基于磁性纳米粒子的脑卒中磁感应断层成像装置及方法

1.本发明涉及医学成像领域，具体涉及一种基于磁性纳米粒子的脑卒中磁感应断层成像装置及方法。


背景技术：

[0002] 磁感应断层成像(magnetic induction tomography, mit)，也被称为涡流成像，具有非接触，无创伤，便携式，低成本等独特的优势特点。mit检测的基本原理是法拉第电磁感应理论，其基本检测过程如下：首先，向脑卒中成像检测区域施加一个交变磁场；然后，会在感应区内的具有电磁特性的物质内部形成感应涡流，从而产生二次磁场；最后，利用排列在脑卒中成像检测区域外部的磁场探测器采集mit数据，对数据完成后处理之后，利用图像重建算法即可得到mit图像。
[0003]
但是，由于脑组织的电导率非常低，产生的交流磁场非常弱，目前的mit对于脑卒中的成像灵敏度非常低，只能实现时差成像，不能实现静态成像，无法满足脑卒中快速成像检测的临床需求。
[0004]
脑卒中具有发病率高、致残率高、死亡率高、复发率高等特点，一旦发生，患者每分钟大约有190万脑细胞死亡，导致瘫痪、语言障碍、吞咽困难、认知障碍、精神抑郁等严重并发症，严重影响患者的生活质量，给家庭和社会造成巨大负担。早期发现和早期治疗是提高脑卒中救治成功率和改善术后的关键，尤其是发病后的4.5小时，是抢救的黄金期。如果在抢救黄金期内，能够实现脑卒中的快速静态成像，将大大提高患者的救治成功率。


技术实现要素：

[0005]
本发明的目的是针对现有技术对应的不足，提供一种基于磁性纳米粒子的脑卒中磁感应断层成像装置及方法，对磁感应断层成像装置加以改进后，将磁性纳米粒子作为造影剂，利用磁性纳米粒子高灵敏度的磁化响应特点，使脑卒中成像检测能够实现静态成像，满足脑卒中的快速检测需求，大大提高患者的救治成功率。
[0006]
本发明的目的是采用下述方案实现的：一种基于磁性纳米粒子的脑卒中磁感应断层成像装置，包括信号源、功率放大器、模拟开关、计算机、多个继电器以及至少8个接收线圈，各接收线圈均匀间隔,绕检测区域中心,呈环形布置在检测区域周围；还包括至少8个用于产生激励磁场磁化磁性纳米粒子的激励线圈，各激励线圈均匀间隔,绕检测区域中心,呈环形布置在检测区域周围，且位于接收线圈外围；所述继电器的数量与激励线圈数量相同，各继电器的动合触点组一端并联后与功率放大器的信号输出端连接，另一端均与对应的激励线圈一端连接；各激励线圈的另一端均与电容c、电阻r串联接地，形成rlc串联谐振电路；所述模拟开关为多路模拟开关，各接收线圈分别对应连接该多路模拟开关的各信号输入端，该多路模拟开关的信号输出端与计算机的采集信号输入端连接，所述计算机的
参考信号输入端与信号源的参考信号输出端连接，该信号源的激励信号输出端与功率放大器的信号输入端连接。
[0007]
优选地，各激励线圈均设有磁芯，各激励线圈均绕制在对应的磁芯上，且各磁芯中心线的延长线均过检测区域的中心点。
[0008]
优选地，所述激励线圈的线圈长度与线圈直径的比例为5:1～10:1。
[0009]
优选地，所述接收线圈的线圈长度与线圈直径的比例为0.1:1～0.3:1，且各接收线圈的匝数均大于500匝。
[0010]
优选地，所述激励线圈和接收线圈的线圈直径比为2:1～5:1。
[0011]
优选地，所述激励线圈的激励磁场频率为1～10khz。
[0012]
采用本发明所述装置的脑卒中磁感应断层成像方法，包括以下步骤：1）信号源输出参考电压信号与激励电压信号，所述参考电压信号与激励电压信号的频率、相位相同，所述激励电压信号的频率为1～10khz；2）使一个激励线圈得电，再使各接收线圈依次得电，与该激励线圈依次配对成不同的线圈配对组合；确认检测区域处于空场状态后，计算机依次分别采集各线圈配对组合中接收线圈输出的电压信号，并将各电压信号和参考电压信号进行傅里叶变换，得到各线圈配对组合的空场复数信号；将其余激励线圈与各接受线圈按照上述方法依次配对，得到其余的线圈配对组合的空场复数信号；3）脑卒中患者静脉注射磁性纳米粒子造影剂后，将患者头部放置在检测区域内，使检测区域由空场状态转换至物场状态；4）确认检测区域处于物场状态后，计算机依次分别采集所有线圈配对组合中接收线圈输出的电压信号，并将各电压信号和参考电压信号进行傅里叶变换，得到各线圈配对组合的物场复数信号；5）按照下列公式计算各线圈配对组合的成像信号实部数据：rn=real((b
