组织介电特性（精选六篇）
组织介电特性 篇1
由于人的特殊性,目前国内外对成年人组织电参数的活体测量数据较少,在进行电磁暴露安全评估时大都采用的离体测量数据或动物组织的测量数据。在对儿童进行电磁暴露下的安全评估时却没有相应的儿童组织电参数数据,采用的仍然是成年人所使用的数据。根据文献报道,猪的组织介电特性与人的相似度较高,因此以2006 年Peyman等人测量的猪的组织电参数数据[6,7]为基础,对四阶ColeCole数学模型进行了曲线拟合,确定了相应的ColeCole模型参数,这对研究儿童在手机辐射下等生物电磁暴露的安全评估中将会具有指导意义。
1 实验数据
所采用的实验数据为2006 年在英国由A Peyman,S J Holden,S Watts,R Perrott和C Gabriel等人对50 MHz ~ 20 GHz频段内幼年猪[( 10. 6 ± 1. 3)kg,37 d左右]的生物组织进行的测量数据。实验采用终端开路的同轴探头与扫频网络( HP8720D)对10 个样本分别测量了脑灰质、脑白质、硬脑膜、骨髓、头骨等13 种组织的相对介电常数与电导率,每种组织的数据至少被测6 次。实验温度条件为36. 76 ℃ ( ± 0. 88 ) 。大部分组织进行了活体测量,一些无法进行活体测量的组织取出后置于37 ℃ 恒温水浴容器中迅速进行测量以使其与活体测量数据尽量接近。
在各种可测生物组织中,猪的组织介电特性与人的相似度较高[8—10],根据其性活动的增长曲线标记人类的生长曲线,并参考了骨头的钙化、骨髓的分布以及整体水分含量的减少,将幼年猪与1 ~ 4 岁儿童的介电特性等效[11]。
2 Cole-Cole数学模型
Cole-Cole数学模型被用于描述全频段内电介质的色散与吸收特性。从零频到无穷大频率可分为α、β、δ、γ 四个色散区间。其中,α 色散是由组织的不均匀性与细胞膜的离子扩散有关,频率范围为零频到1 k Hz; β 色散起因于细胞膜的极化,频率范围从几k Hz到几百k Hz; δ 色散起因于结合水的弛豫,频率范围在MHz频段; γ 色散是由于组织内水分子的极化,频率范围在GHz以上。基于对色散区间的划分,1996 年该模型被Gabriel等人改进为四阶Cole-Cole模型[12—14]:
每一阶代表一个色散频段。其中,角频率 ω = 2πf,ε0为自由空间介电常数。其余主要参数及其物理意义如表1 所示。
3 数据拟合结果
鉴于最小二乘法良好的估算能力与牛顿迭代法较快的收敛特性,采用最小二乘法与牛顿迭代法相结合的方法,在MATLAB下编程拟合,建立13 种组织( 脑白质、脑灰质、硬脑膜、头骨、骨髓、脊髓、脂肪、皮肤、舌头、骨( 皮质) 、椎间盘、骨膜、软骨) 的拟合参数。图1 ~ 图5 为部分组织拟合图形。表2 为13 种组织对应的拟合参数。
4 结果讨论
从拟合图形效果来看,拟合曲线基本满足了实验数据5% 以内的误差,在对不同频率下儿童组织介电特性进行估算时可直接作为参考计算公式而不必采用成年人数据,以提高精度,减少误差[15]。
与1996 年Gabriel等人所汇总与测量的不同动物( 包括人) 组织的介电特性( 文献[9,10]相比,幼年动物与成年的介电常数与电导率差异较大,且都集中于水分含量变化较大的组织,如脊髓、头骨等。而含水量变化较小的组织介电特性变化不甚明显。以骨皮质为例,成年人骨皮质含水量较低,在900MHz的介电常数为14. 5,而幼年组织含水量较高,介电常数为26. 3; 成年人脂肪组织在900 MHz的介电常数为6. 0,而幼年组织为14. 3。从数据对比来看,幼年组织的介电常数与电导率大都高于成年组织,且变化率较大,在进行生物电磁暴露研究特别是对儿童脑组织等重要器官的电磁暴露安全评估时使用成年数据进行代替会带来较大的误差[16—18]。
组织介电特性 篇2
关键词：拟合系数,四电极法,介电特性,乳腺组织
1 引言
乳腺癌在女性恶性肿瘤中发病率较高,严重影响女性的身心健康。而生物组织的介电特性是一种以多频、复阻抗测量为基础的生物组织测量技术,它根据生物组织复电阻抗中阻性和容性成分的值随着加载电信号的频率不同而发生显著变化的规律,可以获取生物组织生理和病理等丰富信息[1,2]。所以,关于乳腺癌的介电特性的研究一直就未停止。在国内,我们课题组的廖琪梅对乳腺病变组织的介电特性进行了系统的研究[3]。同时,课题组研制的乳腺电阻抗扫描设备(electrical impedance scanning,EIS),利用恶性肿瘤组织的电导率与正常乳腺组织的电导率相比存在显著性差异*使得均匀分布在乳房组织的外加电流场产生畸变的原理,通过体表无创伤测量及成像算法得到乳腺组织的二维阻抗分布图,在乳腺癌的早期筛查和检测中,得到了很好的应用[4]。在国外,1995年Heinitz测量了5 kHz频率下乳腺癌组织和正常组织的介电特性[5];1999年,Chauveau在10 kHz-10 MHz范围对正常乳腺组织和病变组织的介电特性进行了测量[6]。所有的研究均表明:正常组织的介电特性与病变组织差距较大,但由于测量方法不同,控制因素不同,测量结果离散性很大。而我们在利用EIS对乳腺癌患者进行检查的过程中发现,当癌浸润到脂肪和腺体时,测量结果有很大差别[7]。为进一步揭示此现象产生的原因,本研究在乳腺组织频谱标准化测量系统的基础上,严格控制影响因素,在10 Hz～10.475 5 MHz范围内对乳腺2种主要成分——脂肪和腺体进行了介电特性的研究,分析其对测量结果的影响。
2 材料和方法
2.1 乳腺离体组织的获得
本实验中所使用的样本全部来自第四军医大学西京医院血管内分泌外科手术切下的乳腺组织,当样本刚离开人体,立即在医生的指导下分别选取远离癌中心未发生转移的正常脂肪和正常腺体组织放在用生理盐水润湿的干净纱布上。
2.2 乳腺组织介电特性标准化测量系统
基于课题组前期实验所积累的经验[8,9,10,11],在已经建立的脑、肾脏、肝脏、脾脏等组织介电特性测量系统的基础上,建立了适合乳腺脂肪和腺体组织介电特性测量的标准化测量系统。实验仪器由Solartron 1294+1260、Agilent4294阻抗分析仪和由本课题组自行研制的温控箱设备组成,如图1(a)所示。测量盒包括测量槽和测量盖2个部分,由有机玻璃制成,两端留有插槽用于安放电极片,中间留有电极针插孔,测量槽上盛放组织的部分尺寸为3 cm×0.6 cm×0.6 cm,如图1(b)所示。当采用四电极法测量时,激励电极间距为3 cm,测量电极间距为2 cm,激励电极采用铂金电极片,测量电极为银针状电极,位于测量板上,如图1(c)所示。
2.3 实验方法
