本研究目的是提高脑出血磁感应相移检测系统的灵敏度。采用基于特征频带磁感应相移谱的检测方法, 对通过自体血注入法建立脑出血的13只家兔进行实验研究, 获得了65组相移谱数据, 然后根据特征频带下脑出血相移谱的特点设计用于判断脑出血严重程度的B-F分布图。结果显示特征频带内兔脑相位差随出血量增加而增大, 出血量3 mL时相位差可达－7.750 3°±1.420 4°;B-F分布图能有效地判别脑出血严重程度。本研究显示基于特征频带磁感应相移谱的检测方法将脑出血磁感应检测的灵敏度提高了一个数量级。
引用本文： 潘文才, 秦明新, 金贵, 孙建, 闫庆广, 彭斌, 宁旭, 庄伟, 李根, 杜振伟. 基于特征频带磁感应相移谱检测家兔脑出血的实验研究. 生物医学工程学杂志, 2015, 32(3): 569-574. doi: 10.7507/1001-5515.20150104 复制
引言
脑出血是脑卒中第二大类型，占所有卒中的10%～15%[1-2]，它具有高发病率、高致残率、高死亡率及经济负担重的特点。van Asch等[3]的调查研究表明，从1980年—2008年，脑出血总的发病率为每年24.6/10万，发病率随年龄增长而增加。脑出血严重威胁着人类的健康和生命，其损伤包括原发性脑损害和继发性脑损害[1]，且随着时间变化而有所不同。脑出血后0～4 h，神经损伤主要与血肿造成的物理损伤有关；4 h后则主要是血肿释放的物质引起损伤[4]。因此实时监测和判定脑出血的严重程度和病程发展，是脑出血重症监护及抢救治疗成败的关键。
目前比较成熟的脑出血检测手段有颅内压(intracr anial pressure, ICP)直接测量法[5]，以及计算机断层扫描(computer tomography, CT)、正电子发射断层扫描(positron emission tomography, PET)和核磁共振成像(magnetic resonance imaging, MRI)等影像学方法[6]。ICP监测方法需要将传感器放入颅脑内，具有有创、易感染等缺点。CT、PET和MRI等影像学方法，则存在检查费用高、体型庞大、无法实施床旁和急救现场监护等问题，而且这些设备非常昂贵，限制了在农村和偏远山区等经济条件较差地区的使用。
鉴于当前脑出血检测手段的局限性，急需发展一种可以进行连续床旁监护、无创伤、价格低廉和小型化的脑出血检测装置。一种以检测病变组织电导率和介电系数等特性参数变化量为基础而建立的磁感应相移(magnetic induction phase shift, MIPS)检测技术[7-10]，具有非接触、无创伤、小型化和价格低廉的优点，是检测脑出血、脑水肿等脑血管疾病的新方法。但由于生物组织的电导率很小(0.1~2 s/m)，产生的感应电流非常弱，感应电流产生的扰动磁场也非常弱，如在10 MHz下感应的扰动磁场强度只占到主磁场强度的1%[11-12]，因此MIPS测量灵敏度低，而且容易受到外界电磁场、环境温度和外界容积导体耦合等的干扰。
本课题组前期采用同轴平行两线圈结构检测了家兔脑出血[8]，Gonzalez团队也采用类似的同轴平行两线圈结构对鼠腹腔内液体进行了检测[10]，结果显示检测灵敏度都非常有限。为提高检测灵敏度，我们设计了基于对侧半球对称线圈以抵消大部分主磁场和正常组织的扰动磁场的影响[7]，检测灵敏度得到改善，但仍没有达到我们想要的效果，而且这些工作中所采用的激励信号均为单一或几个有限的频率，无法得知其他频率的信息，故不能选取检测系统灵敏度最优的频带进行实验分析。
本研究提出脑出血的磁感应相移谱(magnetic induction phase shift spectroscopy, MIPSS)检测方法。使用1~200 MHz的激励信号，在整个频带上连续进行MIPS测量，确定频带内检测系统灵敏度最优的频带，定义该频带为特征频带。采用MIPSS检测方法对家兔脑出血进行实验研究，获得了13只家兔共65组脑出血特征频带MIPSS数据，再根据特征频带脑出血MIPSS的特点，设计了用于诊断脑出血严重程度的B-F分布图，以期为脑出血的实时监测和脑出血严重程度的判定提供可能的新方法。
1 材料与方法
1.1 检测原理
根据Griffiths等[11]的工作，正弦激励信号(Iejωt)通过激励线圈发射正弦交变主磁场(B)，主磁场使大脑组织产生感应电流，感应电流形成扰动磁场(ΔB)，检测线圈接收的磁场(B+ΔB)为主磁场和扰动磁场之和，因此在检测线圈接收信号与激励线圈激励信号之间产生相位差Δθ，相位差的大小与大脑组织电导率以及激励信号频率等有关。
图 1为脑出血磁感应检测系统的等效电路图，它可以等效为两个RL串联电路。分别测量出激励线圈信号和检测线圈信号的相位，两者相减得到由病变脑组织引起的相位差Δθ，如式(1)所示：
| $ \Delta \theta={\theta _{{\rm{ind}}}}-{\theta _{{\rm{exc}}}} $ |
图1
脑出血磁感应检测系统的等效电路图
Figure1.
