本發明涉及癌癥檢測技術領域，特別涉及一種生物組織磁聲電導率檢測裝置。

背景技術：

隨著社會節奏的加快，人們壓力的提高，空氣及環境污染的加重，越來越多的癌癥患者被發現，有的癌癥患者被發現時已經是癌癥晚期，很難有治愈的轉機，若有一種能在癌癥早期或癌癥形成初期就能診斷癌癥即將產生的裝置，那將會造福于全人類。

在當前成像系統中，X-CT所成圖像具有分辨率高，對比度好的特點，但由于X射線具有電離輻射，因而對人體具有一定的傷害，從而使其應用范圍受到限制；超聲成像具有成像快，分辨率高，對人體沒有傷害等優點，但其對比度較差，因而圖像的清晰度受到了限制。且超聲成像跟X-CT一樣，所成圖像均為形態解剖學成像，不對人體組織進行功能性成像，只有當患者病杜組織發生形態病變后，才能在影像中顯現，因此難以對患者病情進行早期診斷。磁共振雖然具有分辨率高，容易獲取三維圖像的優勢，但目前已得到廣泛應用的傳統磁共振技術也不能對人體組織和器官進行功能成像，且磁共振成像造價昂貴，使用和維護費用極高，因而難以在普通百姓中普及。早期癌癥患者無法通過超聲，X-CT，磁共振等方法診斷出癌癥，只有當癌癥達到一定程度之后才能通過超聲，活檢等方法進行確診，因而需要一種對癌癥病變前早期發展階段進行檢測的方法和評估的機制，從而及時提醒癌癥患者進行早期治療，從而避免錯過較佳治療時間。

技術實現要素：

為了解決現有技術的問題，本發明實施例提供了一種生物組織磁聲電導率檢測裝置。所述技術方案如下：

一方面，本發明實施例提供了一種生物組織磁聲電導率檢測裝置，所述裝置包括：電導率檢測水槽平臺、控制及信號處理電路，

所述電導率檢測水槽平臺包括：

檢測水槽，用于盛放傳輸介質并為待測生物組織提供檢測區域，當進行生物組織電導率檢測時所述傳輸介質浸沒檢測區域；

靜態磁場產生裝置，設置在檢測水槽中，用于在檢測區域產生檢測所需的靜態磁場；

水浸探頭，設置在檢測水槽中，用于為待測生物組織提供檢測所需的超聲波；

探頭運動控制裝置，與水浸探頭連接，用于在進行生物組織電導率檢測時，控制水浸探頭按照預設方式運動；

信號檢測裝置，設置在檢測水槽中，用于獲取待測生物組織在檢測過程中產生的電壓信號；

控制及信號處理電路，分別與水浸探頭、探頭運動控制裝置、以及信號檢測裝置連接，用于控制水浸探頭產生超聲波并驅動探頭運動控制裝置工作；

控制及信號處理電路，還用于根據信號檢測裝置檢測到的電壓信號，計算待測生物組織內電導率隨水浸探頭位置變化而變化的情況，并根據計算結果對待測生物組織內部結構進行成像處理。