在手术结束前将所有仪器调试完毕,测量盒放入温控箱中。温控箱温度严格控制在37℃,相对湿度控制在95%以上。手术结束后按测量盒尺寸将组织进行修剪,修剪完毕放入温控箱中。待示数稳定后,在10 Hz～1 MHz范围内先用Solartron1294和Solartron1260阻抗分析仪相结合[2],采用四电极法对数扫描方式对该频率范围内的51个点处的阻抗值进行测量。再用Agilent4294阻抗分析仪在40 Hz-10.475 5 MHz范围采用同样扫描方式测量55个点处的阻抗值,测量方式采用两电极法。整个测量过程控制在组织离开人体后20 min之内完成。利用公式(1)、(2)将2台仪器的测量结果——阻抗值转化为电导率和介电常数,其中d和S分别为测量组织的长和横截面积。
以2种方法所得的公共频率4～40 kHz内的电导率和介电常数为基础得到拟合系数。在10 Hz～4 kHz范围内,将四电极法所得结果与拟合系数相乘得到拟合曲线的低频值;在4～40 kHz范围内,则利用拟合系数对2种方法所得结果进行局部加权拟合;而在40 kHz～10.475 5 MHz范围内,直接以两电极法所得结果作为拟合曲线的高频部分。脂肪组织的拟合效果如图2所示。腺体组织采用同样的拟合方法。
对25例脂肪数据、7例腺体数据分别进行Kruskal-Wallis H检验,均有P>0.05,证明参与检验的所有脂肪(腺体)样本均来自同一总体[13,14]。根据假设检验的思想对总体均数的可信区间进行估计,最终选取落入该区间的一组数据进行分析。
3 结果
3.1 脂肪和腺体组织的电导率频谱特性
脂肪和腺体组织的电导率频谱特性如图3所示。从图3可见,2种组织的电导率随频率增加均呈现上升趋势,但脂肪组织的电导率在低频时变化缓慢,当f>1 kHz后上升显著,且脂肪组织的电导率为0.05～0.07 S/m,腺体组织的电导率为0.6～0.8 S/m,两者差别达10倍之多。
3.2 脂肪和腺体组织的介电常数频谱特性
图4为脂肪组织和腺体组织介电常数的频谱特性曲线。从图中可见,2种组织的介电常数在低频段变化缓慢,随频率增加均呈现下降趋势,但当f>0.1 MHz时腺体下降速率稍小于脂肪组织。另外,整个频率范围内脂肪组织的介电常数值要小于腺体组织,差异近10倍。
3.3 脂肪和腺体组织的阻抗虚部频谱特性
阻抗虚部达到最大值时对应的频率被称为特征频率,代表细胞外相和细胞膜相交界的介电弛豫过程,常可以作为区分不同组织或相同组织的病生理改变情况[15]。为此,取l=1cm、S=1 cm2,由公式(3)～(5)求得组织的阻抗虚部值,再以频率为横坐标,虚部值为纵坐标作阻抗虚部的频谱图,结果如图5所示。从图5中可以观察到,脂肪组织在fc=1.26 kHz处阻抗虚部绝对值达到最大,|X|=90Ω;在此频段附近,腺体组织阻抗虚部绝对值为5Ω左右,两者相差达18倍之多。
4 讨论
与之前的文献报道相比,本实验采用乳腺组织介电特性标准化测量系统,严格控制温度和时间因素对测量结果的影响,最大程度模拟在体测量环境,与以往的研究用尸体、动物组织研究组织的介电特性相比更具应用价值;采用2台仪器平行测量,利用4～40 kHz频率范围内的拟合系数对测量结果进行加权拟合,从而获得了较宽频域的组织介电特性;10 Hz～1 MHz范围内使用Solartron 1294和Solartron1260阻抗分析仪,采用四电极法进行测量,配以高输入阻抗的电压采集系统,从很大程度上消除低频时接触阻抗和极化电压对测量结果的影响;在40 Hz～10.475 5 MHz范围内使用Agilent4294阻抗分析仪采用两电极的测量方法,受空间参数分布的影响较小,降低了高频时杂散电容对测量的影响,使测量结果更精确。
本实验中对2种组织的电导率和介电常数的频谱特性研究表明,腺体组织的电导率约为脂肪组织电导率的10倍,而脂肪组织的介电常数则远大于腺体组织的介电常数。本课题组的廖琪梅博士通过对乳腺癌的研究表明,癌组织的电导率大致为0.3 S/m,介于脂肪组织和腺体组织之间。所以,当癌浸润到脂肪中,用电阻抗扫描设备EIS可以检测到高电导现象,而当癌浸润到腺体组织时EIS呈现低电导的现象,从而很好地解释了EIS检测乳腺癌过程中发现的问题。这就提示我们,今后对乳腺组织的介电特性进行研究时必须对组织类型进行严格区分。
组织介电特性 篇3
关键词：介电特性磁共振断层成像,电导率,电容率,射频场映射技术,亥姆霍兹方程
电特性(也称介电特性)参数,主要指组织的电导率和电容率,是物质在电磁场中的固有物理属性。电特性磁共振断层成像技术(Magnetic Resonance Electrical Properties Tomography,MR EPT)有别于传统T1、T2成像技术,该技术是通过检测能够反映人体组织电特性(Electrical Properties,EPs)分布的MR射频(Radiofrequency,RF)场,运用一定的重建算法,实现“无创的人体活体组织EPs断层成像”的新兴MR成像方法。
组织、器官的生理病理状态发生改变时,其EPs也将发生改变[1,2,3,4,5,6,7],且理论上,这种变化发生在组织器官的形态学改变之前。因此,人体活体组织EPs的无创测量具有巨大的临床应用价值,近年来引起了科学家们极大的研究热情。2009年,Haacke等最早发现从MRI图像中可以得到人体组织EPs分布信息[8]。同年,Katscher等[9]成功实现了3T MR人体头部组织活体EPs断层成像,并开始将这种技术命名为“MR EPT”。2011年,德国Karlsruhe生物医学工程学院Voigt等[10]在Katscher的研究成果基础上,基于一定的假设,提出了基于相位的电导率求解方法和基于磁场幅度的电容率求解方法。GE全球研发中心的Bulumulla等[11在Voigt等人的工作基础上,亦在3T MR中实现了基于RF场幅度的组织电容率和基于RF场相位的组织电导率断层成像,并进一步提出了MR EPT算法的快速优化计算方法。但总体上讲,现有MR EPT技术还处在技术发展的初级阶段,其成像质量离临床疾病诊断的要求还有较大差距。
本文介绍了MR EPT的成像原理,主要包括B1Mapping技术[12,13]和MR EPT重建算法,对DUKE头部模型的仿真数据及志愿者人体头部扫描数据进行了MR EPT重建,就重建误差[14]做了量化分析。
1 MR EPT成像原理
1.1 B1+的计算
B1mapping技术是MR EPT的基础。目前为止,通过B1mapping技术可以直接计算得到射频发射场的模,而射频场相位的计算大多数采用基于鸟笼线圈发射/接收的相位对半原则。本文利用AFI(Actual Flip Angle Imaging)方法来获取B1场的幅度,该方法采集两幅不同TR时间的图像(SI1,SI2),将两幅图像相除得到一幅与射频场相关的图像,通过公式(1)即可求出B1场的幅度。