Equivalent circuit of cerebral hemorrhage magnetic induction detection system
其中，θind和θexc分别表示检测信号和激励信号的相位。本文中相位差表示向家兔头部注入不同体积自体血所引起的相位差减去基线相位差而得到的相对相位差，基线相位差为不注入自体血时检测得到的结果。
1.2 实验系统
脑出血磁感应检测系统如图 2所示，由两个模块组成：射频矢量网络分析仪(Agilent E5061A)和两线圈结构-家兔脑出血模型。
图2
基于MIPSS家兔脑出血检测实验装置
Figure2.
Experimental setup to detect cerebral hemorrhage in rabbits with the MIPSS method
本研究使用的射频矢量网络分析仪为两端口网络，它可以测量4个S参数。信号由激励线圈(端口1)发出到检测线圈(端口2)接收的传输过程表示为传输参数S21，因此传输参数S21为所测量的通道。
线圈结构由激励线圈和检测线圈组成，它们半径R1=R2=5.2 cm，两线圈分别由直径为1 mm的铜漆线缠绕在特制的有机玻璃塑模两端，匝数N1=N2=10，两线圈轴中心对称，平行放置，相距d=10.5 cm。家兔头部放置于两线圈中部偏下位置, 两线圈用高频同轴线分别连接到矢量网络分析仪。
采用自体血注入法建立脑出血模型[7, 13]。用于建模的家兔固定于非磁性材料兔台上，装有约4 mL自体血的20 mL注射器用塑料导管连接到家兔颅脑内，用电子注射泵控制注射速率。温度及湿度表实时显示温度和湿度，控制实验环境的温度为21~23℃，湿度为50%左右。采用生理信号采集仪(RM6280C，成都仪器厂)用来连续监测家兔心电和心率的变化情况。
1.3 实验设计
实验遵守1988年由国家科学技术委员会发布施行的《实验动物管理条例》和国家有关法律、法规，以尊重动物生命，减少动物的应激、痛苦和伤害，采取痛苦最少的方法处置动物为原则。使用的13只家兔均是健康的雄性大白兔(2.3±0.2)kg。麻醉采用25%氨基甲酸乙酯按5 mL/kg的剂量经耳缘静脉注射。在家兔充分麻醉情况下经股静脉采血约4 mL。然后对家兔进行钻颅手术，以兔脑“十字缝”交叉点为基点，平行矢状缝偏右6 mm，再平行冠状缝往后1 mm为穿刺进针点，直径为0.7 mm的针管插入脑内，深度为13 mm，用牙科水泥封住针管与颅孔的缝隙，防止注入的血液沿针管流出。针管经塑料导管连接到装有约4 mL新鲜自体血的20 mL注射器，用电子注射泵控制注射速率，速率设置为0.5 mL/min，以逐步注入方式注血。
建立的家兔脑出血模拟5种状态，分别是术前、术后(脑出血0 mL)、脑出血1 mL、脑出血2 mL和脑出血3 mL。实验首先测量钻颅手术前家兔被麻醉状态下的相位差，然后再分别测量钻颅手术后家兔脑出血的4种状态。考虑到钻颅后的家兔可能存在其他反应，因此每次注血后应尽快测量。每个体积水平在5分30秒内完成20次测量，最后的相位差结果取20次测量的平均值。
设置矢量网络分析仪同时测量传输参数S21的幅度与相位信息，信号源输出功率为10 dBm，激励信号频率范围为1~200 MHz，以扫描运行模式工作。由幅度信息确定整个系统的特征频带，由相位信息计算各体积水平脑出血的相位差。
1.4 评估脑出血严重程度方法设计
经前期预实验得知检测系统的传输参数S21幅度信息与相位差检测灵敏度有关，功率幅度越高的频带对应的相位差越大。如图 3所示，以功率幅度信息确定功率峰值点，设该点的功率幅值为h，它对应的频率定义为特征频率(characteristic frequency, CF)。结合实验结果中的功率幅值和相位差信息，发现功率幅值0.5 h到1 h的频带对应的相位差呈规律性变化，且该频带的相位差值大、样本间的实验结果一致性好，故定义该频带为特征频带(feature band, FB)。图中的特征频率为65.832 1 MHz，特征频带为53.265 7~81.398 5 MHz。
图3
1~200 MHz实验系统S21功率幅度信息(参考值为-30 dB)
Figure3.