在本發明實施例上述的磁聲電導率檢測裝置中，所述控制及信號處理電路，包括：

信號發生器，用于產生檢測所需的線性調頻連續波信號；

功率放大器，與信號發生器連接，用于對信號發生器產生的線性調頻連續波信號進行增益調節；

功率分配器，與功率放大器連接，用于將經過增益調節的線性調頻連續波信號分配為第一信號和第二信號；

頻率合成器，分別與功率分配器和水浸探頭連接，用于根據功率分配器提供的第一信號產生水浸探頭所需的激勵源；

阻抗匹配及前置放大模塊，與信號檢測裝置連接，用于對信號檢測裝置獲取到的電壓信號進行放大處理；

帶通濾波器，與阻抗匹配及前置放大模塊連接，用于對放大處理后的電壓信號進行帶通濾波處理；

混頻模塊，分別與功率分配器和硬件濾波模塊連接，用于將帶通濾波處理后的電壓信號與功率分配器提供的第二信號進行混頻處理；

低通濾波器，與混頻模塊連接，用于對混頻處理后的信號進行低通濾波處理；

模數轉換器，與低通濾波器連接，用于將接收到的模擬信號轉為相應的數字信號；

成像處理模塊，與模數轉換器連接，用于根據接收到的數字信號進行成像處理；

探頭驅動電路，與探頭運動控制裝置連接，用于驅動探頭運動控制裝置工作；

微控制處理單元，分別與信號發生器、功率放大器、成像處理模塊、以及探頭驅動電路連接。

在本發明實施例上述的磁聲電導率檢測裝置中，所述控制及信號處理電路，還包括：儲存器，與微控制處理單元連接，用于儲存檢測數據。

在本發明實施例上述的磁聲電導率檢測裝置中，所述靜態磁場產生裝置包括：兩塊平行放置的靜磁體。

在本發明實施例上述的磁聲電導率檢測裝置中，所述信號檢測裝置包括：兩塊用于獲取待測生物組織在檢測過程中產生的電壓信號的金屬電極。

在本發明實施例上述的磁聲電導率檢測裝置中，兩塊靜磁體在電導率檢測水槽平臺中的放置方位、兩塊金屬電極在電導率檢測水槽平臺中的放置方位、以及水浸探頭在電導率檢測水槽平臺中的放置方位，兩兩之間相互垂直。

在本發明實施例上述的磁聲電導率檢測裝置中，所述電導率檢測水槽平臺還包括：超聲波吸收擋板，設置在檢測水槽中，用于吸收穿過待測生物組織的超聲波。

在本發明實施例上述的磁聲電導率檢測裝置中，所述傳輸介質為除掉氧氣和雜質的純凈水。

在本發明實施例上述的磁聲電導率檢測裝置中，還包括：發光二極管(Light Emitting Diode，簡稱“LED”)顯示器，與控制及信號處理電路連接，用于顯示成像結果。

在本發明實施例上述的磁聲電導率檢測裝置中，還包括：電腦(Personal Computer，簡稱“PC”)端，與控制及信號處理電路連接。

本發明實施例提供的技術方案帶來的有益效果是：

提供的磁聲電導率檢測裝置通過檢測生物組織電學特性的改變來早期發現生理，病理的異常，為疾病早期診斷提供數據支持，且該磁聲電導率檢測裝置與感應式磁聲電導率檢測方法及電壓注入式磁聲電導率檢測方法相比，不使用激勵線圈，不存在交變磁場對樣品中電流的影響以及對超聲換能器等檢測設備的干擾，避免了感應式磁聲成像中階躍信號難以實現的問題，降低了電壓注入式磁聲成像中電極直接檢測中電極噪聲和接觸噪聲信號導致的干擾和失真，以及避免了注入電流彌散性分布造成空間分辨率較低的缺點。

附圖說明

為了更清楚地說明本發明實施例中的技術方案，下面將對實施例描述中所需要使用的附圖作簡單地介紹，顯而易見地，下面描述中的附圖僅僅是本發明的一些實施例，對于本領域普通技術人員來講，在不付出創造性勞動的前提下，還可以根據這些附圖獲得其他的附圖。

圖1是本發明實施例一提供的一種電導率檢測水槽平臺的結構示意圖；

圖2是本發明實施例一提供的一種生物組織磁聲電導率檢測裝置結構示意圖。

具體實施方式

為使本發明的目的、技術方案和優點更加清楚，下面將結合附圖對本發明實施方式作進一步地詳細描述。

實施例一

本發明實施例提供了一種生物組織磁聲電導率檢測裝置，適用于對生物組織內部結果進行功能性成像檢測，尤其適用于對生物組織早期的病變情況進行檢測，參見圖1和圖2，該裝置可以包括：電導率檢測水槽平臺1、控制及信號處理電路2。

其中，電導率檢測水槽平臺1可以包括：

檢測水槽11，用于盛放傳輸介質并為待測生物組織提供檢測區域，當進行生物組織電導率檢測時所述傳輸介質浸沒檢測區域。在實際應用中，一般放置水槽容積4/5左右的傳輸介質，并確保待測生物組織被淹沒。傳輸介質可以為除掉氧氣和雜質的純凈水，需要說明的是，這里的純凈水并非理論中不含任何雜質的水，而是經過純化處理后，氧氣和雜質含量很少，導電率極低，對后續生物組織電導率的檢測干擾小，且很好的克服水浸探頭13與待測生物組織之間超聲波傳播的聲衰減。

靜態磁場產生裝置12，設置在檢測水槽11中，用于在檢測區域產生檢測所需的靜態磁場。在本實施例中，靜態磁場產生裝置12可以由兩塊平行放置的靜磁體(形狀不限)來實現，以在待測區域產生均勻性良好的靜態磁場，在實際應用中，優選方形靜磁體。

水浸探頭13，設置在檢測水槽11中，用于為待測生物組織提供檢測所需的超聲波。在本實施例中，采用活塞狀的平面超聲換能器，其為中心頻率為2.5M Hz，帶寬為1M Hz的水浸探頭。

