王雨 張慧敏 覃歡?

1)(華南師范大學(xué),激光生命科學(xué)教育部重點(diǎn)實(shí)驗(yàn)室,廣州 510631)

2)(華南師范大學(xué),廣東省激光生命科學(xué)重點(diǎn)實(shí)驗(yàn)室,廣州 510631)

3)(華南師范大學(xué),廣州市光譜分析與功能探針重點(diǎn)實(shí)驗(yàn)室,廣州 510631)

4)(華南師范大學(xué)生物光子學(xué)研究院,廣州 510631)

微波熱聲成像是一種以生物組織電特性差異為原理基礎(chǔ)的多物理場(chǎng)耦合成像方法.其采用脈沖微波作為激發(fā)源,通過(guò)熱彈性效應(yīng)產(chǎn)生的超聲波呈遞深層生物組織的結(jié)構(gòu)與功能信息,融合了微波成像高對(duì)比度和超聲成像高分辨率的優(yōu)點(diǎn).目前已在無(wú)損腦結(jié)構(gòu)成像、乳腺腫瘤篩查、人體關(guān)節(jié)炎成像、肝脂肪含量檢測(cè)等方面展現(xiàn)出了廣闊的醫(yī)學(xué)應(yīng)用前景,有望成為新的物理醫(yī)學(xué)影像方法.本文對(duì)微波熱聲成像技術(shù)的物理原理、系統(tǒng)裝置以及近來(lái)的代表性研究進(jìn)展進(jìn)行了系統(tǒng)性的介紹,并分析探討了微波熱聲成像技術(shù)值得關(guān)注的發(fā)展方向以及面臨的挑戰(zhàn).

1 引言

生物醫(yī)學(xué)影像是獲取生命科學(xué)信息的重要手段.醫(yī)學(xué)診療手段的每一次革新,都依賴于生物醫(yī)學(xué)影像技術(shù)的跨越式發(fā)展.現(xiàn)在常用的醫(yī)學(xué)成像方法中,電子計(jì)算機(jī)斷層掃描成像(computed tomography,CT)是利用X 光透過(guò)人體后由于密度差異造成能量衰減,從而獲得組織結(jié)構(gòu)圖像的醫(yī)學(xué)成像方法[1],在骨科疾病和肺部疾病的診斷上具有不可替代的優(yōu)勢(shì),但其有可能產(chǎn)生的電離輻射風(fēng)險(xiǎn)限制了它的使用頻率和場(chǎng)景.核磁共振成像(magnetic resonance imaging,MRI)是繼CT 后醫(yī)學(xué)影像學(xué)的又一重大進(jìn)步,它通過(guò)對(duì)靜磁場(chǎng)中的人體施加某種特定頻率的射頻脈沖,使人體中的氫質(zhì)子受到激勵(lì)而發(fā)生磁共振,依據(jù)氫原子核質(zhì)子所釋放的能量在物質(zhì)內(nèi)部不同結(jié)構(gòu)環(huán)境中不同的衰減,通過(guò)外加梯度磁場(chǎng)檢測(cè)所發(fā)射出的電磁波,據(jù)此重建成人體內(nèi)部結(jié)構(gòu)與功能圖像[2,3].MRI 具有良好的軟組織分辨能力,在軟組織診斷中具有突出優(yōu)勢(shì)[4],但受到敏感性不足和時(shí)間分辨率低的限制不適于對(duì)急診病人檢查.超聲成像利用超聲聲束掃描人體,因聲阻抗差異發(fā)生反射,通過(guò)對(duì)反射信號(hào)的接收、處理,以獲得體內(nèi)器官的圖像[5-7],可實(shí)現(xiàn)無(wú)創(chuàng)、高分辨率成像.然而,由于早期病變組織聲阻抗差異較小,超聲檢測(cè)對(duì)比度不足,難以識(shí)別早期病變.現(xiàn)有醫(yī)學(xué)影像技術(shù)的創(chuàng)新與發(fā)展推動(dòng)了影像醫(yī)療的革新與進(jìn)步,為廣大患者病情的診斷起到了不可或缺的作用.每一種成像技術(shù)在顯示其優(yōu)勢(shì)的同時(shí),仍有適用的局限性,特別是在病變?cè)缙?當(dāng)生物組織的密度、形態(tài)尚未發(fā)生明顯變化時(shí).針對(duì)人民群眾對(duì)健康生活的向往以及不斷發(fā)現(xiàn)的新的醫(yī)學(xué)問(wèn)題,仍然亟需發(fā)展新物理原理的生物醫(yī)學(xué)影像技術(shù)方法.