S21 power amplitude of experimental system from 1 to 200 MHz (reference value is －30 dB)
根据各状态下特征频带脑出血MIPSS的特点，设计了可以评估脑出血严重程度的有效方法，能够反映单个样本脑出血的严重程度和总体脑出血的变化趋势。将特征频带的MIPSS分为两段，即特征频率前后各为一段。两段均等间隔取5个相位差值，相加后分别定为Bij和Fij，其中i表示第i个样本，i∈{1, 2，3，…，13}；j表示注血量，j∈{+0, 0, 1, 2, 3}，这里的“+”号表示钻颅手术前的状态。
校正系数K定义为
| $ {K_{ij}}={V_{sj}}/{V_{ij}}, $ |
式中Kij表示第i个样本、j注血量的校正系数，Vij是在特征频率下第i个样本、j注血量对应的相位差值，Vsj是取所有样本Vij的平均值。
Bij和Fij分别与校正系数K相乘得到最终的B值和F值，即
| $ B={K_{ij}}*{B_{ij}} $ |
| $ F={K_{ij}}*{F_{ij}} $ |
在直角坐标系上以B值为横轴，以F值为纵轴作B-F图。B-F图的含义在于，坐标原点周围表示钻颅手术前的状态，距离原点越远的坐标点表示脑出血程度越严重。由以上的公式可知，样本量越大，得到的B校正值和F校正值越准确，B-F分布图就越有意义。
2 实验结果
图 4是一只家兔脑出血MIPSS检测实验测得的相位差与频率、脑出血量的关系曲线示意图，与图 3相对应。可以看出，在特征频带下，5种状态脑出血MIPSS实验效果最好。图 5是截取图 4特征频带下脑出血的MIPSS，相比于术前的MIPSS，对家兔进行抽血和钻颅手术后，未注血的MIPSS已产生偏移，逐次增加注血量，相位差也随之增大，这与Jin等[7-8]和González等[10]的工作相吻合。有趣的是，特征频带前半部分和后半部分对应的MIPSS分别呈下降和上升趋势，相位差值在特征频率最大。
图4
家兔脑出血的MIPSS
Figure4.
MIPSS of cerebral hemorrhage in rabbit
图5
特征频带(53.265 7~81.398 5 MHz)下家兔脑出血的MIPSS
Figure5.
MIPSS of cerebral hemorrhage in rabbit under the feature band(53.265 7-81.398 5 MHz)
特征频率下13只家兔5种脑出血水平65组相位差数据的描述性统计量，如表 1所示。可以看出，特征频率下测得3 mL脑出血量相位差达到了-7.750 3°±1.420 4°，相比我们课题组之前采用对称线圈抵消主磁场检测方法[7](激励信号频率为7.5 MHz、3 mL脑出血量时相位差为1.885°±0.242°)和同轴两线圈检测方法[8](激励信号频率为10.7 MHz、3 mL脑出血量时相位差为0.617 3°±0.197 6°)，灵敏度分别提高了3倍和11.5倍。我们进一步采用多重比较秩和检验(Friendman M test)对5种脑出血水平65组相位差数据进行了显著性差异分析，结果显著性水平P≈0.00＜0.05(α=0.05)，说明特征频率下5种脑出血水平之间相位差的差异具有统计学意义。综合以上结果，表明基于特征频带的MIPSS检测方法大大提高了脑出血磁感应检测系统的灵敏度，为评估出脑出血的严重程度及病程发展提供了新的方法。
表1
特征频率下65组相位差数据的描述性统计表
Table1.
Descriptive statistic table of 65 groups of phase shift data at characteristic frequency
针对特征频带脑出血的MIPSS的特点，我们设计了判断脑出血严重程度的方法，即B-F分布图。图 6是基于特征频带MIPSS检测的13只家兔脑出血B-F分布图，一个数据点对应一只家兔一个脑出血水平，每只家兔包含5个脑出血水平，13只家兔共65个数据点。在B-F分布图中，术前状态分布于坐标原点(0，0)周围，随着脑出血量的增加，B-F分布离坐标原点越来越远。从B-F分布图可知，相对于术前，术后未注血的B-F分布已经发生了偏移，说明钻颅后未注血的情况下13只家兔都出现了不同程度的微量出血。图中参考线的距离间接反映了注血量与家兔头部特性参数变化的关系，参考线之间的距离随着注血量的增加而减小，这表明随着注血量的增加，其所引起的家兔脑部特性参数变化量由大变小。很显然，B-F图能够有效地区分出各脑出血水平，可根据B-F图的分布情况来判断脑出血的严重程度和病程发展。
图6
13只脑出血家兔B-F分布图
Figure6.
