磁性纳米粒子成像高灵敏度正交接收系统

史玥婷，任仕伟，王晓华，薛丞博

（1. 北京理工大学 集成电路与电子学院， 北京 100081；2. 北京理工大学 长三角研究院(嘉兴)， 浙江， 嘉兴314019；3. 北京理工大学 重庆微电子中心， 重庆 401332）

磁性纳米粒子成像(magnetic particle imaging, MPI)是2005 年由德国科学家GLEICH 和WEIZENECKER[1]最早在《Nature》期刊上发表的一种全新的医学成像方法. 快速且精准地获取MPI 三维影像为MPI 技术在血池成像[2]、肿瘤检测[3]、体细胞追踪[4]等应用发展创造了更好条件. 在这些应用中，图像质量是影响临床诊断准确度的关键，从三维影像中任何一个方向和位置都可以获取到高质量的图像是一项更高的要求. 然而，根据多维MPI 成像理论[5]，MPI 的点扩散函数在单一线性磁场的驱动下会呈现各向异性，当仅使用单个激发和接收通道成像时，所得图像会显示出不均匀的强度变化，这些变化高度依赖于扫描参数，影响MPI 图像质量和临床诊断的准确性. 此外，MPI 的点扩散函数还存在长尾现象，这也会使图像产生薄雾状的模糊，降低图像质量.

随着MPI 技术的发展，单一方向的激励线圈和接收线圈已经不能满足获得等向性分辨率图像的需求[6−7]，需要通过搭建正交线圈组和根据等向性分辨率合成算法提升MPI 成像质量. 此外，由于MPI 技术较新，处于实验室研发阶段，MPI 设备大多都是由研究人员设计定制的，需要不断标准化、优化、完善[8−10].

本文设计的正交高灵敏度MPI 成像方法在x、z两个正交方向上接收MPI 信号，实现各向同性分辨率，提升MPI 图像质量. 在预临床小动物级MPI 成像平台中，新设计的正交线圈组优化了成像视野面积，同时保障了高灵敏度和匀质性要求，使得成像质量和图像CNR 大幅提升，为MPI 硬件系统设计与发展进行不断探索.

1 磁性纳米粒子成像硬件系统

本文成像平台为美国加州大学伯克利分校的6.3 T/m零磁场线磁性纳米粒子成像系统[11]. 该系统通过无场线（field free line，FFL）在整个成像体积内的移动进行空间成像，并采用X-Space 方法进行图像重建. MPI 扫描坐标系如图1 所示，y轴平行于扫描仪孔生成FFL.

图1 UC Berkeley FFL MPI 成像系统[11]Fig. 1 UC Berkeley FFL MPI scanner [11]

动态激励模块又称驱动模块，其作用是产生一个高频正弦波激励，该正弦波在成像区域内快速移动激励磁性纳米粒子（super paramagnetic iron oxide，SPIO）粒子产生磁化响应.

信号检测模块灵敏地接收MPI 成像信号，同时抑制其他谐波干扰. 信号检测模块的关键技术包括设计灵敏度高均匀性好的正交接收线圈组、抑制与动态激励模块间的馈通干扰、抑制与直流梯度磁体的磁畸变馈通干扰、抑制MPI 谐波馈通干扰和检测模块噪声匹配等.

2 正交接收硬件子系统设计

FOV 内的信号检测灵敏度σ(r)和磁场均匀性是影响成像质量的一对重要指标，灵敏度决定着系统可检测到磁纳米粒子的最小浓度，磁场性在很大程度上影响着成像FOV 大小和成像质量[12]. 在扫描过程中，样品区域的信噪比不能下降过多. 同时，用于成像系统的线圈应能在成像区域产生一个较均匀的激励场. 但是，激励场匀质性和较高的输出信噪比一般不能同时达到最佳，体积大的线圈具有较均匀的激励场，同时信噪比相对小线圈而言就会更低. 根据实际成像系统，本文对线圈在规定尺寸内的灵敏度和匀质性优化设计.

2.1 接收线圈磁场有限元分析

根据Biot-Savart 定理，可以用通有交流电流的线圈来产生交流磁场. 接收线圈的灵敏度是由单位电流驱动时线圈会产生的磁场得出的，即互易原理.

其中，dl为沿着线圈路径Π 的矢量，其大小是单位电流方向上线圈的微分元件的长度.