n-an)/an)n∈n+式中，rn为第n个线圈配对组合的成像信号实部数据，bn为第n个线圈配对组合的物场复数信号，an为第n个线圈配对组合的空场复数信号；6）在数值仿真软件中得到检测区域对应的灵敏度矩阵数据；7）根据灵敏度矩阵数据以及各线圈配对组合的成像信号实部数据，利用共轭梯度算法得到磁性纳米粒子在患者脑组织中的分布图像。
[0013]
本发明的有益效果如下：所述检测区域即脑卒中成像检测区域，至少8个接收线圈以及8个激励线圈绕检测区域中心，呈环形布置在检测区域周围，且各激励线圈均位于接收线圈外围，用于产生激励磁场磁化磁性纳米粒子，所述接收线圈用于感应交流磁场，向计算机输出对应的电压信号。
[0014]
所述继电器的数量与激励线圈数量相同，各继电器的动合触点组一端并联后与功率放大器的信号输出端连接，另一端均与对应的激励线圈一端连接；各激励线圈的另一端均与电容c、电阻r串联接地，形成rlc串联谐振电路；当任一激励线圈对应的继电器的动合触点组闭合，该激励线圈得电，即该激励线
圈与功率放大器连通，且与电容c、电阻r串联组成rlc串联谐振电路，此时的其余继电器的动合触点组断开，使其他的激励线圈与电路断开；当电路发生谐振时，线圈的感抗被抵消，大大减小功率放大器的负载阻抗，提高了激励线圈的激励电流，增大了激励线圈产生的磁场强度，使脑卒中成像检测区域中的磁性纳米粒子较好地被磁化，磁性纳米粒子被磁化后产生一个与激励磁场方向相同的磁化磁场，该磁化场强与磁性纳米粒子在脑卒中成像检测区域中的浓度成正比。
[0015]
所述模拟开关为多路模拟开关，各接收线圈分别对应连接该多路模拟开关的各信号输入端，该多路模拟开关的信号输出端与计算机的采集信号输入端连接，所述计算机的参考信号输入端与信号源的参考信号输出端连接，该信号源的激励信号输出端与功率放大器的信号输入端连接。
[0016]
通过采集脑卒中成像检测区域空场与物场状态下各线圈配对组合中接收线圈的输出信号，计算磁性纳米粒子磁化后产生的磁化场强对激励线圈产生的激励磁场场强的相对扰动，得到磁性纳米粒子在患者脑组织中的分布图像。
[0017]
本发明采用脑卒中成像检测区域空场与物场状态下的相对复数信号的实部数据来表示磁性纳米粒子磁化后产生的磁化场强对激励线圈产生的激励磁场场强的相对扰动并进行成像，不同于采用“磁感应相位移”成像的传统磁感应断层成像方法。
[0018]
本发明的优点在于以下两点：
①ꢀ
本发明通过以下方式令激励线圈产生的磁场强度远高于传统的磁感应断层成像系统，达到磁性纳米粒子的饱和磁化场强，大大提高对磁性纳米粒子的检测灵敏度：各激励线圈均设有磁芯，各激励线圈均绕制在对应的磁芯上。所述激励线圈的线圈长度与线圈直径的比例为5:1～10:1。所述接收线圈的线圈长度与线圈直径的比例为0.1:1～0.3:1，且各接收线圈的匝数均大于500匝。所述激励线圈和接收线圈的线圈直径比为2:1～5:1。
[0019]
ꢀ②ꢀ
所述激励线圈的激励磁场频率为1～10khz，不会在患者脑组织内产生涡流，与传统的磁感应断层成像方式不同，不属于涡流检测，因此不会对患者头颅内卒中部位以外的正常脑组织成像，本发明只对磁性纳米粒子产生磁化效应，利用磁性纳米粒子产生的磁化磁场对激励磁场的扰动成像，因此患者头颅内卒中部位以外的正常脑组织不会对磁纳米粒子成像产生干扰，提高了脑卒中成像的灵敏度。
附图说明
[0020]