B-F distribution of 13 cerebral hemorrhage rabbits
3 分析与讨论
本研究所使用的线圈结构决定了测量的相位差反映的是家兔整体脑部组织特性参数(主要是电导率)的变化。向家兔颅内注入自体血引起脑组织特性参数的变化是本研究的基础，特性参数变化与注血量和其他脑组织液的动态变化有关。颅腔可认为是一个容积不变的刚性容器，注入血液势必会挤压出其他脑组织液。由于脑脊液的电导率最大(2.068 7 S/m，65.832 1 MHz)，它是血液电导率(1.208 3 S/m，65.832 1 MHz)的1.7倍、灰质电导率(0.513 9 S/m，65.832 1 MHz)的4倍以及白质电导率(0.293 6 S/m，65.832 1 MHz)的7倍，所以我们认为脑出血过程中脑脊液变化对特性参数变化的影响最大。图 7展示了向家兔头部注入血液后脑脊液变化的情况，与术前比较，术后未注血组的脑脊液发生了微量变化，随着注血量的增加，脑脊液的减少更加明显，注血2 mL与注血3 mL组间的脑脊液已没有明显差别，说明注血量为0~2 mL时脑脊液持续排出，而注血量达到3 mL时脑脊液排出量接近最大。由此可知，随着注血量的增加，家兔脑部特性参数的变化量由大变小，这与家兔脑出血B-F分布图的趋势相吻合。
图7
注血过程中家兔头部矢状面脑脊液变化的MRI图像
脑脊液显示为高亮信号
Figure7. MRI images of cerebrospinal fluid changing at sagittal plane in rabbit head during blood injectioncerebrospinal fluid is displayed as highlighted signal
相位差大小与被测物体的相对介电系数、电导率变化以及激励频率等有关[11]，而生物组织的相对介电系数和电导率变化与介电色散有密切的联系。频率从DC到GHz，生物组织的复阻抗可分为三个介电色散域[14]，分别标记为α域、β域和γ域，它们代表的频率范围分别为1~1 000 Hz、0.1~100 MHz和0.1~100 GHz。其中，α域介电色散由环绕在带电细胞膜表面的负离子云弛豫引起，β域介电色散主要由界面弛豫起支配作用，界面弛豫的过程发生在两个介电特性不同的组织材料的界面，而γ域介电色散主要是由组织内自由水的弛豫引起[15]。本研究的特征频带属于β域，家兔脑部是由许多不同介电特性组织构成的复杂电导体，那么脑组织的界面弛豫引起的电导率和相对介电系数变化最大。此外，向兔脑内注血时由于应力分布不均，不同层面的脑组织受到不同压力作用发生形变，这样使得兔脑组织界面增多，从而增强了界面弛豫作用，导致兔脑组织的电导率和相对介电系数变化量增大。
从图 3和图 4中我们可以看到，在特征频率下检测系统传输参数S21的功率幅值最大，该频率所对应的相位差也最大，这说明两线圈内磁场能量对检测系统的灵敏度有较大影响。图 1为检测系统的等效电路图，它是一个特殊的电路结构，它含有源阻抗(Zg)、传输线阻抗(ZL1和ZL2)、负载阻抗(Zexc和Zind)等。当频率较高时，电路各元件的阻抗匹配尤为重要，这将决定我们检测系统的灵敏度和实验结果的准确性。我们使用的负载(线圈)阻抗随着频率变化而变化，在特征频率下负载阻抗与传输线特性阻抗匹配最优，这是检测系统在特征频率下实验效果最好的主要原因。检测系统各部分元件阻抗匹配时，首先，系统的功率传输效率最大，那么特征频带下对应的主磁场最强，主磁场越强，它所激发病变组织的扰动磁场就越强，所以测量到的相位差也就越大；其次，系统工作信号处于行波状态，测量的结果最准确。此外，磁场增强能进一步提高系统的稳定性和抗干扰性。
B-F分布图是典型的两参数标量分类器[16]，每个脑出血水平对应唯一的坐标点，这提示着我们可以根据二维坐标信息来判断脑出血严重程度。本研究建立的评估脑出血严重程度的B-F分布图是根据特征频带家兔脑出血MIPSS的特点而设计的，不仅可以清楚地区分出术前状态和术后各脑出血水平，而且能够反映出总体脑出血变化趋势，即随着注血量的增加，家兔脑部特性参数的变化量由大变小。但是，从图 6的B-F分布图我们也可以看到，一些数据点代表的信息存在偏差，可能是家兔的个体差异和手术操作的误差所致。
4 结论
