)率σ及激勵頻率ω的大小成線性關(guān)系，即 ΔB/B∝ -ω2ε+ iωσ，由此電導(dǎo)率σ反映在 ΔB/B的虛部中。因此，在實驗時需要檢測的是包含被測目標(biāo)物內(nèi)部電導(dǎo)率信息的感應(yīng)磁場的虛部[9]。若把B作為參考信號，則電導(dǎo)率σ反映在 ΔB引起的相位變化 Δφ中，Δφ可以通過檢測線圈和相位檢測電路得到，通過測量Δφ即可得到電導(dǎo)率的變化規(guī)律。

圖2 激勵磁場與感應(yīng)磁場的矢量關(guān)系Fig.2 Vector diagram of excitation and induced magnetic field

1.1.2 顱骨電導(dǎo)率對MIT信號檢測影響的仿真計算

近幾年學(xué)者們一直在檢測顱腦各組織的電導(dǎo)率值，但是一直沒有統(tǒng)一的結(jié)論，因為生物體的電特性容易受到生物體狀態(tài)，溫度以及環(huán)境的影響。

本研究依據(jù)天津大學(xué)王湘崳論文[11]中所提到的300 kHz時的數(shù)據(jù)，進行顱腦不同層次電導(dǎo)率的設(shè)計，其具體數(shù)據(jù)如表1所示。

表1 300 kHz下腦組織的電導(dǎo)率及介電特性

圖3 三維顱腦模型Fig.3 Three dimensional head model

根據(jù)表1，在Comsol軟件中建立顱腦模型，研究顱骨對MIT檢測數(shù)據(jù)的影響。

首先，模擬三層球形顱腦模型，如圖3所示，由外而內(nèi)分別為顱骨層、腦膜層和內(nèi)顱層；三層的外徑分別為158.0、148.0和144.0 mm。其中，腦膜層和內(nèi)顱層電導(dǎo)率固定，均為0.2 S/m。顱骨層的電導(dǎo)率分為兩種：0.2 S/m和0.02 S/m。當(dāng)電導(dǎo)率為0.2 S/m時，模擬的是無顱骨的狀態(tài)；當(dāng)電導(dǎo)率為0.02 S/m時，模擬的是有顱骨的狀態(tài)。

其次，選擇“準(zhǔn)靜態(tài)，磁”模塊中的時諧分析，頻率設(shè)置為300 kHz，網(wǎng)格剖分中的網(wǎng)格點數(shù)為5 636，單元數(shù)為31 626。加入激勵線圈后，從激勵線圈開始，在最外層邊界上每10°設(shè)為一個數(shù)據(jù)檢測點，提取36個邊界檢測點處的磁感應(yīng)強度相位，得出顱骨電導(dǎo)率對MIT信號的影響如圖4所示?？梢钥闯觯?、無顱骨狀態(tài)下，磁感應(yīng)強度相位的變化趨勢基本一致，說明顱骨在MIT信號測量中并不會改變測量結(jié)果的變化趨勢。但是，由于顱骨的電導(dǎo)率與其他腦組織相比極低，會使被測物周圍的渦流磁場產(chǎn)生衰減，從而對MIT信號的大小產(chǎn)生影響。因此，有必要設(shè)計實驗，系統(tǒng)詳細(xì)地研究顱骨對磁感應(yīng)信號的影響。

圖4 顱骨電導(dǎo)率對MIT信號的影響Fig.4 Influence of conductivity of skull to MIT

1.2 單通道磁感應(yīng)信號測量系統(tǒng)

基于MIT成像原理，設(shè)計了一套單通道磁感應(yīng)信號測量系統(tǒng)，系統(tǒng)框圖如圖5所示。系統(tǒng)包括3個模塊：信號發(fā)生模塊，使用的是信號發(fā)生器DG4102；信號檢測模塊，由激勵線圈、檢測線圈、信號處理電路三部分組成；信號接收模塊，使用的是鎖相放大器SR844及內(nèi)部采集軟件。