探頭運動控制裝置14，與水浸探頭13連接，用于在進行生物組織電導率檢測時，控制水浸探頭13按照預設方式運動。在本實施例中，探頭運動控制裝置14可以為步進電機及其相應的導軌、滑塊等機械結構組成，在圖1的示例中，探頭運動控制裝置14采用二維探頭控制方式(包括水平方向和垂直方向上的探頭移動)，確保水浸探頭13能在空間平面內進行精準超聲激勵并能精確定位水浸探頭13的位置。

信號檢測裝置15，設置在檢測水槽11中，用于獲取待測生物組織在檢測過程中產生的電壓信號。在本實施例中，信號檢測裝置15可以包括兩塊金屬電極(例如：銅電極、鋁電極等)，用于檢測電壓信號。需要說明的是，待測生物組織在檢測過程中會產生多種信號，相比其他信號的檢測，電壓信號更容易被檢測和處理，因此信號檢測裝置15主要是采集電壓信號。在本實施例中，在靜態磁場產生裝置12、水浸探頭13、以及信號檢測裝置15之間相對位置的設計時，參見圖1，靜態磁場產生裝置12的兩塊靜磁體在電導率檢測水槽平臺1中的放置方位、信號檢測裝置15中的兩塊金屬電極在電導率檢測水槽平臺1中的放置方位、以及水浸探頭13在電導率檢測水槽平臺1中的放置方位，兩兩之間相互垂直。即在待測生物組織中，靜態磁場產生裝置12產生的靜磁場方向、水浸探頭13產生的超聲波傳播方向、以及信號檢測裝置15檢測到的電流方向，兩兩之間相互垂直。在圖1所示的例子中，靜態磁場產生裝置12的兩塊靜磁體放置在待測生物組織的左右方位，信號檢測裝置15中的兩塊金屬電極放置在待測生物組織的上下方位，水浸探頭13正對待測生物組織的前后方位。

控制及信號處理電路2，分別與水浸探頭13、探頭運動控制裝置14、以及信號檢測裝置15連接，用于控制水浸探頭13產生超聲波并驅動探頭運動控制裝置14工作。

控制及信號處理電路2，還用于根據信號檢測裝置15檢測到的電壓信號，計算待測生物組織內電導率隨水浸探頭13位置變化而變化的情況，并根據計算結果對待測生物組織內部結構進行成像處理。

此外，參見圖1，該電導率檢測水槽平臺1還可以包括：超聲波吸收擋板16，設置在檢測水槽11中，用于吸收穿過待測生物組織的超聲波，減弱超聲激勵聲波信號在生物組織(或仿體)和水槽中的多次反射干擾。

需要說明的是，由于人體組織的電特性與組織的結構，功能，生理，病理等狀況息息相關，因而生物組織在發生早期病變且尚未在形態結構上產生改變時，生物組織內各種化學物質所帶電荷量和電荷的空間分布將首先發生變化，宏觀上表現為病變部位生物組織的電特性(電阻抗，電導率，介電常量)的改變，因此，通過早期對組織電特性的檢測就可無損的檢測組織的病變情況，從而達到對病變組織早期診斷，早期治療的目的。

生物組織的結構，類型，溫度，含水量以及病理狀態會導致電阻抗的明顯變化，而生理和病理的變化將會改變組織細胞膜的通透性和細胞液濃度，從而影響電阻抗的特性，利用電阻抗成像檢測方法不僅可以對生物組織器官的種類進行區分，而且可對生理，病理狀態進行識別，并通過檢測生物組織電學特性的改變來早期發現生理，病理的異常，為疾病早期診斷提供數據支持。因此需要一種能夠對生物組織電導率進行檢測，進而對生物組織病變情況進行早期診斷的裝置，當前對電導率檢測方法中傳統電導率檢測方法并不適合于生物組織中電導率的檢測，而感應式磁聲電導率檢測方法使用激勵線圈，存在交變磁場對樣品中電流的影響以及對超聲換能器等檢測設備的干擾，且感應式磁聲成像中階躍信號難以實現；電壓注入式磁聲檢測方法將電流注入組織體中，其注入電流彌散性分布造成空間分辨率較低。