其中,α是翻转角,,TR1、TR2是两个激励脉冲的间隔时间。
1.2 介电特性重建
由麦克斯韦电磁场基本方程组的微分形式导出EPs的重建公式。
首先,依据安培定理:
其中,σ为电导率,ε为电容率,ω为共振频率,Н为磁场,Е为电场强度。
求得电场在x、y、z三个方向的分量Ex、Ey、Ez,如公式(3)、(4)、(5)所示。
再根据法拉第电磁感应定律,求得磁场在x方向的分量Ηx:
将公式(4)、(5)代入公式(6)得:
又因磁场的旋度为0,整理可得磁场在x方向的分量:
同理可得磁场在y方向的分量:
在正交鸟笼线圈中,Hz<<Ηx,Ηy,因此可假设HZ(r)=0,可得射频场B1+与磁场分量之间的关系如下:
将(8)和(9)代入方程(10)中,则有
分离实部和虚部即可求得ε和σ:
2 材料与方法
2.1 仿真
首先,在3 T下分别获得DUKE头部模型和人体头部的射频场B1+的分部信息;然后应用均匀亥姆霍兹方程,重建出DUKE头部模型的相对电容率和电导率及人体头部的电导率的分布图,并计算出DUKE头部模型中EPs的真实值和重建值之间的相对误差。
仿真时,应用SEMCAD电磁仿真软件,选用DUKE头部模型,将其置于鸟笼线圈中心(图1)。射频发射线圈为16通道的鸟笼线圈,每个通道的中间位置加载一个激励源,上下两端由两个调谐电容组成,共计32个。每个电流源分配一定的相位使射频线圈能以正交激励的模式工作。对DUKE模型内各组织赋予相应的电导率σ和电容率ε,满足0.02363≤σ≤2.143 S/m,5.645≤εr≤89.61,该范围涵盖了人体正常组织电导率和相对介电常数[15](128 MHz,37℃)的变化范围。将DUKE模型和鸟笼线圈构成的整体设置为电磁计算域,对电磁计算区域进行网格划分,网格大小为1mm×1 mm×1 mm。仿真得到B1+的幅度和相位分布图,见图2。
将仿真中得到的B1+带入公式(12)、(13)中,依公式(14)、(15)相对电容率和电导率的计算值εest、σest与真实值εtar、σtar之间的的相对误差Reε、Reσ,重建出相对电容率和电导率的分布图并得到相对误差分布,见图3。
注:a~c分别代表相对电容率的真实值、测量值及相对误差值;d~f分别代表电导率的真实值、测量值及相对误差值。
2.2 实测
采用3T Philips磁共振系统对志愿者进行扫描,FOV设置为200 mm×200 mm,重建区域矩阵大小为128×128;扫描得到相应的数据,计算出B1+的相位,带入公式(13)得到电导率的分布,见图4。
3 结果和讨论
图2中(a)和(b)分别表示DUKE模型横截面B1+的幅度和相位。幅度的最大值为6.0603509 n T。图3中a~c分别代表相对电容率的真实值、测量值及相对误差值;d~f分别代表电导率的真实值、测量值及相对误差值;在介电特性均匀部分,EPs的相对误差较小,以脑白质(图3中红色圆圈区域)为例,相对电容率及电导率的相对误差分别为0.0107和0.0163;整个成像区域的相对误差分别为6.0527和2.2160;在组织均匀部分,重建出的电导率和相对电容率接近真实值,但在边界处的误差值较大。这主要是由于简化的亥姆霍兹方程基于变电特性为零的假设,且应用二阶差分,使得误差在边界处放大。除此之外,误差的大小还与网格划分的大小有关系,网格减小对应的绝对误差会减小,但同时会增加仿真成像的时间。
图4为人体头部的电导率重建结果。从图中可以看出中间部分的成像效果较好,边缘部分较差。这主要由于人体头部结构的复杂性、数据采集过程中志愿者的运动、设备的噪声及重建算法本身的误差等引起的,使得重建出的电导率误差较大。因此,通过减小扫描过程噪声、改进算法等,有望在一定程度上减小重建误差。
4 结论
组织介电特性 篇4
近年来的相关研究中已经提出了各种各样的介电特性电磁模型,这些模型在模型分辨率和分割的组织类型数量上覆盖范围广泛[5,6,7,8,9,10,11,12,13,14,15,16,17,18,19]。例如,由四个全身解剖模型(34岁男性,26岁女性,11岁女性,6岁的男性)组成的虚拟家庭(Virtual Family)模型[5],这个模型被广泛的应用于仿真研究中[20,21,22];同时还有由Dimbylow P[6]提出的包含大约900万像素点使用分辨率为2 mm的人体体模同时分割了37种组织类型的诺曼(NORMAN)模型等等。由于不同病人个体的形状(主要由于几何形状)对电磁场在体内的分布影响很大,致使local SAR值的分布变化较大[16,22,23,24],所以上面提到的人体数值电磁模型对于local SAR值的计算测量并不理想。因此,需要使用个性化数值电磁模型以获得高场MR中更加精细的local SAR值的分布。
在此之前Jin等[25]将人体与扫描图相结合到仿真模型建立上,使人体介电特性电磁模型更具个性化,提高了计算的准确性。但是由于需要在实验室进行手动图像配准,MR图像和组织库中的组织形状大小的数量都很有限等,所以只适合实验室研究,不方便推广到临床广泛应用。Xin等[26]介绍了一个使用电子计算机断层扫描(Computed Tomography,CT)图像建立一个个性电磁模型并对其在MR中的射频场进行分析的方法。但是,这个模型只包括6种组织并没有做到足够的精确。而且这些模型都是使用单一的CT或者MR图像模态建立的。鉴于CT虽然有优良的密度分辨率,但软组织的分辨能力比MR差;而MR对软组织的分辨率高,但密度分辨率逊于CT;所以单一地使用其中任何一种图像模态建模都是不够精确的。
本文在提出并使用混合模态(本文选用的CT和MR)建立一个包含9种组织的精细的人体盆腔的个性化介电特性电磁模型的同时也使用单一CT图像建立个性化介电特性电磁模型,分别获得两种电磁模型在1.5 T,3 T(对应的射频频率为64、128 MHz)场强下B1场和SAR值的分布,分别进行两两比较。本研究的结果表明我们利用混合模态建立的个性化组织介电特性电磁模型可以获得更加精确的local SAR值分布,可以促进其临床应用,充分发挥其临床诊断优势。
1 材料和方法
建立一个个性化介电特性电磁模型首先要有相应的二维(2-dimension,2D)断层扫描图像为基础,遵循医学数字成像和通信(Digital Imaging and Communications in Medicine,DICOM)协议标准,将获得的2D图像直接导入Mimics(version 17.0)软件,采用手工分割和体绘制的方式建立三维(3-dimension,3D)模型,然后对3D模型进行有限元剖分和三角面片优化得到各个组织的一种为快速原型制造技术服务的三维图形文件格式(STereo Lithography,STL)的3D数值模型,最后在将各个组织的3D数值模型依次导入商用软件SEMCAD X(Schmid&Partner Engineering AG,Zurich,Switzerland,version 14.2)中进行电磁场分析之前,要在数值模型的基础上对其中不同组织的密度、介电常数、电导率等进行赋值可得到所需要的个性化介电特性电磁模型。