以生物組織電特性差異為原理基礎(chǔ)的微波熱聲成像技術(shù)(microwave-induced thermoacoustic imaging,MTAI)采用短脈沖微波(一般脈寬小于500 ns)作為激發(fā)源,生物組織中的極性分子、離子吸收微波能量后通過(guò)熱彈性效應(yīng)產(chǎn)生超聲波[8-10],被激發(fā)的超聲波攜帶著生物組織病理、生理信息向外傳播,通過(guò)采集生物組織周?chē)鱾€(gè)方向的超聲信號(hào)可以重建出組織內(nèi)部形態(tài)結(jié)構(gòu)與功能圖像[11-13].由于微波的低散射特性,通過(guò)微波到超聲能量傳遞形式的變換,微波熱聲成像技術(shù)可實(shí)現(xiàn)生物組織無(wú)損、數(shù)厘米深度、百微米分辨率的成像[14],在無(wú)損腦結(jié)構(gòu)成像[15]、乳腺腫瘤篩查[16]、人體關(guān)節(jié)炎成像[17]、肝脂肪含量檢測(cè)等方面展現(xiàn)出廣闊的醫(yī)學(xué)應(yīng)用前景,有望成為新物理原理的醫(yī)學(xué)影像方法.然而,現(xiàn)階段微波熱聲成像技術(shù)在成像精細(xì)度和靈敏度方面仍然難以滿足臨床轉(zhuǎn)化應(yīng)用的實(shí)際要求,還需在微波熱聲激發(fā)物理機(jī)理和超聲探測(cè)方法上進(jìn)行深入研究.本文主要對(duì)微波熱聲成像技術(shù)原理、系統(tǒng)裝置和微波熱聲成像技術(shù)生物醫(yī)學(xué)潛在應(yīng)用方面展開(kāi)描述,并結(jié)合微波熱聲成像技術(shù)面臨的挑戰(zhàn)對(duì)未來(lái)進(jìn)行展望.

2 微波熱聲成像技術(shù)原理

2.1 微波與生物組織的相互作用機(jī)制

微波與生物組織的相互作用機(jī)制是微波耦合系統(tǒng)設(shè)計(jì)及微波熱聲成像應(yīng)用開(kāi)發(fā)的理論基礎(chǔ).生物組織能夠反射、折射和吸收電磁波.微波吸收作為微波與生物組織相互作用過(guò)程中能量耗散的主要機(jī)制之一,是微波熱聲成像技術(shù)的物理基礎(chǔ).

微波與生物組織的相互作用機(jī)制與生物組織的介電特性緊密相關(guān)[18].生物組織的介電特性由其復(fù)介電常數(shù)εc描述,復(fù)介電常數(shù)定義為

其中ε′是復(fù)介電常數(shù)實(shí)部;ε′′是復(fù)介電常數(shù)虛部;j為虛數(shù)單位;σ是有效電導(dǎo)率,包括電子位移極化電導(dǎo)率σc,離子位移極化電導(dǎo)率σi和固有偶極矩取向極化電導(dǎo)率σd;ω是角頻率.復(fù)介電常數(shù)εc的實(shí)部ε′與微波的傳播有關(guān),通常不同生物組織的ε′不同,在ε′差異的界面會(huì)引起微波的反射和折射,改變生物組織中的電場(chǎng)分布.一般用于成像的生物組織尺寸小于電磁波半波長(zhǎng)時(shí),近似認(rèn)為生物組織中的電場(chǎng)分布是均勻的;反之認(rèn)為電場(chǎng)分布是不均勻的,由于天線感應(yīng)近場(chǎng)區(qū)域的復(fù)雜性,此時(shí)的電場(chǎng)分布沒(méi)有解析解,一般通過(guò)仿真的方式確定生物組織中電場(chǎng)的分布.虛部ε′′決定了微波的損耗特性,在生物組織中,微波被生物組織吸收后主要以熱損耗形式耗散.當(dāng)生物組織處于微波場(chǎng)時(shí),生物組織內(nèi)的水分子等極性分子會(huì)隨微波交變電場(chǎng)發(fā)生反復(fù)旋轉(zhuǎn),極性分子高頻的旋轉(zhuǎn)摩擦?xí)a(chǎn)生固有偶極矩極化損耗[19].同時(shí)生物組織內(nèi)的離子也會(huì)被交變電場(chǎng)極化,位移遲滯也會(huì)產(chǎn)生位移極化損耗[18,20],這兩部分損耗宏觀上以產(chǎn)熱的形式表現(xiàn)出來(lái).