而本實施例提供的生物組織磁聲電導率檢測裝置中，超聲波脈沖作用于低電導率生物組織目標體，在生物組織目標體內產生振動速度為V的質點振動，其在靜磁場作用下產生等效電場源，并引起生物組織目標體中點流程的分布，即通過聲場(由超聲波產生)和靜磁場激勵在生物組織目標體中耦合產生電流場的過程，然后通過與磁場方向和超聲探頭(即水浸探頭13)激勵方向兩兩垂直的電極對，去測量生物組織表面的電壓信號，通過三維控制臺對超聲探頭進行掃描，并對掃描位置進行記錄，同時通過對電極檢測到的電壓信號進行采集，并結合超聲波激勵信號的特性，從電極采集到的電壓信號中分析出生物組織電導率信息的過程，在求解生物組織電導率過程中，需要求解聲場的正問題及電磁場的逆問題，及通過超聲激勵生物組織獲得生物組織目標體質點的振動速度的正問題求解，同時根據互逆定理，需要從所檢測到的電壓信號中反演出目標體中電流密度分布的逆問題求解。通過求解電流密度分布進而求出生物組織電導率相關信息(即已知目標體表面所測得的電極間電壓U_ab，振動速度v和靜磁場B₀，采用數值計算方法再求解目標體的電導率分布)。

因此，本實施例提供的生物組織磁聲電導率檢測裝置，通過檢測與生物組織的硬度，彈性等信息相關的電阻抗特性，從而通過對生物組織電導率信號進行成像的方法來對生物組織早期的病變情況進行診斷，從而預防或及時防止組織病變加重。

具體地，參見圖2，控制及信號處理電路2可以包括：

信號發生器21，用于產生檢測所需的線性調頻連續波信號。在本實施例中，信號發生器21采用直接數字式頻率合成器(Direct Digital Synthesizer,簡稱“DDS”)制備，具有成本及功耗低、還具有分辨率高和轉換時間快速等優點。在實際應用中，采用具有調幅、調頻和調相等調制功能及片內D/A變換器的AD7008DDS芯片來實現。

功率放大器22，與信號發生器21連接，用于對信號發生器21產生的線性調頻連續波信號進行增益調節，主要是進行功率放大和輸出幅度調節。

功率分配器23，與功率放大器22連接，用于將經過增益調節的線性調頻連續波信號分配為第一信號和第二信號。

頻率合成器24，分別與功率分配器23和水浸探頭13連接，用于根據功率分配器23提供的第一信號產生水浸探頭13所需的激勵源。

阻抗匹配及前置放大模塊25，與信號檢測裝置15連接，用于對信號檢測裝置15獲取到的電壓信號進行放大處理。在本實施例中，阻抗匹配及前置放大模塊25一是用于電極間電阻與前置放大電路輸入端之間電阻的匹配；二是對電極間微弱的電壓信號進行放大，本發明采用高帶寬儀表放大器作為前置放大器，且采用差分輸入方式來提高前置放大的信噪比。

帶通濾波器26，與阻抗匹配及前置放大模塊25連接，用于對放大處理后的電壓信號進行帶通濾波處理，在本實施例中，其帶通范圍為2-3M Hz。

混頻模塊27，分別與功率分配器23和硬件濾波模塊26連接，用于將帶通濾波處理后的電壓信號與功率分配器23提供的第二信號進行混頻處理。在本實施例中，對采集到的電壓信號進行混頻處理，去除了高頻信號，減少了后續模數轉換器29采集數據量。

低通濾波器28，與混頻模塊27連接，用于對混頻處理后的信號進行低通濾波處理，在本實施例中，低通濾波器28的截止頻率為0.6M Hz。

模數轉換器29，與低通濾波器28連接，用于將接收到的模擬信號轉為相應的數字信號。在實際應用中，可以采用12位AD9235芯片、3V單電源供電，其采樣率高達65MSPS的模數轉換器，且內置一個高性能采樣保持放大器和基準電壓源。并采用多級差分流水線架構，內置輸出糾錯邏輯，因此在20/40/65MSPS可選數據速率時可確保在整個工作溫度范圍內無失碼。

成像處理模塊30，與模數轉換器29連接，用于根據接收到的數字信號進行成像處理。在本實施例中，采用現場可編程門陣(Field－Programmable Gate Array，簡稱“FPGA”)制備。

探頭驅動電路31，與探頭運動控制裝置14連接，用于驅動探頭運動控制裝置14工作，主要是驅動探頭運動控制裝置14中的步進電機的工作。

微控制處理單元32，分別與信號發生器21、功率放大器22、成像處理模塊30、以及探頭驅動電路31連接。在本實施例中，微控制處理單元32可以采用Samsung公司的S3C6410作為處理器芯片，S3C6410是一個16/32位旨在提供一個成本效益、功耗低，性能高的RISC微處理器。