1.1 数据获取
招募一位健康成年女性志愿者,在南方医院分别使用西门子的SOMATOM Defi nition和飞利浦的Achieva对其盆腔进行扫描获得所需要的CT和MR图像,此项研究协议得到了伦理委员会的批准同时我们也购买了相应的责任保证险。CT图像的扫描序列参数设置如下:准直器,28.8mm×1.2 mm;旋转周期0.8 s;层厚5.0 mm;管电压120 k Vp;管电流212 m A;MR图像的扫描序列参数设置如下:TR=3733.6 ms;TE=80.0 ms(质子密度加权图像);翻转角90°;层厚5.0 mm。考虑到需要对CT和MR图像进行重建融合处理,特别邀请了两位放射学专家从所获得的扫描图像中筛选出组织能够层层对应的CT和MR图像,本文分别选择了相互对应的28层CT和MR扫描图像。图1和2分别是采集的数据中最终选取的第2层、第15层CT和MR扫描图像。
1.2 线圈模型
我们采用鸟笼线圈作为数值计算的发射线圈,此线圈模型是由在理想正交模式单位电流源驱动下构建的16通道高通鸟笼线圈。鸟笼线圈的直径是60 cm,其中的每根铜棒的长度和宽度分别为40 cm、1 cm。与鸟笼线圈同中心位置放置的射频屏蔽层的直径和长度分别是68 cm、100 cm。鸟笼线圈中的每个通道的铜棒上的电流源都被分配在适当的相位上使射频线圈在正交激励模式下工作。
1.3 重建方法
为重建出真实的人体3D个性化介电特性电磁模型,需要精确分割出盆腔部位的各组织器官。所有的组织轮廓分割均是在根据图像的灰度确定的阈值设置的基础上进行的。分割主要在邀请的放射学专家细致地区分出盆腔中的不同组织的情况下完成的,图像中不同组织的轮廓再手动勾画出来。基于强度的种子区域生长方法作为一个工具用于重建中[27]。使用MIMICS软件人工修改勾画出由于阈值划分时缺失的组织信息和一些错误的组织边界信息。在整体蒙罩中,相邻横断层面中的间断我们通过二进制滤波方法进行修复[28]。所有的结果都是由两位专家分别一层一层逐一检查得到的一个精确的分割结果。由于CT图像具有很高的密度空间分辨率,MR图像能很清晰地对软组织成像(对于皮肤、脂肪和肌肉组织,CT和MR显示的同样清晰,由于MR的软组织分辨率相对高一些,因而图像显示的更加精细(比如肌肉),相对来说,在勾边时使用CT图像反而更加方便,更容易划出皮肤、脂肪及肌肉的边界,不易受内部精细结构的干扰。)同时根据我们获得的两种图像间的比较,本文选择着重使用CT图像分割皮肤、骨骼、脂肪、肌肉组织和其中能大致分得清楚的子宫、膀胱和体液组织,使用MR图像分割人体盆腔内部的组织结构(子宫、子宫颈、卵巢、膀胱和体液组织)。最后,使用基于体绘制方法重建出各个组织的3D图像[29]并分别以最优化的模式输出各个组织的二进制STL文件模型。
1.4 融合方法
本文通过平移、缩放使两种图像的轮廓重叠以实现图像的融合。首先,虽然我们的原始图像是对同一人的同一部位分别进行的CT和MR扫描,可是考虑到CT和MR扫描方式以及进行扫描时人的位置都不能完全相同。所以我们得到的图像导入进入MIMICS软件时的中心坐标、图像的大小和所处的角度都不一定相同。进行融合时必须要对得到的模型进行相应的移动,旋转,放大或缩小才能确保融合准确。鉴于以上原因,我们首先分别从CT和MR图像中选择出四层相对应的横断面图像;其次,通过鼠标移动选择具体的位置分别记下每层图像的横坐标的最大值(ximax)和最小值(ximin)以及纵坐标的最大值(yimax)和最小值(yimin),其中的每个值都通过三次测量求平均值并分别记录(表达式中i表示层面数);最后,利用每层图像横坐标和纵坐标的最大值平均值减去最小值平均值乘以1/2(即,因为是选择的横断面图像进行测量的,故每一层图像的竖坐标都是固定的),分别得出每层图像的中心点坐标(xi,yi,zi)。同时也需要通过每个对应层的横坐标和纵坐标的最大值平均值减去最小值平均值的比例来得出CT和MR图像的大小比例。至于两个图像的旋转角度,我们这次选择的图像角度基本相同,不需要计算旋转角度。
笔者主要使用MIMICS软件对得到的各种组织器官的STL文件模型实现融合。主要方法是:把从CT图像中重建出来的皮肤,骨骼,脂肪和肌肉组织的STL文件模型全部导入到使用MR图像重建出的子宫、子宫颈、卵巢、膀胱和体液组织的mimics文件中,通过缩放各组织的大小比例同时根据上面求出的两种模型的中心点坐标把皮肤,骨骼,脂肪和肌肉组织的中心点坐标移动和子宫、子宫颈、卵巢、膀胱和体液组织的重合即可让这些组织器官融为一体(图3)。
注:(a)融合之前;(b)缩放比例之后(子宫、子宫颈、卵巢、膀胱和体液组织分别扩大1.007倍);(c)融合之后。子宫、子宫颈、卵巢、膀胱和体液组织按33.4、120.06、74.48 cm这个坐标平移。
由于在CT中分割的内部组织不够精确,这样得到的融合必定有很多重叠之处。故需要通过布尔运算(Boolean Operations)对肌肉组织与子宫、子宫颈、卵巢、膀胱和体液组织逐一相减,这样得到的肌肉组织再重新应用到融合的模型中就得到了最终的融合的个性化3D数值模型。
把通过MIMICS软件输出的各个组织的STL文件模型分别都导到SEMCAD X软件中。导入之后单独选择各个组织分别对各个组织的颜色、比例和位移属性进行更改。本文中是利用选择的四个层面的图像之一中的一个对应层面的中心点平移到原点(0,0,0)来移动相应的CT或者MR图像的组织模型。具体的实施方法如下:
根据计算的结果和四层两两对应的图像的对应度等综合因素考虑,选取第20层图像的计算结果,对导入到SEMCAD X软件中的STL文件模型属性进行设置,即对x,y,z分别平移17.63、100.29、110 mm;同时把皮肤设置为黄色,脂肪设为红色,肌肉设为墨绿色,卵巢设为紫红色,体液设为浅蓝色,子宫颈设为深紫色,子宫设为深蓝色,膀胱设为深红色,骨骼设为绿色。
把通过MIMICS软件输出的以CT图像为基础得到的全部组织的STL文件模型全部导入到SEMCAD X软件中并进行上述相应的属性设置得到单影像模态的个性化数值模型,同样的把已经使用MIMICS软件处理实现了融合得到的各种组织的STL模型一起导入到SEMCAD X软件中并进行上述的属性设置最终得到混合影像模态的个性化数值模型。