圖5 磁感應(yīng)信號測量系統(tǒng)框圖Fig.5 Diagram of magnetic induction signal measuring system

1.2.1 磁感應(yīng)線圈

磁感應(yīng)線圈包括激勵線圈和檢測線圈。磁感應(yīng)信號測量系統(tǒng)將正弦交變電流通入激勵線圈，產(chǎn)生激勵磁場，將激勵源信號分布到整個測量區(qū)域，再由檢測線圈檢測渦流信號，并將信號傳送到信號處理電路及接收儀器中?？紤]磁場的均勻性和線圈的幾何外形接近系統(tǒng)的數(shù)學(xué)模型，選用螺線管線圈；在激勵源提供足夠大電流的前提下，選擇匝數(shù)n較多，截面積S較大的激勵線圈可以提供較強的激勵磁場，便于檢測。在滿足檢測敏感度的前提下，選擇長寬尺寸較小(即截面積S較小)且匝數(shù)n較多的檢測線圈，這樣可以減小理論模型的計算誤差，改善目標(biāo)的定位精度。在這種情況下，設(shè)計線圈參數(shù)，并改進激勵源和檢測電路的設(shè)計，相關(guān)參數(shù)如表2所示。

表2 激勵與接收線圈的相關(guān)參數(shù)

1.2.2 信號處理電路

生物組織的電導(dǎo)率通常在0.02～2.0 S/m的范圍內(nèi)[12]，生物組織在磁場激勵下產(chǎn)生的渦流磁場信號非常微弱，所以被檢測信號的相位變化也非常微小。為了能準(zhǔn)確檢測到信號，本研究設(shè)計的檢測電路包括濾波和放大兩個部分：差分放大濾波電路和儀用差分放大電路。

使用LT6600-20全差分濾波運算放大芯片完成差分放大濾波電路，放大部分采用差分放大避免了接地信號的干擾，濾波部分分別采用近似4階切比雪夫(Chebyshev)低通濾波器，截止頻率為20 MHz，提供76 dB的信噪比，放大倍數(shù)為402 Ω/Rin，輸入電阻并聯(lián)62 pF電容以匹配濾波頻率。檢測線圈的信號經(jīng)前置濾波放大電路，去除高頻噪聲，得到初級放大，信號保持差分信號形式。

采用儀用放大器對初級信號進行放大，消除共模信號，對差分信號進行放大。儀用放大器線性誤差較小，具有高輸入阻抗和低噪聲的特性，適用于本信號的差分放大。使用AD8130精密高速儀用放大器，將差分信號放大后轉(zhuǎn)變成單端信號輸出，以便進行相位檢測。該芯片在工作頻率范圍內(nèi)提供70 dB的共模抑制比，差模輸入阻抗1 MΩ，最大輸入共模電壓±8.4 V，增益帶寬為270 MHz，其內(nèi)部采用三運放結(jié)構(gòu)，包括兩個高輸入阻抗同相放大器和一個差動放大器，這種結(jié)構(gòu)可以對信號進行很好測量，并將輸出轉(zhuǎn)為單端信號，適用于鑒相電路處理。

1.2.3 鑒相模塊

相位差測量使用的儀器是斯坦福大學(xué)研究的射頻鎖相放大器SR844。這是本研究實現(xiàn)高精度相位差檢測的關(guān)鍵器件，其檢測頻率范圍為25 kHz～200 MHz。采用相敏檢測技術(shù)(PSD)鎖住具有相同頻率的信號，而抑制不同頻率的信號，相位分辨率為0.02°。

1.3 三層顱腦瓊脂模型設(shè)計

1.3.1 顱腦模型的制作

在研究中，將顱腦由外而內(nèi)分為顱骨層、腦膜層和內(nèi)顱層，三層的厚度分別為5.0、2.0和72.0 mm，其電導(dǎo)率參數(shù)如表3所示。

表3 實驗中的分層參數(shù)