進一步地，參見圖2，控制及信號處理電路2還可以包括：儲存器33，與微控制處理單元32連接，用于儲存檢測數據。

進一步地，參見圖2，該生物組織磁聲電導率檢測裝置還可以包括：LED顯示器3，與控制及信號處理電路2連接，用于顯示成像結果。

進一步地，參見圖2，該生物組織磁聲電導率檢測裝置還可以包括：PC端4，與控制及信號處理電路2連接。

下面結合圖1和圖2，簡述一下該生物組織磁聲電導率檢測裝置的工作過程：

通過微控制處理單元32給信號發生器21發出信號調節控制指令，發出一個頻率為2-3M，持續時間為400us，幅度為100mv的線性調頻連續波信號，并通過功率放大器22對產生的線性調頻信號進行放大，再通過功率分配器23對放大后的線性調頻信號進行功率分配，一部分功率輸出給中心頻率2.5M水浸探頭13(帶寬為1M)進行超聲波激勵，另一部分功率輸出給混頻模塊27，另外，將水浸探頭13安裝在探頭運動控制裝置14上，且確保水浸探頭13的探頭部分置于水槽中以及超聲波發射面正對待測生物組織，根據線性調頻激勵信號以及超聲波探頭的頻帶特點，超聲激勵波在生物組織(或仿體)中傳播，使生物組織(或仿體)中的局部質點振動，振動的質點在靜磁場作用下產生洛侖磁力，使正負電荷分離，從而在電極兩端產生可被檢測的微弱電壓信號，通過對微弱電壓信號進行阻抗匹配及前置放大，并通過帶通范圍為2-3M Hz的帶通濾波器26進行硬件濾波后，輸入混頻器27，并與功率分配器23輸出的信號進行混頻，混頻后再通過0.6M的低通濾波器28進行硬件濾波，隨后再通過模數轉換器29對低通濾波后的信號進行ADC采集，然后再輸出給成像處理模塊30進行數字濾波，FFT(快速傅里葉變換)及結合探頭運動位置信號及相應成像算法進行空間內電導率成像，最后成像處理模塊30將顯示生物組織電導率空間成像的圖片信息發送給微控制處理單元32，微控制處理單元32再控制LED顯示器3進行顯示和存儲，也可通過USB控制器將上述成像數據發送給PC端4，在PC端4進行更多處理及電導率成像顯示。

其中，微控制處理單元32控制電機驅動器給探頭運動平臺在垂直與水平平面內運動，每次運動都確定一個激勵位置，并通過400us持續時間的線性調頻激勵信號后，通過電極來檢測400us期間電極電壓值，之后再通過微控制處理單元32控制探頭運動平臺到達下一個電導率檢測位置，直至探頭在平面內所有點都被激勵，每兩個激勵位置受步進電機精度的影響。當平面內所有檢測點都被檢測到之后，結合探頭在不同時刻不同位置的位置數據與經過快速傅里葉變化后的中頻信號數據，以及磁聲電導率成像算法得到生物組織(或仿體)空間內不同位置的電導率分布情況，并通過圖像進行顯示。上述計算過程可以參考如下公式：

1.發射的超聲波聲壓：

kT_m＜＜t＜＜kT_m+T

2.檢測接收到的電壓信號：

3.中頻信號的來源(對發射信號和接收信號進行點乘，再經過截止頻率為0.6MHz低通濾波器將上邊頻信號去掉，保留中頻信號)，濾波后的中頻信號正比于：

即有：

4.中頻信號：

5.理論軸向分辨率(通過本發明裝置獲得的軸向分辨率為ΔR)

上式中：起始頻率：f₀＝2MHz，探頭中心頻率＝2.5MHz，帶寬：Δf＝1MHz，線性調頻連續波持續時間：T＝400μs，探頭到生物組織(或仿體)邊界最遠距離：R＝10cm，聲波在生物組織(或仿體)中傳播速度：c＝1540m/s，中頻頻率值：I_f＝162.34kHz。

本發明實施例提供的磁聲電導率檢測裝置通過檢測生物組織電學特性的改變來早期發現生理，病理的異常，為疾病早期診斷提供數據支持，且該磁聲電導率檢測裝置與感應式磁聲電導率檢測方法及電壓注入式磁聲電導率檢測方法相比，不使用激勵線圈，不存在交變磁場對樣品中電流的影響以及對超聲換能器等檢測設備的干擾，避免了感應式磁聲成像中階躍信號難以實現的問題，降低了電壓注入式磁聲成像中電極直接檢測中電極噪聲和接觸噪聲信號導致的干擾和失真，以及避免了注入電流彌散性分布造成空間分辨率較低的缺點。

以上所述僅為本發明的較佳實施例，并不用以限制本發明，凡在本發明的精神和原則之內，所作的任何修改、等同替換、改進等，均應包含在本發明的保護范圍之內。