本發(fā)明涉及一種對生物腔體組織進(jìn)行磁光聲聯(lián)合內(nèi)窺成像的方法，屬于醫(yī)學(xué)成像技術(shù)領(lǐng)域。

背景技術(shù)：

生物光聲(photoacoustic,pa)成像是以生物組織的光聲效應(yīng)為物理基礎(chǔ)，即組織吸收短脈沖激光進(jìn)而發(fā)熱膨脹產(chǎn)生超聲波(即光聲信號)。感應(yīng)式磁聲(magnetoacoustictomographywithmagneticinduction,mat-mi)成像以生物組織的磁聲效應(yīng)為物理基礎(chǔ)，即將目標(biāo)體置于靜磁場中，并在與靜磁場的相同方向上施加磁脈沖激勵，目標(biāo)體中感應(yīng)出的渦電流與靜磁場作用產(chǎn)生洛倫茲力，帶電粒子在洛倫茲力的作用下產(chǎn)生振動，從而發(fā)射出超聲波，再經(jīng)過超聲探頭接收后成像。單一的成像技術(shù)不能全面、詳盡地描述生物組織的結(jié)構(gòu)和功能信息，而超聲(ultrasonic,us)、pa和mat-mi成像都是以超聲波為載體的聲學(xué)成像技術(shù)，且具有互補(bǔ)的特點，可將它們結(jié)合起來，進(jìn)行磁光聲(magneto-photo-acoustic,mpa)聯(lián)合成像。mpa成像綜合了光聲信號發(fā)射階段超聲檢測較高的分辨率以及磁聲信號檢測時較高的分辨率和靈敏度，可對早期病變組織進(jìn)行精準(zhǔn)的定位和功能成分成像。

目前mpa聯(lián)合成像都是體外成像，即將超聲換能器置于生物體四周，在體外接收超聲信號。相對于內(nèi)窺成像，這種方式不能及時有效地對生物腔體組織(如消化道、腸道和血管等)進(jìn)行觀察和診斷。因此研究一種磁光聲聯(lián)合內(nèi)窺(endoscopicmagneto-photo-acoustic,empa)成像方法是十分必要的。

技術(shù)實現(xiàn)要素：

本發(fā)明的目的在于針對現(xiàn)有技術(shù)之弊端，提供一種生物磁光聲聯(lián)合內(nèi)窺成像方法，以獲取高分辨率和靈敏度的生物腔體組織圖像，幫助醫(yī)務(wù)人員及時有效地對生物腔體組織進(jìn)行觀察和診斷。

本發(fā)明所述問題是以下述技術(shù)方案實現(xiàn)的：

一種生物磁光聲聯(lián)合內(nèi)窺成像方法，所述方法在建立多層腔體組織橫截面模型的基礎(chǔ)上，對腔道內(nèi)的超聲回波成像、光聲成像和感應(yīng)式磁聲成像的過程進(jìn)行數(shù)值仿真，得到腔道橫截面上組織反射的超聲回波信號以及組織產(chǎn)生的光聲和磁聲信號，然后對三種超聲信號進(jìn)行最優(yōu)加權(quán)求和，得到融合后的聯(lián)合成像信號。

上述生物磁光聲聯(lián)合內(nèi)窺成像方法，所述方法包括以下步驟：

a.建立多層腔體組織橫截面模型

成像導(dǎo)管位于多層腔體組織橫截面模型的中心，超聲換能器位于成像導(dǎo)管頂端，模型所在的坐標(biāo)系是θ-l極坐標(biāo)系，其中坐標(biāo)原點是成像導(dǎo)管頂端中心，θ是極角，l是極徑，水平向右的方向為l軸正方向，忽略超聲換能器的孔徑效應(yīng)，將超聲換能器看作理想的點探測器，其掃描軌跡為平行于成像平面的圓形軌跡，以模型的中心為起始點，將模型等角度劃分為n份，每一份近似為層與層之間平行的多層腔體組織，導(dǎo)管處的成像角度為