根据选定的磁场方向进行了线圈设计，实际制备时选择了直径为0.68 mm 的Litz 线，并且根据系统整体测量值最后进行Litz 线终止位置调试. 根据零磁场线MPI 扫描成像孔大小和小动物级实验所需要求设计双向接收线圈尺寸和基本构型. 系统成像孔直径为6.2 cm，从外向内分别组合x激励、z激励、x接收、z接收线圈，内直径分别为5.8 cm，5.6 cm，5.2 cm，5.0 cm，这保证了系统有足够的空间适应小动物级MPI 成像. 根据以上分析和仿真验证，设计完成的各向同性成像正交线圈组电流方向和构型微分点如图2 和图3 所示.

图2 x 向接收线圈有限元分析与仿真设计Fig. 2 Simulation results of the designed x-receive coil

图3 z 向接收线圈有限元分析与仿真设计Fig. 3 Simulation results of the designed z-receive coil

2.2 正交线圈组高灵敏度与磁场均匀性设计

根据有限元分析，对正交接收线圈组缠绕圈数、间隔、排布、线圈直径等进行优化，x向和z向接收线圈灵敏度仿真结果如图4 和图5 所示.

图4 x 向接收线圈磁场强度及灵敏度仿真Fig. 4 Magnetic field and sensitivity results of the designed x-receive coil

图5 z 向接收线圈磁场强度及灵敏度仿真Fig. 5 Magnetic field and sensitivity results of the designed z-receive coil

在磁场均匀性分析中，假设在接收线圈的中央横截面中放置了一个幻像，即z=0 位置. 在这种情况下，对于z向接收线圈，与z分量相比，接收线圈灵敏度的x分量和y分量可以忽略不计，因此仅考虑z分量，其匀质性仅考虑z= 0 及其附近切片位置尽可能大的成像空间. 然而对于x向接收线圈，灵敏度主要考虑x分量，匀质性考虑z=0 极其上下尽可能大的成像空间. 磁场均匀性仿真测试结果如图6 和图7 所示，根据仿真实验结果，综合x向z向的磁场均匀性，新的正交扫描系统可以实现FOV：45 mm×45 mm，信号检测灵敏度和磁场均匀性符合系统要求，其中z向接收线圈比原系统均匀性提升了2%.

图6 x 向接收线圈磁场均匀性仿真图Fig. 6 Homogeneous simulation results of the designed x-receive coils

图7 z 向接收线圈磁场均匀性仿真图Fig. 7 Homogeneous simulation results of the designed z-receive coils

2.3 与动态激励模块间的馈通干扰抑制

由于MPI 中的粒子激发和信号检测同时发生，因此在接收器线圈处检测到的电压信号包括期望的粒子信号以及来自正弦时变磁驱动场的不期望的馈通干扰信号. 但是由于粒子信号和直接馈通干扰信号都是周期性的并且必须共享相同的基本时间周期，因此不可能从时间上或频谱上将它们从直接馈通干扰信号中解耦. 由于激励磁场会直接耦合到接收线圈中，所产生的直接馈通干扰会降低图像的空间分辨率和检测的灵敏度.

本文设计了三段式的正交接收线圈组，其中心段和上下两段采用反向缠绕方式以消除互耦，如图2所示. 三段式差分线圈通过自身设计就可达到相对稳定，相比之下，单段或两段线圈由位置偏差引起的干扰更为明显且不容易校正. 此外，三段式差分线圈对位置的敏感性更低，位置失配引起的直接馈通干扰更小. 通过设计三段线圈顺时针、逆时针、顺时针交错的串联方向消除线圈间的耦合. 由于互感系数与线圈结构、相对位置等因素有关，故可通过调整线圈的匝数和位置来减小激励磁场在差分线圈上产生的直接馈通干扰. 仿真实验结果表明，通过三段式设计x向和z向分别抵消后磁场低至1×10−11数量级.

2.4 与直流梯度磁体的磁畸变馈通干扰抑制

MPI 中需要带阻滤波器来抑制f0处的直接馈通信号，该信号比粒子磁化信号大100 万倍以上，以防止下游放大级饱和. 现有的滤波器拓扑通常使用无源LC 谐振电路进行陷波滤波. 本文采用由电阻和电容设计的无电感双T 陷波器取代了LC 无源陷波器，有效在基频下抑制40 dB 的馈通信号[13].

2.5 MPI 谐波馈通干扰抑制

通过设置系统中的PID 控制回路，可以使每个干扰谐波频率下的馈通干扰最小化[13]. 根据理论分析和调试结果，主动干扰消除成功地将8 个干扰谐波信号抑制到系统噪声频谱以下，在2f0处的干扰降低了45 dB. 经过9 个控制回路后，两个干扰谐波信号均被抑制了55 dB 以上，达到了抑制系统噪声的目的.

