编码激励磁声信号处理方法研究

Abstract

Detecting and imaging method of biological electrical characteristics based on magneto-acoustic coupling effect gives valuable information of tissue in early tumor diagnosis and bioelectrical current monitoring. Normal exciting and receiving method is to use single pulse. In this method the signal to noise ratio (SNR) is limited, so the imaging quality and imaging speed are low. In this study, we propose a processing method based on coded excitation to improve SNR and shorten the processing time. The processing method using 13 bit Barker coded excitation and 16 bit Golay code excitation are studied by simulation and experiments. The results show that SNR of magneto-acoustic signal is improved by 20.96 dB and 20.62 dB by using 13 bit Barker coded and 16 bit Golay coded excitation, respectively. It also indicates the processing time is short compare to single pulse mode. In the case of the SNR increasing, the overall acquiring and processing time under 13 bit Barker coded excitation and the 16 bit Golay coded excitation is shortened to 3.62% and 4.73%, respectively, compared to the single pulse excitation with waveform averaging method. In conclusion, the coded excitation will be significant for the improvement of magneto-acoustic signal SNR and imaging quality.

引言

生物组织电特性，可反映生物组织的生理病理特征^[1-3]，生物组织电特性的检测和成像，能够为相关疾病的早期诊断提供重要依据。基于磁声耦合效应的生物组织电特性检测成像方法^[4-5]，由于具有无创、造价较低、能够反映生物组织早期病变，同时兼具有电阻抗成像对比度高和超声成像空间分辨率高的优点^[6]，在医学功能成像和生物电流检测方面具有重要研究意义^[7-10]。

磁声成像中，磁声信号的信噪比是目前被关注的重要技术参数之一，其对成像质量以及对疾病筛查精度等具有重要影响。而磁声成像信号幅度微弱，检测器件受到高频电磁场的干扰，使得磁声信号的信噪比相对较低。另一方面，磁声成像主要采用脉宽为微秒级的单脉冲做激励^[11]，以获得毫米级的电导率空间分辨率。然而，单脉冲形式携带样本电导率分布有效信息的持续时间短，信号的平均功率低，导致信噪比低；同时，由于常见的超声换能器为带通频率特性，滤波后干扰信号与有用信号脉冲宽度形状接近，影响信号的识别和成像。脉冲模式下，提升信噪比的处理方法主要采用波形叠加平均，但为达到 N 倍信噪比的提升，需要进行 N² 倍的叠加时间，例如，通常为获得 40 dB 信噪比的提升，需平均 10 000 次，即一个空间采样点的采集时间约需几秒至几十秒。这意味着，多位置空间扫描或阵列采样方式下，总的信号采集处理过程将非常耗时，使得基于单脉冲的激励和检测处理方式的磁声成像效率较低。

近年来，多篇文献报道开始关注此问题的解决，对激励方式和检测处理方法进行研究，如采用单频连续波^[12-13]、频率调制/步进方式连续波形式或差频信号处理方式^[14-16]，以解决信噪比的提升问题。单频连续波方式采用连续信号检测幅值和相位获得声源强度及空间位置，但由于单频连续波方式的逆问题复杂，尚难实现复杂模型的成像^[12]；频率调制方式采用频率连续变化或步进变化的连续信号做行激励，通过傅里叶变换频谱获得声源的空间位置，该方法使用常见的商用窄带换能器，难以检测扫频信号，而多频校准的处理方式，又容易导致信号检测存在误差^[14]；差频方式采用具有频率差的两路信号调制产生激励，高频载波可避开低频干扰，但采用长脉冲会影响成像分辨率，能量损失较大^[15]。总之，目前对磁声信号处理方法的研究尚存在一定问题，因此研究新型激励和检测形式，对提高磁声成像信噪比、提高成像效率具有重要意义。

本研究提出采用在医学超声学和雷达上广泛应用的脉冲编码与压缩技术^[17-18]，实现提升磁声成像信号信噪比的处理方法。采用相位编码方式激励磁声信号，一方面，信号频谱分布集中，有利于采用窄带换能器接收磁声信号，可避免引入其他频段干扰，减小测量误差，保证测量准确度。另一方面，编码激励较单脉冲激励持续时间长，有利于增加信号携带有效信息的时间，能增加有用信号功率，在提高信号信噪比的同时，可提高成像效率。本文通过将编码方法引入磁声成像，具体研究编码方法提高磁声成像信噪比特性的信号处理方法，对提高磁声成像的电导率图像质量，以及今后应用于临床医学以提高肿瘤等疾病影像诊断的精度具有重要意义。

1. 原理

磁声成像方法通过对介质施加电磁激励，使介质内部质点受到洛伦兹力作用发生振动，形成声波，在介质外部可由超声换能器接收声信号响应，如图 1 所示。

图 1.