本研究建立脑出血检测的MIPSS方法，并对兔脑出血进行了实验研究。实验结果表明本文提出的基于特征频带脑出血MIPSS的检测方法，比对称线圈抵消主磁场检测方法[7]和同轴两线圈检测方法[8]灵敏度分别提高了3倍和11.5倍，根据脑出血MIPSS的特点而设计的脑出血水平判断方法(B-F分布图)能够有效地区分脑出血严重程度，显示出基于特征频带的MIPSS检测技术的应用价值。本研究主要基于动物实验，要面向临床应用还需开展更深入的动物实验研究和临床研究，以提高MIPSS方法检测脑出血的有效性和可靠性。
引言
脑出血是脑卒中第二大类型，占所有卒中的10%～15%[1-2]，它具有高发病率、高致残率、高死亡率及经济负担重的特点。van Asch等[3]的调查研究表明，从1980年—2008年，脑出血总的发病率为每年24.6/10万，发病率随年龄增长而增加。脑出血严重威胁着人类的健康和生命，其损伤包括原发性脑损害和继发性脑损害[1]，且随着时间变化而有所不同。脑出血后0～4 h，神经损伤主要与血肿造成的物理损伤有关；4 h后则主要是血肿释放的物质引起损伤[4]。因此实时监测和判定脑出血的严重程度和病程发展，是脑出血重症监护及抢救治疗成败的关键。
目前比较成熟的脑出血检测手段有颅内压(intracr anial pressure, ICP)直接测量法[5]，以及计算机断层扫描(computer tomography, CT)、正电子发射断层扫描(positron emission tomography, PET)和核磁共振成像(magnetic resonance imaging, MRI)等影像学方法[6]。ICP监测方法需要将传感器放入颅脑内，具有有创、易感染等缺点。CT、PET和MRI等影像学方法，则存在检查费用高、体型庞大、无法实施床旁和急救现场监护等问题，而且这些设备非常昂贵，限制了在农村和偏远山区等经济条件较差地区的使用。
鉴于当前脑出血检测手段的局限性，急需发展一种可以进行连续床旁监护、无创伤、价格低廉和小型化的脑出血检测装置。一种以检测病变组织电导率和介电系数等特性参数变化量为基础而建立的磁感应相移(magnetic induction phase shift, MIPS)检测技术[7-10]，具有非接触、无创伤、小型化和价格低廉的优点，是检测脑出血、脑水肿等脑血管疾病的新方法。但由于生物组织的电导率很小(0.1~2 s/m)，产生的感应电流非常弱，感应电流产生的扰动磁场也非常弱，如在10 MHz下感应的扰动磁场强度只占到主磁场强度的1%[11-12]，因此MIPS测量灵敏度低，而且容易受到外界电磁场、环境温度和外界容积导体耦合等的干扰。
本课题组前期采用同轴平行两线圈结构检测了家兔脑出血[8]，Gonzalez团队也采用类似的同轴平行两线圈结构对鼠腹腔内液体进行了检测[10]，结果显示检测灵敏度都非常有限。为提高检测灵敏度，我们设计了基于对侧半球对称线圈以抵消大部分主磁场和正常组织的扰动磁场的影响[7]，检测灵敏度得到改善，但仍没有达到我们想要的效果，而且这些工作中所采用的激励信号均为单一或几个有限的频率，无法得知其他频率的信息，故不能选取检测系统灵敏度最优的频带进行实验分析。
本研究提出脑出血的磁感应相移谱(magnetic induction phase shift spectroscopy, MIPSS)检测方法。使用1~200 MHz的激励信号，在整个频带上连续进行MIPS测量，确定频带内检测系统灵敏度最优的频带，定义该频带为特征频带。采用MIPSS检测方法对家兔脑出血进行实验研究，获得了13只家兔共65组脑出血特征频带MIPSS数据，再根据特征频带脑出血MIPSS的特点，设计了用于诊断脑出血严重程度的B-F分布图，以期为脑出血的实时监测和脑出血严重程度的判定提供可能的新方法。
1 材料与方法
1.1 检测原理
根据Griffiths等[11]的工作，正弦激励信号(Iejωt)通过激励线圈发射正弦交变主磁场(B)，主磁场使大脑组织产生感应电流，感应电流形成扰动磁场(ΔB)，检测线圈接收的磁场(B+ΔB)为主磁场和扰动磁场之和，因此在检测线圈接收信号与激励线圈激励信号之间产生相位差Δθ，相位差的大小与大脑组织电导率以及激励信号频率等有关。
图 1为脑出血磁感应检测系统的等效电路图，它可以等效为两个RL串联电路。分别测量出激励线圈信号和检测线圈信号的相位，两者相减得到由病变脑组织引起的相位差Δθ，如式(1)所示：
| $ \Delta \theta={\theta _{{\rm{ind}}}}-{\theta _{{\rm{exc}}}} $ |
图1
脑出血磁感应检测系统的等效电路图
Figure1.