θi＝360(i-1)/n

其中i＝1,2,…,n，θi對應(yīng)的成像區(qū)域的角度范圍為[θia,θib]，其中θia＝θi-180/n，θib＝θi+180/n；

b.對成像組織反射的超聲回波信號以及組織產(chǎn)生的光聲信號和磁聲信號進(jìn)行數(shù)值仿真；

①超聲回波信號：

從腔體中心沿徑向發(fā)射超聲脈沖，根據(jù)不同成分組織的聲阻抗差異值以及超聲探測器的沖激響應(yīng)，仿真得到組織反射/散射的超聲回波信號；

②光聲信號：

從腔體中心對周圍組織沿徑向發(fā)射激光脈沖，組織由于光聲效應(yīng)產(chǎn)生光聲信號，根據(jù)不同成分組織的光吸收系數(shù)和散射系數(shù)，結(jié)合蒙特卡羅模擬和光聲波動方程，仿真得到組織產(chǎn)生的光聲信號；

③磁聲信號：

沿腔體的軸向施加靜磁場和脈沖磁激勵，組織由于磁聲效應(yīng)產(chǎn)生磁聲信號，根據(jù)不同成分組織的電導(dǎo)率，結(jié)合磁聲波動方程，仿真得到組織產(chǎn)生的磁聲信號；

c.對超聲回波信號、光聲信號和磁聲信號進(jìn)行融合

對于成像組織中的角度θi(i＝1,2,…,n)、位置r處的超聲回波信號光聲信號和磁聲信號采用下式進(jìn)行融合：

其中為超聲回波、光聲和磁聲信號的融合信號，即聯(lián)合成像信號，w1i、w2i、w3i分別為超聲回波、光聲和磁聲信號的加權(quán)因子，且有w1i+w2i+w3i＝1。

上述生物磁光聲聯(lián)合內(nèi)窺成像方法，為了使超聲回波、光聲和磁聲信號的融合信號的均方誤差最小，超聲回波、光聲和磁聲信號的加權(quán)因子w1i、w2i、w3i應(yīng)取最優(yōu)值最優(yōu)值的計算公式為：

其中k為超聲回波、光聲和磁聲信號的測量次數(shù)，為總均方誤差最小時超聲回波、光聲和磁聲信號的最優(yōu)加權(quán)因子，為的方差，為的方差，為的方差，ruu為的自相關(guān)系數(shù)，rup為和的互相關(guān)系數(shù)，rpp為的自相關(guān)系數(shù)，rpm為和的互相關(guān)系數(shù)，rmm為的自相關(guān)系數(shù)，rmu為和的互相關(guān)系數(shù)。

本發(fā)明在信號層對超聲換能器分時接收的腔體組織反射/散射的超聲回波信號以及組織產(chǎn)生的光聲信號和磁聲信號進(jìn)行融合，同傳統(tǒng)方法相比，本方法得到的聯(lián)合成像信號可較多地保留組織的形態(tài)結(jié)構(gòu)和成分信息，據(jù)此重建出的組合圖像具有極高的空間分辨率、對比度、靈敏度和對比分辨率，能準(zhǔn)確顯示腔道壁內(nèi)各組織的位置、形態(tài)及其功能成分。