图1为本发明所述基于磁性纳米粒子的脑卒中磁感应断层成像装置的电路结构示意图；图2为本发明实施例中脑卒中成像检测区域周围的激励线圈、接收线圈的位置分布示意图；图3为本发明使用脑卒中磁感应断层成像装置的流程图；图4为本发明实施例中的磁性纳米粒子成像示意图。
具体实施方式
[0021]
如图1至图2所示，一种基于磁性纳米粒子的脑卒中磁感应断层成像装置，包括信号源、功率放大器、模拟开关、计算机、多个继电器以及至少8个接收线圈，各接收线圈均匀
间隔,绕检测区域中心,呈环形布置在检测区域周围；还包括至少8个用于产生激励磁场磁化磁性纳米粒子的激励线圈，各激励线圈均匀间隔,绕检测区域中心,呈环形布置在检测区域周围，且位于接收线圈外围；各激励线圈均设有磁芯，各激励线圈均绕制在对应的磁芯上，且各磁芯中心线的延长线均过检测区域的中心点。
[0022]
所述激励线圈的线圈长度与线圈直径的比例为5:1～10:1。所述接收线圈的线圈长度与线圈直径的比例为0.1:1～0.3:1，且各接收线圈的匝数均大于500匝。所述激励线圈和接收线圈的线圈直径比为2:1～5:1。
[0023]
本实施例中，所述磁芯均为锰锌铁氧体磁芯，所述激励线圈、接收线圈的数量均分别为8个，所述检测区域为圆形区域。
[0024]
所述激励线圈的线圈长度为120mm，线圈直径为25mm，匝数为120匝；所述接收线圈的线圈长度为2.7mm，线圈直径为12mm，匝数为2500匝；所述线圈直径为线圈外径。
[0025]
所述继电器的数量与激励线圈数量相同，各继电器的动合触点组一端并联后与功率放大器的信号输出端连接，另一端均与对应的激励线圈一端连接；各激励线圈的另一端均与电容c、电阻r串联接地，形成rlc串联谐振电路；所述电容c的容量是由“使rlc串联谐振电路在激励线圈产生的磁场频率下谐振”来确定，本实施例中，所述电容c的容量为4.7uf，所述电阻r的阻值为1欧姆，信号源输出的信号频率为3khz，上述电容取值正好使rlc串联谐振电路在激励线圈的激励磁场频率为3khz时产生谐振，以消除激励线圈的高感抗，满足功率放大器的负载要求，提高激励线圈产生的激励磁场强度。
[0026]
所述模拟开关为多路模拟开关，各接收线圈分别对应连接该多路模拟开关的各信号输入端，该多路模拟开关的信号输出端与计算机的采集信号输入端连接，所述计算机的参考信号输入端与信号源的参考信号输出端连接，该信号源的激励信号输出端与功率放大器的信号输入端连接。信号源输出的参考电压信号与激励电压信号的频率、相位相同，所述激励电压信号的频率为1～10khz；本实施例中，信号源输出的参考电压信号与激励电压信号的频率均为3khz，故各激励线圈的激励磁场频率相同，均为3khz。
[0027]
所述多路模拟开关为adg1407，能够将八个差分输入通道信号中的任一个通道信号从adg1407的公共差分输出端输出；所述计算机安装有一块数据采集卡，该数据采集卡至少包括2个信号采集通道，且采样频率大于100khz，位数大于14位，例如商用pci-5122数据采集卡；所述信号源具有双通道信号输出功能，带宽大于10khz，例如市购的信号源afg3252；所述功率放大器为市购，且输出电流大于2a，带宽大于10khz，例如功放lyb-5040；每个接收线圈的两端均与adg1407上对应的差分信号输入端连接，adg1407的公共差分输出端与数据采集卡pci-5122的采集信号输入端连接，数据采集卡pci-5122的参考信号输入端与信号源afg3252的参考信号输出端连接，该信号源afg3252的激励信号输出端与功率放大器lyb-5040的信号输入端连接，使计算机能够同步采集接收线圈输出的电压信号以及信号源afg3252输出的参考电压信号。
[0028]
如图3所示，采用本实施例所述的脑卒中磁感应断层成像装置实现脑卒中静态成像的方法，包括以下步骤：1）信号源输出参考电压信号与激励电压信号，所述参考电压信号与激励电压信号的频率、相位相同，所述激励电压信号的频率为1～10khz，调节功率放大器的输出电流强度，使激励线圈产生的磁场强度达到磁性纳米粒子的饱和磁化强度；本实施例中，所述参考电压信号与激励电压信号均为频率、相位相同的正弦信号，幅度均为1vpp，频率均为3khz，所述功率放大器处于恒流输出模式，输出电流设置为2a。