Equivalent circuit of cerebral hemorrhage magnetic induction detection system
其中，θind和θexc分别表示检测信号和激励信号的相位。本文中相位差表示向家兔头部注入不同体积自体血所引起的相位差减去基线相位差而得到的相对相位差，基线相位差为不注入自体血时检测得到的结果。
1.2 实验系统
脑出血磁感应检测系统如图 2所示，由两个模块组成：射频矢量网络分析仪(Agilent E5061A)和两线圈结构-家兔脑出血模型。
图2
基于MIPSS家兔脑出血检测实验装置
Figure2.
Experimental setup to detect cerebral hemorrhage in rabbits with the MIPSS method
本研究使用的射频矢量网络分析仪为两端口网络，它可以测量4个S参数。信号由激励线圈(端口1)发出到检测线圈(端口2)接收的传输过程表示为传输参数S21，因此传输参数S21为所测量的通道。
线圈结构由激励线圈和检测线圈组成，它们半径R1=R2=5.2 cm，两线圈分别由直径为1 mm的铜漆线缠绕在特制的有机玻璃塑模两端，匝数N1=N2=10，两线圈轴中心对称，平行放置，相距d=10.5 cm。家兔头部放置于两线圈中部偏下位置, 两线圈用高频同轴线分别连接到矢量网络分析仪。
采用自体血注入法建立脑出血模型[7, 13]。用于建模的家兔固定于非磁性材料兔台上，装有约4 mL自体血的20 mL注射器用塑料导管连接到家兔颅脑内，用电子注射泵控制注射速率。温度及湿度表实时显示温度和湿度，控制实验环境的温度为21~23℃，湿度为50%左右。采用生理信号采集仪(RM6280C，成都仪器厂)用来连续监测家兔心电和心率的变化情况。
1.3 实验设计
实验遵守1988年由国家科学技术委员会发布施行的《实验动物管理条例》和国家有关法律、法规，以尊重动物生命，减少动物的应激、痛苦和伤害，采取痛苦最少的方法处置动物为原则。使用的13只家兔均是健康的雄性大白兔(2.3±0.2)kg。麻醉采用25%氨基甲酸乙酯按5 mL/kg的剂量经耳缘静脉注射。在家兔充分麻醉情况下经股静脉采血约4 mL。然后对家兔进行钻颅手术，以兔脑“十字缝”交叉点为基点，平行矢状缝偏右6 mm，再平行冠状缝往后1 mm为穿刺进针点，直径为0.7 mm的针管插入脑内，深度为13 mm，用牙科水泥封住针管与颅孔的缝隙，防止注入的血液沿针管流出。针管经塑料导管连接到装有约4 mL新鲜自体血的20 mL注射器，用电子注射泵控制注射速率，速率设置为0.5 mL/min，以逐步注入方式注血。
建立的家兔脑出血模拟5种状态，分别是术前、术后(脑出血0 mL)、脑出血1 mL、脑出血2 mL和脑出血3 mL。实验首先测量钻颅手术前家兔被麻醉状态下的相位差，然后再分别测量钻颅手术后家兔脑出血的4种状态。考虑到钻颅后的家兔可能存在其他反应，因此每次注血后应尽快测量。每个体积水平在5分30秒内完成20次测量，最后的相位差结果取20次测量的平均值。
设置矢量网络分析仪同时测量传输参数S21的幅度与相位信息，信号源输出功率为10 dBm，激励信号频率范围为1~200 MHz，以扫描运行模式工作。由幅度信息确定整个系统的特征频带，由相位信息计算各体积水平脑出血的相位差。
1.4 评估脑出血严重程度方法设计
经前期预实验得知检测系统的传输参数S21幅度信息与相位差检测灵敏度有关，功率幅度越高的频带对应的相位差越大。如图 3所示，以功率幅度信息确定功率峰值点，设该点的功率幅值为h，它对应的频率定义为特征频率(characteristic frequency, CF)。结合实验结果中的功率幅值和相位差信息，发现功率幅值0.5 h到1 h的频带对应的相位差呈规律性变化，且该频带的相位差值大、样本间的实验结果一致性好，故定义该频带为特征频带(feature band, FB)。图中的特征频率为65.832 1 MHz，特征频带为53.265 7~81.398 5 MHz。
图3
1~200 MHz实验系统S21功率幅度信息(参考值为-30 dB)
Figure3.