附圖說明

下面結(jié)合附圖對本發(fā)明作進(jìn)一步說明。

圖1是含有鈣化斑塊的血管橫截面模型示例；

圖2是empa成像導(dǎo)管在角度θi處分時接收超聲回波信號、光聲信號和磁聲信號的示意圖；

圖3是將圖2中角度θi處對應(yīng)的成像區(qū)域近似為多層血管壁組織的示意圖。

文中各符號為：θ、l為θ-l平面極坐標(biāo)系的極角和極徑，其中成像導(dǎo)管位于坐標(biāo)原點(腔體中心)，水平向右的方向為l軸正方向；n為腔體橫截面模型被等角度分割的份數(shù)；θi為第i個成像角度；θia、θib為θi對應(yīng)的成像區(qū)域角度范圍的下限和上限，其中i＝1,2,…,n；f(r,θ)為超聲探測器在位置r、角度θ處采集的超聲回波信號；t(r,θ)為成像組織在位置r、角度θ處的聲阻抗差異函數(shù)；h(r,θ)為超聲探測器的點擴(kuò)散函數(shù)，即沖激響應(yīng)；σr為發(fā)射超聲波的脈沖寬度；σθ為發(fā)射超聲波束的寬度；k0為波數(shù)；f0為發(fā)射超聲波的中心頻率；g(r,θ)為均值為0、標(biāo)準(zhǔn)差為1的高斯白噪聲；e(r,θ)為位置r、角度θ處組織的聲阻抗差異值；為角度θi、位置r處采集的超聲回波信號，其中i＝1,2,…,n；為哈密頓算子；p(r,t)為時刻t、位置r處的聲壓；c為生物組織中的聲速；a(r)為光能量沉積分布函數(shù)；β為組織的體積膨脹溫度系數(shù)；cp為組織的比熱容；i(t)為光聲成像中入射激光脈沖的強(qiáng)度；(j,k)為組織上的點r在極坐標(biāo)系θ-l中的坐標(biāo)；δθ、δl為θ軸和l軸上的單位長度；δt為離散時間間距；n為離散時刻；pⁿ(j,k)為時刻n、位置(j,k)處的聲壓；vθⁿ(j,k)和vlⁿ(j,k)為時刻n、位置(j,k)處的質(zhì)點分別在θ方向和l方向的振動速度；ρ為組織密度；c(j,k)為位置(j,k)處的聲速；a(j,k)為位置(j,k)處的光能量沉積值；iⁿ為時刻n的激光脈沖強(qiáng)度；cmax為組織中聲速的最大值；λmin為超聲波的最小波長；為角度θi、位置r處的光聲信號，其中i＝1,2,…,n；j為感應(yīng)電流密度；b0為靜磁場強(qiáng)度；j(j,k)為位置(j,k)處的感應(yīng)電流密度；b0(j,k)為位置(j,k)處的靜磁場強(qiáng)度；為角度θi、位置r處的磁聲信號，其中i＝1,2,…,n；k為超聲回波、光聲和磁聲信號的測量次數(shù)；ruu為的自相關(guān)系數(shù)；rpp為的自相關(guān)系數(shù)；rmm為的自相關(guān)系數(shù)；rup為和的互相關(guān)系數(shù)；rpm為和的互相關(guān)系數(shù)；rmu為和的互相關(guān)系數(shù)；為的方差；為的方差；為的方差；w1i、w2i、w3i為超聲回波、光聲和磁聲信號的加權(quán)因子；為超聲回波、光聲和磁聲信號的融合信號；為融合信號的總均方誤差；為總均方誤差的最小值；為總均方誤差最小時超聲回波、光聲和磁聲信號的最優(yōu)加權(quán)因子。

具體實施方式

磁光聲聯(lián)合內(nèi)窺(endoscopicmagneto-photo-acoustic,empa)成像是用同一個成像系統(tǒng)在生物腔道內(nèi)部同時進(jìn)行超聲、光聲和感應(yīng)式磁聲成像。超聲換能器直接在腔道內(nèi)采集組織反射、散射或者產(chǎn)生的超聲波信號，再經(jīng)計算機(jī)對其進(jìn)行融合后獲得組合圖像。

一、建立多層腔體組織橫截面模型：

如附圖1所示，以血管橫截面模型為例，成像導(dǎo)管位于模型的中心，超聲換能器位于成像導(dǎo)管頂端，環(huán)繞導(dǎo)管由內(nèi)向外沿徑向依次是血管內(nèi)腔、粥樣硬化斑塊(鈣化、脂質(zhì)、纖維或混合斑塊)、血管壁內(nèi)膜/中膜和外膜。模型所在的坐標(biāo)系是θ-l極坐標(biāo)系，其中坐標(biāo)原點是成像導(dǎo)管中心，θ是極角，l是極徑，水平向右的方向為l軸正方向。本發(fā)明方法忽略超聲換能器的孔徑效應(yīng)，將超聲探測器(即超聲換能器)看作理想的點探測器，其掃描軌跡為平行于成像平面的圓形軌跡。