由表3給出的數(shù)據(jù)，計算出內(nèi)顱、腦膜及顱骨所需瓊脂及NaCl溶液的量。

首先，制作電導(dǎo)率為0.2 S/m的內(nèi)顱瓊脂模型。

步驟1：將瓊脂和電導(dǎo)率為0.2 S/m的NaCl溶液放入燒杯中，比例為瓊脂: NaCl=0.8 g: 100 mL。

步驟2：將燒杯放入微波爐中加熱至沸騰，用玻璃棒攪拌，使瓊脂粉充分溶解，制成瓊脂液。

步驟3：將制作好的瓊脂液倒入口徑為145.0 mm、高為72.0 mm的半球形模具中，冷卻后成型。

其次，制作顱骨層及腦膜層。

步驟1：將瓊脂和電導(dǎo)率為0.02 S/m的NaCl溶液、瓊脂和電導(dǎo)率為0.2 S/m的NaCl溶液分別放入燒杯中，比例均為瓊脂: NaCl=0.8 g: 100 mL。

步驟2：分別將燒杯放入微波爐中加熱至沸騰，使瓊脂粉充分溶解，制成瓊脂液。

步驟3：將瓊脂液放入模具中，制成規(guī)定厚度的薄層。

最后，將制作好的顱骨層和腦膜層無縫隙地貼合在內(nèi)顱瓊脂模型上，并將顱骨層和腦膜層多余的部分去掉，制成的三層顱腦模型剖面如圖6所示。

圖6 三層顱腦模型剖面Fig.6 The three layer head model profile

1.3.2 腦出血病變位置設(shè)計

三層顱腦模型的3個病變位置如圖7所示，1號位置對應(yīng)病變位于后腦，2號位置對應(yīng)病變位于顱腦中心位置，3號位置對應(yīng)病變靠近前額，分別對應(yīng)X-Y平面上坐標(biāo)為(-40,0)、(0,0)和(40,0)的位置。

圖7 所測顱腦病變位置Fig.7 Lesion location of measured brain model

實驗時，在顱腦模型的1、2、3位置分別放入一個底面直徑為15 mm、長度為24 mm、電導(dǎo)率為2.0 S/m的圓柱狀瓊脂塊仿真病變組織。為使檢測效果更加明顯，這一電導(dǎo)率大于血液在300 kHz下的0.72 S/m，且擴大了1.8倍。如圖8所示，為使病變位置容易辨認(rèn)，用紅色進行標(biāo)注。

圖8 實驗病變位置。(a)無病變；(b)1號位置；(c)2號位置；(d)3號位置Fig.8 Map of experimental lesion locations. (a) No lesion;(b) Position 1; (c) Position 2; (d) Position 3

1.4 實驗過程

將制作好的顱腦模型作為有顱骨實驗組，再在對照組中制作一個與實驗組外徑尺寸相同、電導(dǎo)率為0.2 S/m的半球形無顱骨顱腦模型。

在兩組模型內(nèi)設(shè)置一個底面直徑為15 mm、高為24 mm的圓柱形瓊脂塊作為仿真的病變組織，圓柱位于模型的X-Y平面上，電導(dǎo)率為2.0 S/m，分別放置于坐標(biāo)點為(-40,0)、(0,0)和(40,0)的位置，如圖8所示。

在實驗過程中，激勵頻率為300 kHz。激勵線圈與檢測線圈中軸線相距170 mm，被測物與檢測線圈相距85 mm。在軟件鑒相平臺中，設(shè)置采樣率為8 Hz，采樣時間為30 s，由于數(shù)據(jù)采集軟件溢出的影響，最終的采樣點數(shù)為242。

實驗系統(tǒng)如圖9所示。激勵線圈、被測物及檢測線圈固定在高100 mm的木制支架上，被測物位于兩線圈之間。信號發(fā)生器輸出兩路同步正弦信號：一路經(jīng)過激勵單元產(chǎn)生激勵磁場，20 V，300 kHz，激勵磁場穿過被測物，被檢測線圈檢測，檢測信號經(jīng)過相位差檢測單元，由鎖相放大器SR844采集；另一路作為參考信號，直接由鎖相放大器SR844采集，2V，300 kHz。