[0029] 2）使一个激励线圈得电，再使各接收线圈依次得电，与该激励线圈依次配对成不同的线圈配对组合；确认检测区域处于空场状态后，计算机依次分别采集各线圈配对组合中接收线圈输出的电压信号，并将各电压信号和参考电压信号进行傅里叶变换，得到各线圈配对组合的空场复数信号；将其余激励线圈与各接受线圈按照上述方法依次配对，得到其余的线圈配对组合的空场复数信号；利用所有线圈配对组合的空场复数信号形成空场复数信号集，该空场复数信号集的数学表达式如下：a={a1，a2，a3，
…
，an}n∈n+式中，a1为第1个线圈配对组合的空场复数信号，a2为第2个线圈配对组合的空场复数信号，a3为第3个线圈配对组合的空场复数信号，an为第n个线圈配对组合的空场复数信号；本实施例中，所述傅里叶变换算法为fft算法，即快速傅立叶变换。
[0030] 3）脑卒中患者静脉注射磁性纳米粒子造影剂，待磁性纳米粒子在患者脑组织内部聚集后，将患者头部放置在检测区域内，使检测区域由空场状态转换至物场状态；本实施例中，所述空场状态即是指脑卒中成像检测区域内没有放置患者头部的状态，这个状态中，脑卒中成像检测区域内只有空气存在。
[0031]
所述物场状态即是指脑卒中成像检测区域内放置有患者头部的状态，这个状态中，脑卒中成像检测区域内不但只有空气存在，还有患者头部存在。患者脑组织内部的磁性纳米粒子能够在脑卒中成像检测区域内被磁化。
[0032]
先利用改进后的脑卒中磁感应断层成像装置产生的频率极低的交流磁场对患者脑组织中的磁性纳米粒子进行磁化，再通过检测磁化磁场对激励磁场的扰动，实现对磁性纳米粒子分布的高灵敏度的静态成像，从而实现对脑卒中部位的静态成像，由于频率极低的激励磁场在脑组织中产生的涡流非常小，因此这种成像方式不会对患者颅内卒中部位以外的脑组织成像。
[0033] 4）确认脑卒中成像检测区域处于物场状态后，计算机依次分别采集所有线圈配对组合中接收线圈输出的电压信号，并将各电压信号和参考电压信号进行傅里叶变换，得到各线圈配对组合的物场复数信号，形成物场复数信号集，该物场复数信号集的数学表达式如下：b={b1，b2，b3，
…
，bn}n∈n+式中，b1为第1个线圈配对组合的物场复数信号，b2为第2个线圈配对组合的物场复
数信号，b3为第3个线圈配对组合的物场复数信号，bn为第n个线圈配对组合的物场复数信号；5）按照下列公式计算各线圈配对组合的成像信号实部数据，形成成像实部数据集：rn=real((b
n-an)/an)n∈n+式中，rn为第n个线圈配对组合的成像信号实部数据，bn为第n个线圈配对组合的物场复数信号，an为第n个线圈配对组合的空场复数信号；rn表示磁性纳米粒子磁化后产生的磁化场强对激励线圈产生的激励磁场场强的相对扰动，且与磁纳米粒子的浓度成正比。
[0034] 所述成像实部数据集的数学表达式如下：r={r1，r2，r3，
…
，rn}n∈n+式中，r1为第1个线圈配对组合的成像信号实部数据，r2为第2个线圈配对组合的成像信号实部数据，r3为第3个线圈配对组合的成像信号实部数据，rn为第n个线圈配对组合的成像信号实部数据。
[0035] 6）在数值仿真软件中根据脑卒中磁感应断层成像装置的线圈布置得到检测区域对应的灵敏度矩阵数据；本实施例中，所述数值仿真软件为comsolmultiphysics5.6，在comsolmultiphysics5.6按照1:1的比例，建立脑卒中磁感应断层成像装置的线圈布置模型，然后通过模拟仿真得到该装置的脑卒中成像检测区域的灵敏度矩阵数据。