如附圖2所示，以血管模型的中心為起始點，將模型等角度劃分為n份，每一份近似為層與層之間平行的多層血管壁組織(如附圖3所示)。對模型分別施加超聲脈沖、激光脈沖和激勵磁場(如附圖2所示，包含靜磁場與脈沖磁場，其中靜磁場的方向與腔體的軸向重合)。導(dǎo)管處的成像角度為

θi＝360(i-1)/n(1)

其中i＝1,2,…,n。θi對應(yīng)的成像區(qū)域的角度范圍為[θia,θib]，其中θia＝θi-180/n，θib＝θi+180/n。

二、仿真腔體組織的超聲回波信號：

超聲內(nèi)窺成像是采用超聲束在腔道內(nèi)周向旋轉(zhuǎn)掃描，并通過超聲脈沖反射法檢測病變組織。生物軟組織是有層次的，不同層次的組織成分不同，表現(xiàn)為聲學(xué)特征參量的差異，超聲波在組織中傳播時，當(dāng)遇到不同組織之間的分界面時，會產(chǎn)生反射回波，其中包含了不同組織的位置和結(jié)構(gòu)信息。

超聲探頭從腔體橫截面模型的中心沿徑向發(fā)射超聲信號，為簡化問題，不考慮組織的吸收衰減和高階回波，則：

f(r,θ)＝h(r,θ)*t(r,θ)(2)

其中，f(r,θ)是超聲探測器在位置r、角度θ處采集的超聲回波信號；h(r,θ)是是超聲探測器的點擴(kuò)散函數(shù)，即沖激響應(yīng)，它是時不變且可分離的，表示為

式中，σr是發(fā)射超聲波的脈沖寬度，σθ是發(fā)射超聲波束的寬度，波數(shù)k0＝2πf0/c，c是組織中的聲速，f0是發(fā)射超聲波的中心頻率。式(2)中的t(r,θ)是成像組織在位置r、角度θ處的聲阻抗差異函數(shù)：

t(r,θ)＝g(r,θ)*e(r,θ)(4)

其中，g(r,θ)是均值為0、標(biāo)準(zhǔn)差為1的高斯白噪聲；e(r,θ)是位置r、角度θ處組織的聲阻抗差異值，若組織的e值較大，則表明其聲阻抗差異較大，產(chǎn)生的回波信號也較強(qiáng)。

由式(2)得到超聲探測器在n個角度采集的超聲回波信號，將角度θi、位置r處采集的超聲回波信號記為(i＝1,2,…,n)。

三、仿真短脈沖激光作用于腔體組織產(chǎn)生的光聲信號：

從腔體橫截面的中心沿徑向發(fā)射短脈沖激光，根據(jù)組織的光吸收系數(shù)和散射系數(shù)，通過組織內(nèi)光的蒙特卡羅模擬，獲得光能量沉積分布函數(shù)。由光聲效應(yīng)導(dǎo)致組織產(chǎn)生的光聲信號(其實質(zhì)是超聲波)滿足光聲波動方程

其中，是哈密頓算子；p(r,t)是時刻t、位置r處的聲壓；c是生物組織中的聲速；a(r)是位置r處的光能量沉積分布；β是組織的體積膨脹溫度系數(shù)，cp是組織的比熱容；i(t)是入射激光脈沖的強(qiáng)度。

結(jié)合超聲波的聲壓、質(zhì)點振動速度和組織密度三個物理量之間的關(guān)系，采用時域有限差分法對式(5)進(jìn)行離散化處理得到

其中，(j,k)是組織上的點r在極坐標(biāo)系θ-l中的坐標(biāo)；δθ和δl分別是θ軸和l軸的單位長度；δt是離散時間間距；n是離散時刻；pⁿ(j,k)是時刻n、位置(j,k)處的聲壓；和是時刻n、位置(j,k)處的質(zhì)點分別在θ方向和l方向的振動速度；ρ是組織密度；c(j,k)是位置(j,k)處的聲速；a(j,k)是位置(j,k)處的光能量沉積值；iⁿ是時刻n的激光脈沖強(qiáng)度。