S21 power amplitude of experimental system from 1 to 200 MHz (reference value is －30 dB)
根据各状态下特征频带脑出血MIPSS的特点，设计了可以评估脑出血严重程度的有效方法，能够反映单个样本脑出血的严重程度和总体脑出血的变化趋势。将特征频带的MIPSS分为两段，即特征频率前后各为一段。两段均等间隔取5个相位差值，相加后分别定为Bij和Fij，其中i表示第i个样本，i∈{1, 2，3，…，13}；j表示注血量，j∈{+0, 0, 1, 2, 3}，这里的“+”号表示钻颅手术前的状态。
校正系数K定义为
| $ {K_{ij}}={V_{sj}}/{V_{ij}}, $ |
式中Kij表示第i个样本、j注血量的校正系数，Vij是在特征频率下第i个样本、j注血量对应的相位差值，Vsj是取所有样本Vij的平均值。
Bij和Fij分别与校正系数K相乘得到最终的B值和F值，即
| $ B={K_{ij}}*{B_{ij}} $ |
| $ F={K_{ij}}*{F_{ij}} $ |
在直角坐标系上以B值为横轴，以F值为纵轴作B-F图。B-F图的含义在于，坐标原点周围表示钻颅手术前的状态，距离原点越远的坐标点表示脑出血程度越严重。由以上的公式可知，样本量越大，得到的B校正值和F校正值越准确，B-F分布图就越有意义。
2 实验结果
图 4是一只家兔脑出血MIPSS检测实验测得的相位差与频率、脑出血量的关系曲线示意图，与图 3相对应。可以看出，在特征频带下，5种状态脑出血MIPSS实验效果最好。图 5是截取图 4特征频带下脑出血的MIPSS，相比于术前的MIPSS，对家兔进行抽血和钻颅手术后，未注血的MIPSS已产生偏移，逐次增加注血量，相位差也随之增大，这与Jin等[7-8]和González等[10]的工作相吻合。有趣的是，特征频带前半部分和后半部分对应的MIPSS分别呈下降和上升趋势，相位差值在特征频率最大。
图4
家兔脑出血的MIPSS
Figure4.
MIPSS of cerebral hemorrhage in rabbit
图5
特征频带(53.265 7~81.398 5 MHz)下家兔脑出血的MIPSS
Figure5.
MIPSS of cerebral hemorrhage in rabbit under the feature band(53.265 7-81.398 5 MHz)
特征频率下13只家兔5种脑出血水平65组相位差数据的描述性统计量，如表 1所示。可以看出，特征频率下测得3 mL脑出血量相位差达到了-7.750 3°±1.420 4°，相比我们课题组之前采用对称线圈抵消主磁场检测方法[7](激励信号频率为7.5 MHz、3 mL脑出血量时相位差为1.885°±0.242°)和同轴两线圈检测方法[8](激励信号频率为10.7 MHz、3 mL脑出血量时相位差为0.617 3°±0.197 6°)，灵敏度分别提高了3倍和11.5倍。我们进一步采用多重比较秩和检验(Friendman M test)对5种脑出血水平65组相位差数据进行了显著性差异分析，结果显著性水平P≈0.00＜0.05(α=0.05)，说明特征频率下5种脑出血水平之间相位差的差异具有统计学意义。综合以上结果，表明基于特征频带的MIPSS检测方法大大提高了脑出血磁感应检测系统的灵敏度，为评估出脑出血的严重程度及病程发展提供了新的方法。
表1
特征频率下65组相位差数据的描述性统计表
Table1.
Descriptive statistic table of 65 groups of phase shift data at characteristic frequency
针对特征频带脑出血的MIPSS的特点，我们设计了判断脑出血严重程度的方法，即B-F分布图。图 6是基于特征频带MIPSS检测的13只家兔脑出血B-F分布图，一个数据点对应一只家兔一个脑出血水平，每只家兔包含5个脑出血水平，13只家兔共65个数据点。在B-F分布图中，术前状态分布于坐标原点(0，0)周围，随着脑出血量的增加，B-F分布离坐标原点越来越远。从B-F分布图可知，相对于术前，术后未注血的B-F分布已经发生了偏移，说明钻颅后未注血的情况下13只家兔都出现了不同程度的微量出血。图中参考线的距离间接反映了注血量与家兔头部特性参数变化的关系，参考线之间的距离随着注血量的增加而减小，这表明随着注血量的增加，其所引起的家兔脑部特性参数变化量由大变小。很显然，B-F图能够有效地区分出各脑出血水平，可根据B-F图的分布情况来判断脑出血的严重程度和病程发展。
图6
13只脑出血家兔B-F分布图
Figure6.