Scheme of Magneto-acoustic imaging using coded excitation

编码激励磁声信号处理原理图

磁声成像满足波动方程为^[19]：

1

其中， 为 r 处声信号；J 为电流密度；B₀ 为静磁场的磁感应强度；c_s 为介质内部声传播速度。若激励为 s（t），则上式改写为

2

由格林函数求解波动方程，介质外部声信号为^[19]：

3

其中， 为声源；R 为 r 到传感器的距离，σ 为介质电导率；E 为介质内部电场强度；洛伦兹力密度为 。 项包含了声振动源到传感器位置 r 的传播距离引起的传播延迟。

设脉冲编码激励 s（t） = e₁（t），h（t）为超声换能器的脉冲响应，e₂（t）为脉冲压缩器的脉冲响应。则最终经过检测处理后的信号 p₁（t）为：

4

当采用的编码序列与脉冲压缩的脉冲响应满足

5

将式（5）代入（4）则

6

可见，获得的信号中提取出了声源的分布信息。

2. 方法

为了研究验证编码激励和脉冲压缩的磁声信号处理方法，本研究通过仿真和实验验证编码激励方法。

仿真研究，根据前述编码激励方法原理及式（4）、式（6），可计算编码激励下礠声信号波形以及脉冲压缩后的信号波形。本研究采用较常用的相位编码方式，并以 13 位巴克（Barker）编码^[20]和 16 位格雷（Golay）编码^[21]进行编码激励，如表 1 所示，激励信号为脉冲 1 μs 单周期正弦脉冲，并采用匹配滤波方法进行脉冲压缩。

表 1. Code sequence.

编码序列

编码方式	编码序列
13 位 Barker 编码	+1 +1 +1 +1 +1 –1 –1 +1 +1 –1 +1 –1 +1
16 位 Golay 编码	A 码 –1 –1 +1 –1 –1 –1 –1 +1 –1 +1 +1 +1 –1 +1 –1 –1
	B 码 –1 –1 +1 –1 –1 –1 –1 +1 +1 –1 –1 –1 +1 –1 +1 +1

本研究实验装置如图 1 所示，采用函数发生器（AFG3252，泰克）生成编码序列，由功率放大器（HSA4101，NF 株式会社）放大，金属丝样本放置于 0.3 T 静磁场中。样本置于水中进行声耦合。声传感器（V303，泛美）用于接收磁声信号，并由放大器（5307，NF 株式会社）放大，最后由采集器（PXI5922，美国国家仪器）进行采集，采样速率为 10 MS/s，并使用 LabVIEW 虚拟仪器平台进行信号的脉冲压缩。

3. 结果

3.1. 仿真结果

采用 13 位 Barker 编码的磁声信号仿真结果如图 2 所示。采用 16 位 Golay 编码的磁声信号仿真结果如图 3 所示。可见，通过脉冲编码激励，经脉冲压缩后，其脉冲位置与空间对应，反映了声源分布的位置，由此可实现声源位置重建。同时，经过编码激励和脉冲压缩后，信号幅值明显增强，计算可知，相比于单脉冲模式，13 位 Barker 编码信噪比可提高 22.28 dB，16 位 Golay 编码信噪比可提高 24.08 dB。

图 2.

Simulated results of magneto-acoustic signal under 13 bits Barker code

13 位 Barker 编码的磁声信号仿真结果

图 3.

Simulated results of magneto-acoustic signal under 16 bits Golay code

16 位 Golay 编码的磁声信号仿真结果

叠加不同噪声下 13 位 Barker 编码的磁声信号仿真结果，如图 4 所示。可见，叠加幅值为 0.1 V，0.5 V 和 1.0 V 的随机噪声，可分别将信噪比提高 22.49 dB，22.55 dB 倍和 22.14 dB。可见，13 位 Barker 码可提高信噪比约 13 倍左右；但信噪比提高值因受到噪声影响会产生一定波动。

图 4.

Simulation result of magneto-acoustic signal under 13 bit Barker coded excitation with different noise levels

叠加不同噪声下 13 位 Barker 编码的磁声信号仿真结果

3.2. 实验结果

为了对编码激励方式的磁声信号处理方法进行初步研究，本研究采用金属丝模型进行实验。激励幅值为 1.2 A，脉冲中心频率为 1 MHz，激励选用 13 位 Barker 码和 16 位 Golay 码，激励脉冲长度分别为 13 μs 和 16 μs，检测放大增益 500。金属丝样本单脉冲方式与编码激励方式实验结果如图 5 所示。

图 5.