[0036] 7）根据灵敏度矩阵数据以及各线圈配对组合的成像信号实部数据，利用共轭梯度算法得到磁性纳米粒子在患者脑组织中的分布图像：计算机将脑卒中成像检测区域的灵敏度矩阵数据以及所述成像实部数据集中64对线圈配对组合的成像信号实部数据导入matlab，利用共轭梯度算法得到磁性纳米粒子在患者脑组织中的分布图像。
[0037]
如图4所示，在每个参与测试的桶中装有0.4ml的磁性纳米粒子溶液，其中图a为处于检测区域位置a的桶中的磁性纳米粒子成像分布图，图b为处于位置b的桶中的磁性纳米粒子成像分布图，图c为检测区域位置c1、c2的桶中的磁性纳米粒子成像分布图，图d为检测区域位置d1、d2的桶中的磁性纳米粒子成像分布图。
[0038]
由此可见，本发明按照上述方法在传统的磁感应断层成像方法中引入磁性纳米粒子作为造影剂，先利用改进后的脑卒中磁感应断层成像装置产生的频率极低的交流磁场对患者脑组织中的磁性纳米粒子进行磁化，再通过检测磁化磁场对激励磁场的扰动，实现了脑卒中的高灵敏度的静态成像。
[0039]
本发明的这种成像方式不会对患者的脑组织有任何响应，只对脑组织中的磁纳米粒子响应，成像灵敏度远高于传统的磁感应断层成像方法，完全能够满足脑卒中的快速静态成像需求，大大提高患者的救治成功率。
[0040]
值得注意的是，所有的线圈配对组合均是按照下列方式得到的：首先，控制任意一个继电器的动合触点组闭合，使该激励线圈得电，即该激励线圈与功率放大器连通，且与电容c、电阻r串联组成rlc串联谐振电路，此时的其余继电器的动合触点组断开，使其他的激励线圈与电路断开；
然后多路模拟开关选择任一接收线圈与计算机接通，所述线圈配对组合为此时选取的激励线圈、接收线圈，即一个线圈配对组合是由一个激励线圈和一个接收线圈组成的。
[0041]
由于本实施例中的激励线圈、接收线圈数量均分别为8个，按照排列组合原理可以计算得出，8个激励线圈与8个接收线圈一共可以组合出的不同的线圈配对组合的数量为64对。
[0042]
按照这种方式控制继电器和多路模拟开关的通断得到不同的线圈配对组合：先使信号源afg3252发出的激励电压信号被功率放大器lyb-5040放大，驱动当前接入电路的激励线圈产生激励磁场，再使各个接收线圈依次分别接入电路与计算机连接，计算机通过数据采集卡pci-5122将接收线圈输出的电压信号采集后，进行傅里叶变换。再断开当前接入电路的激励线圈，选取另外一个激励线圈接入电路，按照上述方式继续采集其余的线圈配对组合中接收线圈输出的电压信号，进行傅里叶变换。
[0043]
本实施例中，按照上述方式分别依次采集64对线圈配对组合中接收线圈在空场、物场下发出的电压信号，每采集到一个线圈配对组合中接收线圈输出的电压信号，都要与参考电压信号一并进行傅里叶变换，得到该线圈配对组合对应的复数信号，直到这64对线圈配对组合对应的复数信号全部采集完毕为止。
[0044]
例如，先使激励线圈t1与电路接通（此时，其余的激励线圈不与电路接通），再使接收线圈s1与电路接通（此时，其余的接收线圈不与电路接通），得到由激励线圈t1与接收线圈s1组成的线圈配对组合对应的复数信号后，再切断接收线圈s1与电路的连接，并使接收线圈s2与电路接通，并获取由激励线圈t1与接收线圈s2组成的线圈配对组合对应的复数信号，
……
，直到将激励线圈t1分别与接收线圈s1至s8组成的线圈配对组合对应的复数信号采集完毕，再将激励线圈t1断开，使激励线圈t2与电路接通，以此类推，直到这64对线圈配对组合对应的复数信号全部采集完毕为止。
[0045]
以上所述仅为本发明的优选实施例，并不用于限制本发明，本领域的技术人员在不脱离本发明的精神的前提下，对本发明进行的改动均落入本发明的保护范围。

技术特征：