式(6)需滿足courant穩(wěn)定性條件：

其中，cmax是組織中聲速的最大值；λmin是超聲波的最小波長。

由式(6)可以得到n個角度的光聲信號，將角度θi、位置r處的光聲信號記為(i＝1,2,…,n)。

四、仿真靜磁場和脈沖磁場作用于腔體組織產(chǎn)生的磁聲信號：

在mat-mi成像中，生物組織因受到外界脈沖磁場的激勵而產(chǎn)生感應(yīng)渦流，感應(yīng)渦流與外界施加的靜磁場作用產(chǎn)生洛倫茲力，組織中的帶電粒子在洛倫茲力的作用下產(chǎn)生機(jī)械振動，并以超聲波的形式向外傳播，即磁聲信號。

為簡化起見，將組織近似為理想的均勻流體，忽略其黏性和不可壓縮性，其初始狀態(tài)是靜止的，且忽略熱交換，假設(shè)聲波傳播過程為絕熱過程。基于以上假定，組織產(chǎn)生的磁聲信號滿足磁聲波動方程

其中，p(r,t)是時刻t、位置r處的聲壓；c是生物組織中的聲速；j是感應(yīng)電流密度，b0是靜磁場強(qiáng)度。

式(8)的時域有限差分形式為：

其中，(j,k)是組織上的點r在極坐標(biāo)系θ-l中的坐標(biāo)；δθ和δl分別是θ軸和l軸的單位長度；δt是離散時間間距；n是離散時刻；pⁿ(j,k)是時刻n、位置(j,k)處的聲壓；和是時刻n、位置(j,k)處的質(zhì)點分別在θ方向和l方向的振動速度；ρ是組織密度；c(j,k)是位置(j,k)處的聲速；j(j,k)是位置(j,k)處的感應(yīng)電流密度；b0(j,k)是位置(j,k)處的靜磁場強(qiáng)度。

式(9)也需滿足式(7)中的courant穩(wěn)定性條件。由式(9)可以得到n個角度的磁聲信號，將角度θi、位置r處的磁聲信號記為(i＝1,2,…,n)。

五、融合超聲回波、光聲信號和磁聲信號：

本發(fā)明方法在總均方誤差最小的條件下，對于成像組織在角度θi(i＝1,2,…,n)、位置r處的超聲回波信號、光聲信號和磁聲信號的測量值，以自適應(yīng)的方式尋找各信號對應(yīng)的最優(yōu)加權(quán)因子，得到最優(yōu)的融合結(jié)果。具體步驟如下：

設(shè)和的測量次數(shù)均為k，測量值的方差分別是和具體計算方法如下：

對于和的自相關(guān)系數(shù)為

和的互相關(guān)系數(shù)為

則

對于和的自相關(guān)系數(shù)為

其中

和的互相關(guān)系數(shù)為

則

對于和的自相關(guān)系數(shù)為

和的互相關(guān)系數(shù)為

則

超聲回波、光聲和磁聲信號的加權(quán)因子分別為w1i、w2i和w3i，且滿足

w1i+w2i+w3i＝1(19)

融合后的信號為

總均方誤差為

通過對式(21)中的多元二次函數(shù)求極值，得到總均方誤差的最小值

總均方誤差最小時，超聲回波、光聲和磁聲信號的最優(yōu)加權(quán)因子分別是：

將式(23)代入式(20)即可得到融合后的信號。該融合算法無需有關(guān)待融合信號的任何先驗知識，只需根據(jù)待融合信號的測量值，估計各信號方差的變化，及時調(diào)整參與融合的各信號的加權(quán)因子，得到均方誤差最小的融合信號。融合后信號的均方誤差不僅小于單個信號的均方誤差，而且融合結(jié)果在精度、容錯性方面均優(yōu)于傳統(tǒng)的平均值估計算法。