3 模型实验与性能分析

3.1 制备与调试

根据仿真设计结果，制作了3D 打印的接收线圈组主体结构，3D 打印预留了线圈的三段以及有效将线圈组互相之间在空间准确定位，通过设计的5 个螺丝孔位确保激励线圈组和接收线圈组以正交位置对齐，实物图如图8 所示.

图8 正交线圈组制备实物图Fig. 8 Picture of the designed receive coils

3.2 模型实验

为了验证新正交线圈组对图像质量的提升，进行了成像模型实验和小动物实验. 使用线性驱动场轨迹进行实验. 在每组实验中，进行了两次正交方向扫描. 在每次扫描中，分别在x轴或z轴上以正弦形式激励，以创建 pFOV. 两个通道在 20.05 kHz 激发频率下的激发场强度均为 40 mTpp. 然后将 pFOV 用整个成像视场中的逐层往复扫描轨迹进行空间编码.待测物体在z轴上机械运动，pFOV 重叠为67%.用对应的x向接收和z向接收线圈检测信号，经算法重构出MPI 各向同性图像。

在模型成像中，为验证MPI 正交成像可以获取均匀的管腔形状，用注入Micromod Nanomag-MIP 示踪剂的微孔聚四氟乙烯管缠绕构建了一个螺旋状模型. 将注有SPIO 的细管在 15 ml 锥形管螺旋围绕固定，形成螺旋状成像模型. 在 MATLAB 软件中用 X−Space重构方法分别对两个通道进行重构. 利用接收线圈的灵敏度对信号进行归一化处理，并将每个图像内插到相同的图像域采样密度，最后组合得到正交优化图像.

均匀管腔螺旋模型实验结果如图9 所示，采用单方向线圈扫描并重构后，分别在对应轴向出现了拖尾模糊，经过正交融合和均衡优化后图像质量得到提升.

图9 均匀管腔螺旋模型实验结果对比图Fig. 9 Comparison of the phantom imaging results

3.3 小动物成像实验

以1.5 L/min 向大鼠尾静脉注射 100 μL Lodespin SPIO 示踪剂进行MPI 成像，并在 MPI 成像之后，使用 RS980 微型 CT 扫描仪获取大鼠的CT 解剖学图像. 小动物实验是按照美国国家研究委员会《实验动物护理和使用指南》进行的，并得到加州大学伯克利分校动物护理和使用委员会的批准.

在单向扫描中，大鼠肝部的信号强度在 0.3 左右，经过正交双向扫描和均衡优化后信号强度达到 0.5 ～0.6，有效提升了图像对比度，如图10 所示. 由于大鼠的生理代谢活动，肝部的成像对比度高，特别注意的是，具有本文设计的高灵敏度正交接收线圈的MPI成像还可以识别出小动物的脾，比原来的单向成像对低浓度的SPIO 响应信号更灵敏.

图10 大鼠正交成像实验结果对比图Fig. 10 Comparison of the animal imaging results

3.4 定量分析

为了进一步定量验证各向同性 MPI 成像性能，本文采用信号峰值强度和对比度噪声比（contrast noise ratio，CNR）指标对各向同性 MPI 成像图的图像质量进行衡量. 对各向同性螺旋模型成像和小动物成像的信号峰值强度进行测试，实验结果如表1 所示. 从表中可以看出，螺旋模型成像和小动物成像在正交双通道成像的信号峰值强度均高于单向成像，对示踪剂的成像对比度加强.

表1 各向同性成像信号峰值强度指标比较Tab. 1 Comparison of signal peak intensity for single direction and isotropic imaging

对比度噪声比CNR 也是衡量图像对比度的一个常用指标，即图像在感兴趣的区域内外的强度差与图像在感兴趣的区域之内外的标准差和的比值，如式（2）所示. 直观地， CNR 的值越大代表越清晰能被分辨出来，表示影像的对比度越好.

表2 各向同性成像CNR 指标比较Tab. 2 Comparison of CNR for single direction and isotropic imaging

4 结 论

在6.3 T/m 的MPI 扫描平台基础上，设计并实现了高灵敏度正交接收MPI 成像系统，通过仿真和校验调试验证了设计的正交MPI 线圈组在成像区域内具有良好的均匀性和高灵敏度，进行了模型成像实验和小动物成像实验，验证了设计搭建的新正交MPI 成像系统可以获得正交双方向图像，从而获取到具有各向同性分辨率的MPI 图像，在图像质量、信号强度峰峰值和对比度噪声比方面均有显著提升.