1.一种基于磁性纳米粒子的脑卒中磁感应断层成像装置，其特征在于，包括信号源、功率放大器、模拟开关、计算机、多个继电器以及至少8个接收线圈，各接收线圈均匀间隔,绕检测区域中心,呈环形布置在检测区域周围；还包括至少8个用于产生激励磁场磁化磁性纳米粒子的激励线圈，各激励线圈均匀间隔,绕检测区域中心,呈环形布置在检测区域周围，且位于接收线圈外围；所述继电器的数量与激励线圈数量相同，各继电器的动合触点组一端并联后与功率放大器的信号输出端连接，另一端均与对应的激励线圈一端连接；各激励线圈的另一端均与电容c、电阻r串联接地，形成rlc串联谐振电路；所述模拟开关为多路模拟开关，各接收线圈分别对应连接该多路模拟开关的各信号输入端，该多路模拟开关的信号输出端与计算机的采集信号输入端连接，所述计算机的参考信号输入端与信号源的参考信号输出端连接，该信号源的激励信号输出端与功率放大器的信号输入端连接。2.根据权利要求1所述基于磁性纳米粒子的脑卒中磁感应断层成像装置，其特征在于，各激励线圈均设有磁芯，各激励线圈均绕制在对应的磁芯上，且各磁芯中心线的延长线均过检测区域的中心点。3.根据权利要求1或2所述基于磁性纳米粒子的脑卒中磁感应断层成像装置，其特征在于，所述激励线圈的线圈长度与线圈直径的比例为5:1～10:1。4.根据权利要求1所述基于磁性纳米粒子的脑卒中磁感应断层成像装置，其特征在于，所述接收线圈的线圈长度与线圈直径的比例为0.1:1～0.3:1，且各接收线圈的匝数均大于500匝。5.根据权利要求1所述基于磁性纳米粒子的脑卒中磁感应断层成像装置，其特征在于，所述激励线圈和接收线圈的线圈直径比为2:1～5:1。6.根据权利要求1所述基于磁性纳米粒子的脑卒中磁感应断层成像装置，其特征在于，所述激励线圈的激励磁场频率为1～10khz。7.采用权利要求1所述装置的脑卒中磁感应断层成像方法，其特征在于，包括以下步骤：1）信号源输出参考电压信号与激励电压信号，所述参考电压信号与激励电压信号的频率、相位相同，所述激励电压信号的频率为1～10khz；2）使一个激励线圈得电，再使各接收线圈依次得电，与该激励线圈依次配对成不同的线圈配对组合；确认检测区域处于空场状态后，计算机依次分别采集各线圈配对组合中接收线圈输出的电压信号，并将各电压信号和参考电压信号进行傅里叶变换，得到各线圈配对组合的空场复数信号；将其余激励线圈与各接受线圈按照上述方法依次配对，得到其余的线圈配对组合的空场复数信号；3）脑卒中患者静脉注射磁性纳米粒子造影剂后，将患者头部放置在检测区域内，使检测区域由空场状态转换至物场状态；4）确认检测区域处于物场状态后，计算机依次分别采集所有线圈配对组合中接收线圈输出的电压信号，并将各电压信号和参考电压信号进行傅里叶变换，得到各线圈配对组合
的物场复数信号；5）按照下列公式计算各线圈配对组合的成像信号实部数据：r
n
=real((b
n-a
n
)/a
n
)n∈n+式中，r
n
为第n个线圈配对组合的成像信号实部数据，b
n
为第n个线圈配对组合的物场复数信号，a
n
为第n个线圈配对组合的空场复数信号；6）在数值仿真软件中得到检测区域对应的灵敏度矩阵数据；7）根据灵敏度矩阵数据以及各线圈配对组合的成像信号实部数据，利用共轭梯度算法得到磁性纳米粒子在患者脑组织中的分布图像。

技术总结
本发明涉及医学成像领域，具体涉及一种基于磁性纳米粒子的脑卒中磁感应断层成像方法，包括以下步骤：1）信号源输出频率、相位相同的参考电压信号与激励电压信号；2）得到空场状态下各线圈配对组合的空场复数信号；3）脑卒中患者静脉注射磁性纳米粒子造影剂；4）得到物场状态下各线圈配对组合的物场复数信号；5）计算各线圈配对组合的成像信号实部数据；6）在数值仿真软件中得到检测区域对应的灵敏度矩阵数据；7）利用共轭梯度算法得到磁性纳米粒子在患者脑组织中的分布图像。本发明通过对磁感应断层成像原理、装置以及使用方法的改进，实现了脑卒中的示踪静态成像，满足脑卒中的快速检测需求，大大提高患者的救治成功率。大大提高患者的救治成功率。大大提高患者的救治成功率。


技术研发人员：金贵 王凤 闫炼 白泽霖 庄伟 陈明生 许佳 孙建
受保护的技术使用者：中国人民解放军陆军军医大学
技术研发日：2023.05.11
技术公布日：2023/8/24