在数值模型的基础上赋予各组织电磁参数和密度值就得到了用于数值计算的混合模态以及单模态个性化介电特性电磁模型“fusion”和“single”,盆腔内各个组织的电导率、相对介电常数和密度值见表1。实验中的盆腔模型是放置在鸟笼线圈的中心位置处。
注:上标a、b分别代表射频频率为64、12.8 MHz。
1.5 B1场和SAR的数值计算
所有的电磁仿真都在商用软件SEMCAD X下进行。SEMCAD X的核心基本求解算法—时域有限差分(Finite Difference Time Domain,FDTD)法,此方法可以通过建立的人体电磁模型得到电磁场在人体内的准确分布并对射频电磁场与人体组织间的复杂电磁作用进行准确分析[31]。在计算时将鸟笼线圈和置于线圈内部人体盆腔模型构成的整体作为FDTD的计算域,以保证计算过程中充分考虑线圈与人体之间的电磁影响,计算结果更能准确体现人体盆腔内部电磁场的分布。同时我们把数值计算区域的边界面的完全匹配层层数设为8,作为吸收边界条件。
对B1场分布的均匀性我们采用标准差(Relative Standard Deviation,RSD)进行衡量:
式中,σ是感兴趣区域(Region of Interest,ROI)内B1+的标准差,算式为:
在式(1)和(2)中,μ是ROI内B1+的平均值为:
式(3)中,N是ROI内的Yee元胞数,即ROI内网格划分的个数。
式(2)和(3)中B1+是B1场沿着顺时针方向旋转的圆极化分量,B1-是B1场沿着逆时针方向旋转的圆极化分量,它们可以通过互易原理计算得到,其中B1,x和B1,y是B1在x和y方向上的分量。
Yee元胞网格点上的SAR可通过式(6)计算得到,
式中,σ(r)、ρ(r)和E(r)分别为空间位置r处,人体组织的电导率、密度和电场值。为了更好地将混合模态个性化介电特性电磁模型的SAR值与单模态个性化介电特性电磁模型的SAR值进行比较,定义了衡量SAR变化程度的SAR偏差,计算SARdeviation为
式中,SARfusion、SARsingle分别为混合模态个性化介电特性电磁模型与单模态个性化介电特性电磁模型的SAR值。
在SEMCAD软件中,使用MATLAB(The Mathworks,Natick,MA)对仿真结果进行后处理得到所需要的B1场分布和SAR值。
2 结果
图4和5分别是使用混合模态图像和单模态图像为基础得到的fusion、single模型。从图中我们可以明显的看出图4(a)、4(b)分别和图5(a)、5(b)对应,从外观的组织轮廓上看他们完全一致,这是由于电磁模型的皮肤、脂肪、骨骼和肌肉组织都是通过同一个原始图像即CT图像分割重建得到的。但是由图中半通透的图的对比我们可以得出fusion模型较single模型的内部组织更加精细,这正表明fusion模型较single模型的最大优势是它结合了CT和MR图像的优点并把它们更为精确的呈现出来。
为了便于分析结果,本文选定子宫中心所在横断面作为目标层,子宫和子宫液被目标层所截得区域作为ROI,ROI具体为如图6、7中心黑色圆圈表示位置。表2为1.5 T和3 T下两种模型目标层的local SAR的最大值,ROI内local SAR的平均值及其SAR偏差。1.5 T下fusion和single模型目标层的local SAR的最大值分别为2.5444 W/kg、2.5410 W/kg,3 T下两种模型的local SAR最大值分别为4.1413 W/kg、4.0913 W/kg。显然随着场强的增强,人体的local SAR会增强,但是从相同场强下的仿真结果可以看出fusion模型较single模型的最大local SAR稍微偏大,但是差别不大,而且所有的local SAR最大值均在安全阈值内,符合IEC的安全标准。ROI内的local SAR的fusion模型较single模型的差异百分比分别为-8.33%和-25.90%,由此可以得出fusion模型较single模型更能保证扫描时盆腔内部子宫的安全,同时也可以减少影响人体的射频辐照安全的因素。两种模型ROI内的local SAR的平均值的差异百分比由式7计算得到。式中SARfusion和SARsingle分别表示fusion和single模型ROI内的local SAR的平均值。
图6和图7分别是1.5 T和3 T下single和fusion模型的B1场分布,图8和图9分别是1.5 T和3 T下fusion和single模型的SAR分布。
在ROI内,1.5 T扫描下的fusion和single模型的RSD分别为0.37%和0.27%,3 T扫描下的fusion和single模型的RSD分别为2.33%和2.04%,B1场分布都比较均匀,两种模型之间的微小差异也正是由于fusion模型较single模型比较精细导致的。这说明在高场扫描下fusion模型较single模型更能得到比较均匀的B1场分布,而且磁共振图像质量并不会发生大的变化。从图8和9中可以看出两种模型的SAR值分布主要的差异是在内部组织之间。这正是由于两种模型盆腔内部组织精细度不同造成的。但是皮肤脂肪骨骼附近的SAR值仍旧存在着微小的差异,这说明两种模型即便内部组织精细度不同,也会对整体的SAR值的分布产生或多或少的影响。从图中我们还可以看出,local SAR的分布在不同组织中表现出的差异也不相同,这也正说明了local SAR值和人体本身的组织器官大小,形态结构密切相关。
3 讨论
本文中的建模方法虽然实现了不同的图像的融合,但是使用MIMICS软件人工修改勾画的各个组织器官由于阈值划分时缺失的组织信息和一些错误的组织边界信息,也难免会有不可避免的误差。而主要的误差来源是CT和MR扫描的方式不同加上人体在进行两种扫描的过程中的位置也不能保证完全相同,这就导致了图像不一定能完全重合,难免也会产生少许误差。对于这类误差我们需要在对人体扫描的时候尽量让人体在同样的位置保持同样的姿势可以尽可能的缩小误差,还有就是在后续的计算平移、旋转位移以及缩放大小时,尽量多的取多层图像并且使用多次测量取平均值的方法进行计算,使实验的误差降到最小至可以忽略。本文中实验中在上述误差尽可能缩小的同时还需注意务必确保选取的图像中的组织器官能够基本层层对应才是本次实验成功的关键所在。