圖9 實驗系統(tǒng)Fig.9 The experimental system

1.5 實驗數(shù)據(jù)的采集與處理

由于存在隨機誤差，采用多次測量求平均值的方法予以消除。為減小檢測通道相位漂移對檢測結(jié)果的影響，每個被測目標(biāo)的測量時間應(yīng)盡可能短。通過軟件鑒相平臺，檢測由被測物產(chǎn)生的相位變化。

步驟1：將無病變的顱腦模型放入系統(tǒng)中測量，此時的相位數(shù)據(jù)242個。

步驟2：將無病變的顱腦模型移出系統(tǒng)，測量此時空場的相位數(shù)據(jù)242個。

步驟3：分別求取步驟1和步驟2中242個數(shù)據(jù)的平均值后做差，得出無病變時的相位變化。

步驟4：將有病變的顱腦模型放入系統(tǒng)中，測量此時的相位數(shù)據(jù)242個。

步驟5：將有病變的顱腦模型移出系統(tǒng)，測量此時空場的相位數(shù)據(jù)242個。

步驟6：分別求取步驟4和步驟5中242個數(shù)據(jù)的平均值后做差，得出有病變時的相位變化。

步驟7：將步驟3和步驟6所得的數(shù)據(jù)結(jié)果做差，取絕對值，從而得到最終結(jié)果。

通過以上方法，可以減小相位噪聲和系統(tǒng)誤差帶來的影響。相位差計算公式如下：

(1)

(2)

(3)

2 結(jié)果

將無顱骨與有顱骨顱腦模型放置于實驗系統(tǒng)中，測量固定體積情況下無顱骨與有顱骨時無病變及3個位置(1號位置、2號位置、3號位置)病變所引起的相位變化。經(jīng)SR844鎖相放大器測量和接收數(shù)據(jù)，對數(shù)據(jù)進行處理，實驗結(jié)果如表4所示。

表4 有、無顱骨時無病變及3個位置病變的相位變化

表4中，第1列代表實驗中4種測量情況，由上至下分別對應(yīng)無病變、病變位于坐標(biāo)點(-40,0)、病變位于坐標(biāo)點(0,0)以及病變位于坐標(biāo)點(40,0)。第1列和第3列分別代表無顱骨存在和有顱骨存在時MIT信號的相位變化值，為了方便比較，這兩列均取相位變化的絕對值，可以看出，在有、無顱骨存在時，系統(tǒng)能夠檢測到0.02°以上的相位變化值。第4列是將有顱骨時的相位變化值與無顱骨時的相位變化值做差，發(fā)現(xiàn)有顱骨時的相位變化值小于無顱骨時的相位變化值。

在無顱骨和有顱骨兩種情況下，相位變化幅值對比結(jié)果如圖10所示。

圖10 無病變與3個位置病變相位變化Fig.10 Phase difference of no lesion and three positions lesions

在圖10中，橫坐標(biāo)代表的是實驗中所測的4種情況，由左至右分別表示無病變、病變分別位于坐標(biāo)點(-40,0)、(0,0)和(40,0)，縱坐標(biāo)代表4種情況下MIT信號相位變化的幅值?；疑硎緹o顱骨時的相位變化值，黑色表示有顱骨時的相位變化值。由第2組～第4組的數(shù)據(jù)可以看出，當(dāng)有病變存在時，有、無顱骨時相位差變化的趨勢均為：病變位于1號位置時最大，病變位于3號位置時次之，病變位于2號位置時最小。由第1組數(shù)據(jù)與其余3組數(shù)據(jù)相比較可以看出，有病變存在時的相位變化值明顯高于無病變存在時的相位變化值。將每組數(shù)據(jù)中的兩個數(shù)據(jù)進行比較，可以看出，無病變和病變分別位于坐標(biāo)點(-40,0)、(0,0)和(40,0)時，有、無顱骨數(shù)據(jù)的幅值比例分別為0.57、0.59、0.42和0.61。