Comparison of magneto-acoustic signal under single pulse excitation and coded excitation for metal wire samples

金属丝样本单脉冲激励与编码激励实验结果对比

由实测磁声信号可见，相比于单脉冲激励方式，在未进行波形平均情况下，编码激励方式下的随机噪声受到一定抑制，但脉冲压缩算法等的影响，会导致信号脉冲周围存在一定旁瓣，有待进一步研究去除。经计算可知，信噪比得到明显提升，13 位 Barker 编码信噪比提高了 20.96 dB，16 位 Golay 编码信噪比提高了 20.62 dB。理论上，16 位 Golay 编码长大于 13 位 Barker 编码，其信噪比提升应高于 13 位 Barker 编码激励，然而实验中结果却略低于 13 位 Barker 编码。分析其原因，可能在于 Golay 编码发射 A 码和 B 码两组编码激励时，检测成像系统各组件需保持稳定。而实际检测中，由于微弱磁声信号受到噪声干扰以及系统波动影响，导致 A、B 码激励时，系统工作状态存在一定差异及其他频段信号的干扰^[20]，因此对脉冲压缩结果造成了影响。

进一步对系统的整体处理时间进行测量，本研究对一个采样位置处的整体处理时间进行了记录，系统整体处理时间包括采集卡初始化、通道配置、信号采集、脉冲平均或压缩处理，以及记录波形等。结果显示，采用 13 位 Barker 编码，整体处理时间由 10.50 s 缩短到 0.38 s；采用 16 位 Golay 编码，则由 15.64 s 缩短到 0.74 s。可见，在相同信噪比提升的情况下，相比于单脉冲激励结合波形平均处理的提高信噪比方法，两种编码激励处理方法的整体采集处理时间约缩短为原来的 3.62% 和 4.73%，信号处理时间明显缩短。

4. 讨论

本研究提出了采用编码激励方式的磁声成像信号处理方法，采用 Barker 编码进行了信号编码激励与脉冲压缩。通过数值仿真和物理实验，对编码激励方法进行了验证。结果表明，采用编码激励方式和实现磁声信号声源检测，同时提高了磁声成像信号信噪比；且相比传统单脉冲模式的波形平均处理方法，还提高了成像速度。而传统方法在进行波形叠加平均时显然花费了更多的时间（对于 1 024 次采集叠加平均，则编码方法时间约为传统方法的一千分之一）尽管编码方法需要进行波形的脉冲压缩，需要耗费计算时间，但仍然快于传统的信号叠加平均方式，并且提高了成像的整体速率。在此基础上，结合超声换能器阵列检测及其他成熟的医学超声技术，将对实现磁声成像的实时功能成像，促进该技术向临床转化具有重要意义。

本文研究工作中仍存在需要解决的问题。一方面，本文仅对 13 位 Barker 编码激励、16 位 Golay 编码方式进行了研究，但并未开展其他相位编码方法以及对不同码长的信噪比改善特性的研究，另一方面，考虑到 Barker 编码和 Golay 编码均存在最长码长，Barker 编码最长为 13 位，Golay 编码最长为 16 位，由于码长不可进一步增加，因此为进一步提高磁声信号信噪比，可考虑引入其他相位编码码型如 MAC 编码，M 序列编码等长度不受限的编码形式，研究对应的脉冲压缩方法，以改善信噪比，提高图像质量。同时，对于脉冲压缩方法，本文仅采用了匹配滤波的脉冲压缩方法，实现了编码磁声信号的压缩，但是旁瓣效应对成像分辨率产生一定影响。因此，进一步优化和改进脉冲压缩方法，将有利于进一步抑制旁瓣干扰。另外，相比于传统方法，采用编码激励和脉冲压缩的磁声信号处理方法，可提高信号处理速率。对该问题，本研究进行了初步分析，当采用脉冲编码与信号平均两种方式相结合时，可获得更高的信噪比，因此需对成像速率和信噪比两个指标的平衡进行优化设计，实验测量的整体处理时间包括了采集卡初始化、测量、波形计算存储等功能，通过进一步优化测量处理控制程序，可进一步缩短整体处理时间、提高成像效率。此外，本研究仅对大电导率金属丝模型磁声信号进行了初步分析，对于复杂模型介质电导率成像的实验验证还需进一步开展。

总之，本文对编码激励的磁声成像信号处理方法的研究，有利于提高磁声成像信噪比，提高磁声成像整体速率，对实现磁声成像走向应用具有重要意义。

Funding Statement

国家自然科学基金青年科学基金资助项目（61501523）；医学与健康科技创新工程资助项目（2016-I2M-1-004）