由图4和图5可以看出,分割重建出来的3D模型和真实的人体的器官组织的形状还是会有些许差别,这也是分割重建的一个难免的误差。可以通过减少扫描的层厚和增加用于分割重建的图像层数来减少误差使模型达到最优化。分割重建之前需要找专业的临床医生把需要的组织器官都详细区分开来,这样后续分割重建的时候才能事半功倍,由于图像重建的后期修改在整个实验中耗时最大,所以把已有的图像充分的了解清楚再有目的的去做才不会做太多无用功。用于分割重建的图像的层厚越小越好,由于本身这个模型属于截断模型,截断本身都会造成误差,所以所用于分割重建的图像层数越多越好。如果能够实现从手动分割到自动分割将更能显著的提高建模的效率。人体个性化3D模型主要是针对不同人各种组织器官大小,形态结构的差异而提出的一种针对个体的建模需求,并通过单模态和混合模态的比较进一步得出融合之后的个性化模型能更精细的展现其B1场和SAR值的分布。本文采用的融合方法只是数学中简单的映射方法,如果采用医学图像融合中更精准的算法进行融合可以得到更为精细的介电特性电磁模型。
4 结论
组织介电特性 篇5
生物组织的介电特性是组织对于外加电场的被动响应, 反映了其在电磁场中吸收耦合电磁能量的特性。表征介电特性的参数主要包括电导率和相对介电常数 (简称介电常数) , 前者描述了带电粒子在电场作用下通过一种物质的容易程度, 而后者则表示当有外加电场时电荷分布可以达到的极化程度[1]。
骨组织作为重要的组织之一, 其介电特性受到关注, 已经有学者开展了关于骨介电特性的研究。 (1) 关于不同解剖部位的骨介电特性研究:1988年, De Mercato和Garcia-Sanchez比较了牛股骨不同解剖部位的骨介电特性, 结果表明骨干的介电常数低于骨骺[2]; (2) 关于不同类型的骨介电特性研究:1995年Saha和Williams对比研究了人远端胫骨密质骨和松质骨的介电特性, 发现密质骨的电导率在所测量的3个方向 (轴向、周向和径向) 上均高于松质骨, 而其介电常数仅在轴向高于松质骨[3]; (3) 关于不同物种的介电特性的研究:1996年, Gabreil回顾了其他学者关于各种生物组织介电特性文献报道, 结果表明不同物种的骨介电特性也存在差异[4]。
到目前为止, 从横向比较了不同物种、不同类型、不同解剖部位的骨介电特性, 而缺乏关于骨的介电特性在不同生理病理状态下的对比研究, 从而没有建立起骨介电特性与骨不同状态之间的联系。为了解正常骨、病态骨的介电特性, 我们选用正常大鼠与糖尿病性骨质疏松大鼠骨的股骨为对象, 在10~106 Hz范围内测量其介电特性, 并进行显微结构分析与组织形态学检查。对比分析了2组大鼠股骨介电特性的差异, 并应用显微结构与组织形态学分析结果加以佐证, 得到了骨介电特性与不同状态下骨质量的良好对应关系, 为后续骨介电特性应用的探索研究奠定了基础。
1 材料和方法
1.1 实验动物
16只2月龄清洁级雄性SD大鼠由第四军医大学动物实验中心提供, 体质量 (225±19) g, 置于动物中心饲养间内适应性饲养1周, 随机选取8只用链脲佐菌素 (steptozotocin, STZ) 法造成糖尿病骨质疏松模型[5,6]作为实验组, 其余8只正常大鼠作为对照组, 置于动物中心饲养间内饲养。8周后采用过量水合氯醛处死全部大鼠, 取右侧股骨进行介电特性测量, 取左侧股骨进行显微结构测量和形态组织学检查。
1.2 测量系统
测量系统以英国Schlumberger公司的Solartron1260型阻抗分析仪及1294阻抗接口为核心, 配以自制的测量盒。1260阻抗分析仪通过BNC线缆与1294阻抗接口相连, 1294通过IEC601连接与装有骨样品的测量盒相连, 同时Solartron1260型阻抗分析仪通过IEEE-488标准数据总线和通用接口总线 (GPIB) 接口板与计算机相连, 1294阻抗接口通过并口与计算机相连, 计算机借助测量软件Zplot可以对测量方式和相关参数进行设置, 之后进行阻抗数据的采集、传输和存储。阻抗数据的显示分析软件为Zview, 该软件能够对多模式和多窗口的数据回放与分析。在测量中为了对温度这一重要因素进行控制, 采用宁波戴维医疗器械有限公司的YP-100型婴儿培养箱。测量系统框图如图1所示。
大鼠股骨具有体积小、形状不规则的特点 (如图2所示) , 其主要部分接近于一个空心圆柱体, 可以考虑对股骨的这一部分进行介电特性测量。因此, 决定采用针形和圆柱形电极组合测量大鼠股骨的径向介电特性, 并设计制作了两电极法的测量盒。该测量盒与Kosterich报道的一种测量装置相似[7,8], 主要由有机玻璃制成。简要来说可分为3个部分, 分别为电极、可分离的底座和样品仓;此外, 还有一些附属元件, 具体如图3所示。
a.针形电极;b.圆柱形电极;c.大小垫片;d.样品仓;e.套有橡胶环的底座
1.3 介电特性测量
介电特性测量方法[7,9,10]:先将生理盐水注入样品的测量盒, 通过测量系统在10~106 Hz频率扫描进行测量 (方式为对数扫描, 每10倍频10个测量点) , 以这种方式完成每次测量后, 会得到51对阻抗数据 (实部+虚部) , 测量3次之后取平均值作为结果。随后取出测量装置, 装入骨样品之后再次进行测量, 每个样品测量3次, 取平均值作为最后结果。测量完一例骨样品之后, 使用电子数显卡尺 (量程:0~150 mm, 精度:0.01 mm) 对骨样品的长度、两端的内外长短轴进行测量, 取平均值作为测量结果。
由此可以计算骨样品的等效并联电导G和等效并联电容C, 如式 (1) ~ (4) 所示:
式中:Re1和Im1分别为加入骨样品后的电阻抗实部和虚部;Re0和Im0分别为未加入骨样品的电阻抗实部和虚部;f为测量频率。
随后, 把骨样品作为一个共焦圆柱体来考虑, 则可以计算其介电特性, 分别为电导率σ和介电常数ε, 如式 (5) 、 (6) 所示[11]:
式中:l为骨样品长度;a2和b2分别为外长轴和外短轴的平均值;a1和b1分别为内长轴和内短轴的平均值;ε0为真空介电常数, 其值为8.854×10-12。
1.4 显微结构与组织形态学分析
采用具有高分辨率的Explore Locus SP型MicroCT进行显微结构分析。取出左侧股骨后剔除筋膜, 用骨样品切割机切除近端, 之后将样品置于一个直径为28 mm的样品管内。样品管与扫描轴垂直, 总重建高度为40 mm, 扫描一次用时约30 min。扫描完成之后, 利用配套的分析软件MicroView可以对股骨的骨小梁和皮质骨分别进行分析。
为了更加直观地观察股骨显微结构的变化, 对进行过显微结构分析的左侧股骨再次进行组织形态学检查。以甲基丙烯酸甲酯包埋骨样品, 使用Leica SP1600型切片机制成常规不脱盖切片。
染色完成后, 使用Olympus BX51-P型光学显微镜配合DP72型显微镜专用制冷彩色数码照相装置及计算机进行观察、拍照和数据存储。
1.5 统计分析
所有数据以“均值±标准差”表示, 采用SPSS 14.0for Windows进行统计分析。对于符合正态性分布的数据, 采用两样本t检验;反之则采用Wilcoxon秩和检验。统计分析的显著性水平为P<0.05。