3 討論

在由激勵線圈和接收線圈組成的磁感應(yīng)系統(tǒng)中，交流電流通入激勵線圈產(chǎn)生激勵磁場，激勵磁場圍繞在激勵線圈周圍，所以越靠近激勵線圈的位置磁場越大。接收線圈上檢測到的是由激勵磁場產(chǎn)生的二次渦流磁場，越靠近接收線圈磁場越大。但是，由于接收線圈周圍是感應(yīng)磁場，所以其大小勢必小于激勵線圈周圍的激勵磁場。在激勵與接收線圈中軸線的中點上，由于激勵磁場與感應(yīng)磁場的相互抵消作用，使得這點的磁場遠小于激勵線圈和接收線圈周圍的磁場。綜上所述，在磁感應(yīng)系統(tǒng)中，信號的大小關(guān)系為：靠近激勵線圈的磁場最大，靠近接收線圈的磁場次之，激勵與接收線圈中軸線中點處的磁場最小。

顱骨的電導(dǎo)率比頭皮和腦組織的電導(dǎo)率低得多，這使得顱腦周圍的渦流磁場產(chǎn)生衰減，從而降低了系統(tǒng)對顱內(nèi)阻抗信號的敏感度。由表4可以看出，測量線圈上有顱骨時的相位變化值小于無顱骨時的相位變化值，有、無顱骨時，系統(tǒng)能夠檢測到0.02°以上的相位變化值，這充分證明了系統(tǒng)的可用性。

由圖10可以看出，有病變存在時的相位變化值明顯高于無病變存在時的相位變化值，表明系統(tǒng)可以檢測到顱腦深層電導(dǎo)率的變化。當(dāng)有病變存在時，有、無顱骨數(shù)據(jù)的變化趨勢均為：病變位于坐標(biāo)點(-40,0)時最大，病變位于坐標(biāo)點(40,0)時次之，病變位于坐標(biāo)點(0,0)時最小，即病變靠近激勵線圈時最大，病變靠近接收線圈時次之，病變位于原點時最小，這與磁場的分布規(guī)律一致。在無病變和病變分別位于坐標(biāo)點(-40,0)、(0,0)和(40,0)時，有、無顱骨數(shù)據(jù)的幅值比例分別為0.57、0.59、0.42和0.61，可以看出有顱骨時的MIT信號相位變化幅值明顯小于無顱骨時的相關(guān)幅值，這與仿真結(jié)果一致。

實驗結(jié)果表明，雖然顱骨的存在改變了所測數(shù)據(jù)幅值的大小，但有、無顱骨時的數(shù)據(jù)變化趨勢并沒有變化。這提示，顱骨的存在雖然降低了檢測信號的幅度，但系統(tǒng)卻能有效地檢測到病變的存在，顯示了MIT測量可“穿透”顱骨的特性，從而驗證了MIT在顱腦功能圖像重建方面的優(yōu)勢。

在研究過程中，充分考慮到真實顱腦結(jié)構(gòu)中，腦膜與內(nèi)顱之間的間隙可能會對MIT信號檢測產(chǎn)生影響，所以，制作模型時，將電導(dǎo)率十分相近的腦膜和內(nèi)顱分為2層，并將電導(dǎo)率均設(shè)置為0.2 S/m。將整個顱腦模型分為3層，能使其更加符合實際情況，令實驗結(jié)果更加準(zhǔn)確。

研究中，根據(jù)瓊脂和NaCl溶液制作的模型近似為純電阻材料，忽略了人腦各部分相對介電常數(shù)對實驗結(jié)果及其后圖像重建的影響；由于瓊脂材料特性和實驗手段的限制，目前的分層瓊脂顱腦模型還比較粗糙，只進行了定性分析。下一步將設(shè)計更加精確的瓊脂顱腦模型實驗方案，以便提高測量精度，實現(xiàn)定量分析。