B-F distribution of 13 cerebral hemorrhage rabbits
3 分析与讨论
本研究所使用的线圈结构决定了测量的相位差反映的是家兔整体脑部组织特性参数(主要是电导率)的变化。向家兔颅内注入自体血引起脑组织特性参数的变化是本研究的基础，特性参数变化与注血量和其他脑组织液的动态变化有关。颅腔可认为是一个容积不变的刚性容器，注入血液势必会挤压出其他脑组织液。由于脑脊液的电导率最大(2.068 7 S/m，65.832 1 MHz)，它是血液电导率(1.208 3 S/m，65.832 1 MHz)的1.7倍、灰质电导率(0.513 9 S/m，65.832 1 MHz)的4倍以及白质电导率(0.293 6 S/m，65.832 1 MHz)的7倍，所以我们认为脑出血过程中脑脊液变化对特性参数变化的影响最大。图 7展示了向家兔头部注入血液后脑脊液变化的情况，与术前比较，术后未注血组的脑脊液发生了微量变化，随着注血量的增加，脑脊液的减少更加明显，注血2 mL与注血3 mL组间的脑脊液已没有明显差别，说明注血量为0~2 mL时脑脊液持续排出，而注血量达到3 mL时脑脊液排出量接近最大。由此可知，随着注血量的增加，家兔脑部特性参数的变化量由大变小，这与家兔脑出血B-F分布图的趋势相吻合。
图7
注血过程中家兔头部矢状面脑脊液变化的MRI图像
脑脊液显示为高亮信号
Figure7. MRI images of cerebrospinal fluid changing at sagittal plane in rabbit head during blood injectioncerebrospinal fluid is displayed as highlighted signal
相位差大小与被测物体的相对介电系数、电导率变化以及激励频率等有关[11]，而生物组织的相对介电系数和电导率变化与介电色散有密切的联系。频率从DC到GHz，生物组织的复阻抗可分为三个介电色散域[14]，分别标记为α域、β域和γ域，它们代表的频率范围分别为1~1 000 Hz、0.1~100 MHz和0.1~100 GHz。其中，α域介电色散由环绕在带电细胞膜表面的负离子云弛豫引起，β域介电色散主要由界面弛豫起支配作用，界面弛豫的过程发生在两个介电特性不同的组织材料的界面，而γ域介电色散主要是由组织内自由水的弛豫引起[15]。本研究的特征频带属于β域，家兔脑部是由许多不同介电特性组织构成的复杂电导体，那么脑组织的界面弛豫引起的电导率和相对介电系数变化最大。此外，向兔脑内注血时由于应力分布不均，不同层面的脑组织受到不同压力作用发生形变，这样使得兔脑组织界面增多，从而增强了界面弛豫作用，导致兔脑组织的电导率和相对介电系数变化量增大。
从图 3和图 4中我们可以看到，在特征频率下检测系统传输参数S21的功率幅值最大，该频率所对应的相位差也最大，这说明两线圈内磁场能量对检测系统的灵敏度有较大影响。图 1为检测系统的等效电路图，它是一个特殊的电路结构，它含有源阻抗(Zg)、传输线阻抗(ZL1和ZL2)、负载阻抗(Zexc和Zind)等。当频率较高时，电路各元件的阻抗匹配尤为重要，这将决定我们检测系统的灵敏度和实验结果的准确性。我们使用的负载(线圈)阻抗随着频率变化而变化，在特征频率下负载阻抗与传输线特性阻抗匹配最优，这是检测系统在特征频率下实验效果最好的主要原因。检测系统各部分元件阻抗匹配时，首先，系统的功率传输效率最大，那么特征频带下对应的主磁场最强，主磁场越强，它所激发病变组织的扰动磁场就越强，所以测量到的相位差也就越大；其次，系统工作信号处于行波状态，测量的结果最准确。此外，磁场增强能进一步提高系统的稳定性和抗干扰性。
B-F分布图是典型的两参数标量分类器[16]，每个脑出血水平对应唯一的坐标点，这提示着我们可以根据二维坐标信息来判断脑出血严重程度。本研究建立的评估脑出血严重程度的B-F分布图是根据特征频带家兔脑出血MIPSS的特点而设计的，不仅可以清楚地区分出术前状态和术后各脑出血水平，而且能够反映出总体脑出血变化趋势，即随着注血量的增加，家兔脑部特性参数的变化量由大变小。但是，从图 6的B-F分布图我们也可以看到，一些数据点代表的信息存在偏差，可能是家兔的个体差异和手术操作的误差所致。
4 结论
本研究建立脑出血检测的MIPSS方法，并对兔脑出血进行了实验研究。实验结果表明本文提出的基于特征频带脑出血MIPSS的检测方法，比对称线圈抵消主磁场检测方法[7]和同轴两线圈检测方法[8]灵敏度分别提高了3倍和11.5倍，根据脑出血MIPSS的特点而设计的脑出血水平判断方法(B-F分布图)能够有效地区分脑出血严重程度，显示出基于特征频带的MIPSS检测技术的应用价值。本研究主要基于动物实验，要面向临床应用还需开展更深入的动物实验研究和临床研究，以提高MIPSS方法检测脑出血的有效性和可靠性。