2 结果
2.1 动物模型
实验过程中每周测量2组大鼠的体质量和血糖浓度。注射STZ 1周后, 糖尿病组大鼠的体质量开始显著低于对照组大鼠体质量 (P<0.05) , 在实验过程中, 糖尿病组大鼠体质量增长缓慢且显著低于对照组 (从第2周起P<0.01) 。注射STZ1周后, 糖尿病大鼠的血糖浓度值上升到对照组的约5倍 (对照组 (6.3±0.68) mmol/L, 糖尿病组 (29.2±2.82) mmol/L) 。整个实验过程中, 糖尿病组大鼠的血糖浓度值一直维持在30 mmol/L左右, 显著高于对照组大鼠 (P<0.01) 。这些均说明糖尿病大鼠模型的制作十分成功。
2.2 大鼠股骨的介电特性
图4 (a) 、 (b) 分别给出了2组大鼠皮质骨电导率和介电常数的计算结果。图中, CT (control) 为对照组, DM (diabetes mellitus) 为注射STZ组。所有数据以“均值±标准差”表示。
从图中可以看出, 在全频段, 糖尿病组的电导率远低于对照组。对于介电常数来说, 在中低频段 (10 kHz以下) , 糖尿病组小于对照组;随后2组出现了重叠, 糖尿病组的均值大于对照组。由于测量频率点很多且介电特性连续变化, 选取6个特定频率点 (10、102、103、104、105、106 Hz) 进行了进一步的统计分析, 结果见表1。
注:所有数据以“均值±标准差”表示 (n=8) ;a表示与对照组相比结果具有统计学意义 (P<0.01)
从表中可以看到, 对照组在每个频率点的电导率均显著大于糖尿病组 (P<0.01) , 因此, 电导率在全部6个频率点可以很好地将2组区分开来。对于介电常数来说, 在低频段 (10、102、103 Hz) , 对照组显著高于糖尿病组 (P<0.01) ;而当频率进一步上升时, 2组之间不存在显著性差异。因此, 可以认为与正常骨相比, 电导率越低反映骨质疏松的程度越严重。
2.3 显微结构与形态学分析
用MicroCT分析骨小梁和皮质骨的结果如图5所示。可以看到, 注射STZ 8周以后, 糖尿病导致股骨骨小梁结构更为稀疏, 其连接密度 (connectivity density, CD) 、骨体积分数 (bone volume/tissue volume, BV/TV) 、骨小梁厚度 (trabecular thickness, TT) 、骨小梁数量 (trabecular number, TN) 均显著降低 (P<0.01) , 而结构模型指数 (structure model index, SMI) 和骨小梁分离度 (trabecular separation, TS) 显著升高 (P<0.01) ;另一方面, 皮质骨平均厚度 (mean thickness, MT) 和皮质骨面积 (cortical area, CA) 与对照组相比发生了明显的下降 (P<0.01) , 这说明糖尿病也导致了皮质骨骨质量的显著下降。
图6所显示的是2组大鼠股骨的3D MicroCT重建图像。图6 (a) 、 (c) 分别为对照组的骨小梁、皮质骨, 图6 (b) 、 (d) 为糖尿病组的骨小梁、皮质骨。和对照组相比, 糖尿病组的骨小梁呈现明显更加稀疏的显微结构;而对于皮质骨来说, 糖尿病组的厚度比对照组更薄。图7表示组织形态学检查结果。图7 (a) 、 (c) 为对照组, 图7 (b) 、 (d) 为糖尿病组。从图7 (a) 、 (c) 可以看到, 对照组骨小梁排列规律、结构紧凑, 骨髓腔较小;而图7 (b) 、 (d) 则显示糖尿病组大鼠股骨的骨小梁明显减少、结构稀疏, 出现了骨小梁的断裂以及大面积的骨髓腔。这些都提示骨显微结构发生了明显的恶化。
注:所有数据以“均值±标准差”表示, a表示与对照组相比, 结果具有统计学意义 (P<0.01)
以上显微结构和形态学分析证明糖尿病模型成功的大鼠在8周后呈现明显的骨质疏松, 骨质量降低。
3 结论与讨论
通过注射STZ的方法成功制作了骨质疏松模型。对正常骨 (对照组) 和发生了骨质疏松骨 (糖尿病组) , 测量股骨介电特性, 并做了显微结构和形态学分析, 最后对介电特性、显微结构进行了对比分析。实验结果表明:在测量频率范围内糖尿病组股骨电导率低于对照组, 在6个特定频率点具有显著性差异 (P<0.01) ;而糖尿病组的介电常数在低频段 (1 kHz以下) 低于对照组 (在10、102、103 Hz时) 具有统计学意义 (P<0.01) , 随着频率升高两组大鼠股骨的介电特性出现了重叠。说明电导率降低与骨质疏松程度有显著相关性, 介电常数在低频段与骨质疏松相关, 在高频段不显著。
显微结构和组织形态学的分析结果支持了骨介电特性所提示的大鼠骨质量的组间差异。显微结构分析、组织形态学检查结果表明, 与对照组大鼠相比, 糖尿病组大鼠股骨的SMI和TS显著升高 (P<0.01) , 而TN、TT、BV/TV和CD显著降低 (P<0.01) ;胫骨的最大载荷、能量吸收和结构硬度均显著下降 (P<0.01) 。这些均表明糖尿病组大鼠的骨质量发生了全面的退化。说明骨介电特性显示的差异与微观结构核形态学的差异有对应关系, 介电特性可以表示大鼠骨质量的组间差异。
本实验中, 样品的制备方法导致只测量了其径向的介电特性。从测量得到的结果来看, 在所测量的频段内的糖尿病组大鼠的电导率低于对照组, 在所选取的6个特定频率点其差异均具有统计学意义 (P<0.01) ;与电导率的变化相比, 介电常数在中低频段 (1 k Hz以下) 的变化趋势与电导率相同且在2组之间存在差异, 在10、102、103 Hz时具有统计学意义 (P<0.01) , 但是到了中高频段, 介电常数不能够将2组完全区分开来。造成这一实验结果的原因可能是骨样品显微结构的变化。由MicroCT的分析结果可知, 糖尿病组大鼠的皮质骨的厚度低于对照组。电导率决定于带电粒子运动的难易程度[11], 而作为本实验样品的皮质骨包含有微管 (canaliculi) 这种显微结构, 如哈佛管 (Haversian canal) 和浮克曼管 (Volkman′s canal) , 因此, 皮质骨的厚度越大, 包含的微管就越多, 测量时带电粒子的运动更容易, 因此其电导率就越高。而介电常数受到显微结构中电双层内的离子扩散的影响, 这个电双层位于具有微观粗糙度的区域的表面附近[12], 在中低频段, 更多的微管数量意味着更多的交界面, 离子的极化程度更高, 因此介电常数更大。到了更高频段, 交界面对离子极化程度的影响降低, 这可能就是2组样品的介电常数没有显著性差异的原因。我们将进一步对相关问题进行研究。