4 結(jié)論

MIT是一種成像技術(shù)，MIT信號的檢測是圖像重建的重要基礎(chǔ)。本研究使用仿真和實驗的方法，探討了顱骨的存在對MIT信號檢測的影響。使用Comsol軟件，建立三層球形仿真顱腦模型，仿真計算了顱骨電導(dǎo)率對MIT信號檢測的影響。利用瓊脂與NaCl溶液，制作模擬真實顱腦電導(dǎo)率分布的分層顱腦仿真模型，構(gòu)建磁感應(yīng)信號測量系統(tǒng)，對無病變及3個不同部位病變的模型進行實驗研究。研究結(jié)果顯示，有病變存在時的MIT信號相位變化值明顯高于無病變存在時的相位變化值；當(dāng)有病變存在時，有、無顱骨數(shù)據(jù)的變化趨勢均為：病變位于坐標(biāo)點(-40,0)時最大，病變位于坐標(biāo)點(40,0)時次之，病變位于坐標(biāo)點(0,0)時最??；在無病變和病變分別位于X-Y軸上坐標(biāo)點為(-40,0)、(0,0)和(40,0)的位置時，有、無顱骨數(shù)據(jù)的幅值比例分別為0.57、0.59、0.42和0.61。

研究結(jié)果表明，磁感應(yīng)斷層成像系統(tǒng)能夠檢測到顱腦深層的電導(dǎo)率變化，雖然顱骨對MIT信號的檢測有衰減作用，但并不影響數(shù)據(jù)的變化趨勢。MIT利用磁場作用測量電導(dǎo)率及其變化，比較容易耦合進入顱骨內(nèi)部，有利于MIT用于顱腦疾病的檢測與成像中，結(jié)合高精度硬件檢測設(shè)備，可實現(xiàn)顱內(nèi)病變的無創(chuàng)、無接觸圖像監(jiān)測。

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Simulation and Experimental Research on the Impact of Skull in Magnetic Induction Tomography Signal Detection

Ke Li*Li Panpan Chen Hong Liu Huan Du Qiang

(SchoolofElectricalEngineering,ShenyangUniversityofTechnology,Shenyang110870,China)

The aim of this paper is to study the effect of skull to magnetic induction tomography (MIT) signal detection through simulation and experiments. Firstly, a spherical brain model of three layers was established using Comsol software to simulate the effects of the skull conductivity to MIT signal detection. And then a multi-channel magnetic induction tomography experimental system which consists of solenoid coil, rear circuit and data receiving apparatus was established, and a hierarchical model of cerebral hemorrhage was made of agar and NaCl solution which has a similar conductivity distribution with the real brain. The diameter of the model is 158 mm. Finally, in the two models with skull and without skull, the phase change of no lesion and different locations of simulating lesions were measured. The distance between the model center and detection coil is 85 mm. From the results, what can be seen is that, when the model with no lesion and lesions were on the coordinates of (-40,0), (0,0) and (40,0) of theX-Yplane, the proportion of the phase change between the models with and without skull is 0.57, 0.59, 0.42, 0.61 respectively. The coordinates of (-40,0) and (40,0) represent the position which has a distance of 45mm from incentive coil to y axis and a distance of 45mm from Y axis to incentive coil respectively. When there is a lesion, the change trend of the data in the model with and without skull is same, which means that the maximum appears on the coordinate of (-40,0), the second appears on the coordinate of (0,0), and the smallest appears on the coordinate of (40,0). The results show that, the skull has an effect of attenuation on the size of MIT signals, but the changing trend of measured data is not changed. The results also indicate that the image detection of intracranial lesions can be achieved without a record and contact using high precision hardware detection system in practical applications.

magnetic induction tomography (MIT); skull; model of cerebral hemorrhage; phase difference; simulation; agar model

10.3969/j.issn.0258-8021. 2015. 05.007

2015-05-20， 錄用日期:2015-08-27

國家自然科學(xué)基金(51377109)；遼寧省自然科學(xué)基金(2013020050)；遼寧省教育廳重點實驗室基礎(chǔ)研究項目(LZ2014011)

R318

A

0258-8021(2015) 05-0566-08

*通信作者(Corresponding author)， E-mail: ke.l@live.cn