摘要：目的 :探索正常大鼠与糖尿病骨质疏松大鼠股骨介电特性之间的差异。方法 :2月龄雄性SD大鼠随机分为2组 (8只/组) :对照组 (正常大鼠) 和实验组 (糖尿病大鼠) 。经过8周后在恒温 (37℃) 条件下, 测量股骨介电特性 (10106Hz) , 并进行显微结构与形态学分析。结果 :对照组的电导率均显著大于糖尿病组 (P<0.01) ;在低频段 (10、100、1 000 Hz) 对照组的介电常数显著高于糖尿病组 (P<0.01) , 而当频率进一步上升时, 2组之间不存在显著性差异。结论 :大鼠股骨电导率变化与骨质疏松显著相关。
关键词：大鼠,糖尿病骨质疏松,介电特性,微观结构
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组织介电特性 篇6
真空冷冻干燥极好地保持了食品原有的色、香、味、形状和营养价值,已得到广泛关注和研究,但能耗高、耗时久成为 制约其应 用于农业 领域的主 要因素[1]。这些缺点是冻干工艺不合理直接造成的。冻干物料含水率的实时检测不仅能够优化其实际进程、干燥工艺及干燥品质,而且能够缩短干燥时间、提高生产率[2]。
物质的介电特性决定于其组织及成分,因而物料介电特性与其内部品质密切相关。为此,可以利用介电特性识别物 质的含水 率、含糖量及 含酸量等 品质[3]。果蔬是介于导体和绝缘体之间的电介质,在外电场作用下呈现出一定的介电特性,常用其相对介电常数描述其介电特性[4]。目前,越来越多的科研工作者研究果蔬介电特性与含水率的关系。Dunlap等[5]对萝卜研究发现,介电常数主要决定于水分含量,且与温度、物料密度等因素有关。Tuaslidas等[6]建立了葡萄的含水率和温度与其介电参数的模型。Funebo等[7]研究了多种果蔬在新鲜和干燥情况下温度与介电特性之间的数学关系。Nelson等[8]测量了3种新鲜洋葱的介电常数和介质损耗因子的平均值,认为介电常数可用于含水率的测量中。秦文等[9]研究了胡萝卜贮藏过程中电容与新鲜度的关系,表明胡萝卜与新鲜度的判定指标水分含量之间具有明显的线性相关性。Guo等[10]研究了水分含量、温度对蜂蜜介电特性的影响,结果表明: 介电常数随水分含量和温度升高而升高,高水分含量和温度对介电特性值的影响较大,而较低的水分含量和温度对介电特性影响较小。
国内外研究者对食品的介电特性广泛而深入的研究结果表明: 温度、水分含量是影响食品介电特性的主要因素[11,12]。在冷冻干燥过程中,为基于介电特性检测含水率需要研究温度对介电特性的影响。现有的介电特性测量设备有网络分析仪、阻抗分析仪及RCL测量仪等,这些设备需要加长导线将探针置入冻干箱内,导致测量结果不稳定。为此,采用稳定性和精度更高的无线测量装置检测果蔬介电特性。本文以苹果和土豆为试验材料,在60、65、70、75、80℃的干燥温度下对材料进行冻干试验,测量每个干燥温度下材料含水率为10% 、20% 、30% 、40% 、50% 时的相对介电常数。
1 材料与方法
1. 1 材料
以太谷本地产红富士苹果和土豆为试验材料。
1. 2 主要设备
DHG - 9023A型电热恒温鼓风干燥箱( 无锡三鑫精工电气设备有限公司) ,CP1502型电子天平( OhausCorporation,精度0. 01g) ,DW - 40L92型立式低温保存箱( 青岛海尔集团) ,JDG - 0. 2型真空冻干试验机( 兰州科近真空冻干技术有限公司) ,计算机( 联想集团,G470系列) ,冻干箱内在线称重天平( 山西农业大学自制) ,介电常数在线测试仪( 山西农业大学自制) 。系统组成及连接如图1所示。
1. 3 方法与步骤
1) 将苹果和土豆去皮后切成20mm×20mm×10mm的薄块,将薄块放入托盘并称重; 对物料进行热风干燥实验,开始干燥温度为80℃ ,2h后干燥温度设置为120℃ ; 之后每隔0. 5h称重1次,直到质量不变,计算材料初始含水率。
2) 将苹果和土豆去皮后切成20mm×20mm×10mm的薄块,每次试验取出10块。其中,9块均匀摆放到称重料盘,1块插入介电常数测试仪的探针上。
3) 将上述准备好的试验材料放入 - 40℃的低温保存箱中,冷冻12h,保证物料温度降到其共晶点之下。
4) 打开冻干机冷阱,等待其温度降低至 - 40℃ ,将称重料盘放到称重板上,同时放入介电常数测试仪;关闭冻干仓后设置真空度为40 ~ 45Pa,加热板温度设置为40℃ ,每隔10min将加热板温度提高10℃ ,直至最终干燥温度( 60、65、70、75、80℃ ) 。
5) 称重传感器每隔2min自动记录1次数据。当材料含水率为50% 、40% 、30% 、20% 、10% 时,测量材料相对介电常数,含水率低于10% 时,关闭冻干机。
2 试验结果及分析
图2和图3分别是不同含水率的苹果相对介电常数、不同含水率的土豆相对介电常数与温度的关系曲线图。
由图2和图3可知: 在相同干燥温度时,苹果和土豆的相对介电常数随含水率降低而降低; 在相同含水率时,温度越高,相对介电常数越大。温度越高,含水率对相对介电常数影响越大; 含水率越高,温度对相对介电常数影响越大。
在不同含水率下,对苹果和土豆相对介电常数与温度之间的关系进行二次多项式拟合,拟合方程为
式中εr—果蔬相对介电常数;
T—干燥温度;
λ1、λ2、λ3—常数。
拟合方程参数和相关系数如表1所示。
拟合结果表明: 在相同含水率下,苹果和土豆的相对介电常数与温度之间有极好的相关性( R2> 0. 92 ) 。这说明,在一定含水率下,温度是影响相对介电常数的关键因素。
3 结论
在60、65、70、75、80℃的干燥温度下进行了真空冷冻干燥试验,测试干燥过程中苹果和土豆含水率为10% 、20% 、30% 、40% 、50% 时的相对介电常数。研究结果表明: 材料含水率一定时,相对介电常数与温度之间有极好的相关性,且温度是影响相对介电常数的关键因素; 在相同含水率时,温度越高相对介电常数越大,且含水率越高,温度对相对介电常数的影响越大。
本研究有助于了解冷冻干燥过程中温度、含水率对果蔬介电特性的影响,为进一步利用果蔬介电特性检测冻干含水率奠定了重要基础。
摘要：真空冻干水分的在线监测对进行低能耗冻干工艺的优化有着重要意义,因此在探索应用介电常数检测真空冷冻水分时需要研究温度对果蔬介电常数的影响。现有介电特性测量装置需要加长导线将探针置入冻干箱内实现在线测量,导致测量结果不稳定,所以采用自制的无线测量装置检测果蔬介电特性。选取苹果和土豆为试材,在试材含水率为10%、20%、30%、40%、50%时,测试不同冻干温度下的相对介电常数。试验结果表明:在相同含水率时,温度是影响果蔬相对介电常数的关键因素,且含水率越高时温度对果蔬相对介电常数影响越大。