在微波熱聲成像中,通常用單位時(shí)間內(nèi)單位質(zhì)量的物質(zhì)吸收的電磁能量,即比吸收率(specific absorptivity,SAR)來(lái)衡量物質(zhì)吸收電磁波的能力,并定義為[13]

其中σ(r) 是樣品在空間位置r處的有效電導(dǎo)率,|E(r)| 為空間位置r處電場(chǎng)強(qiáng)度幅值,ρ(r) 為空間位置r處質(zhì)量密度.

樣品中聲波是由熱彈性效應(yīng)產(chǎn)生,隨后在樣品中傳播,此過(guò)程可由3 個(gè)方程描述.首先是溫升與SAR 之間的一般關(guān)系為[21]

其中τ是電磁波脈寬,Cv是定容比熱容,ΔT是物質(zhì)溫升.

2.2 熱聲效應(yīng)

當(dāng)電磁波脈寬τ滿足熱禁閉(1)式和應(yīng)力約束(2)式條件時(shí),物質(zhì)吸收電磁波脈沖后產(chǎn)生瞬時(shí)溫升,通過(guò)熱彈性效應(yīng)將轉(zhuǎn)化為機(jī)械能(聲波)[22,23],過(guò)程如圖1 所示.熱聲效應(yīng)分為兩個(gè)過(guò)程:微波能量的吸收和聲波的產(chǎn)生.

圖1 熱聲效應(yīng)示意圖Fig.1.Schematic diagram of TA effect.

1)電磁波脈寬τ小于熱傳導(dǎo)弛豫時(shí)間.電磁波激勵(lì)處于熱傳導(dǎo)約束條件時(shí),初始聲壓產(chǎn)生的瞬間熱量還來(lái)不及傳導(dǎo),即熱傳導(dǎo)對(duì)初始聲壓分布影響可以忽略[24-26].熱傳導(dǎo)弛豫時(shí)間描述了物質(zhì)的熱擴(kuò)散特性,定義為

其中,τth是熱傳導(dǎo)弛豫時(shí)間,dc是加熱區(qū)域的特征尺寸,αth是熱擴(kuò)散系數(shù).

2) 電磁波脈寬τ小于彈性形變弛豫時(shí)間.電磁波激勵(lì)處于應(yīng)力約束條件時(shí),初始聲壓產(chǎn)生的瞬間,物質(zhì)內(nèi)部質(zhì)心來(lái)不及位移,應(yīng)力傳播對(duì)初始聲壓分布影響可以忽略[27,28].彈性形變弛豫時(shí)間描述了壓力傳播的特性,定義為

其中,τs是彈性形變弛豫時(shí)間,dc是加熱區(qū)域的特征尺寸,vs是物質(zhì)中的聲速.

描述樣品吸收微波能量轉(zhuǎn)換成熱量之后引起熱膨脹過(guò)程的熱膨脹方程,可以表示為[29,30]

其中βe是物質(zhì)的體膨脹系數(shù),V是加熱區(qū)域體積,k是等溫壓縮系數(shù),p0是初始聲壓,ΔT是物質(zhì)溫升.最后是波動(dòng)方程,它描述了聲波的傳播[31-33]:

其中P(r,t) 是熱聲波,vs是物質(zhì)中的聲速,Cp是定壓比熱容,βe是物質(zhì)的體膨脹系數(shù),H(r,t)A(r)I(t)是加熱函數(shù),加熱函數(shù)定義為能量源在單位時(shí)間和單位體積內(nèi)沉積的熱量,A(r) 是空間微波吸收系數(shù),I(t) 是微波脈沖包絡(luò)的時(shí)域波形.聯(lián)立(2)式,(3) 式和(6)式可得初始聲壓為[34]

其中p0是初始聲壓,βe是物質(zhì)的體膨脹系數(shù),ΔT是物質(zhì)溫升,k是等溫壓縮系數(shù),ρ(r) 為空間位置r處質(zhì)量密度,Cv是定容比熱容,|E(r)| 為空間位置r處電場(chǎng)強(qiáng)度幅值,τ是微波激勵(lì)的持續(xù)時(shí)間,SAR(r) 是比吸收率.初始聲壓與SAR 成線性關(guān)系,SAR 描述了初始聲壓的強(qiáng)弱.

一般情況下,(7)式在時(shí)域中的解,即由超聲換能器檢測(cè)到的TA 信號(hào)可表示為[32,35-37]

其中,P(r,t) 是熱聲波,vs是物質(zhì)中的聲速,H(r′,t′)是加熱函數(shù),τ是微波激勵(lì)的持續(xù)時(shí)間,Cp是定壓比熱容,βe是物質(zhì)的體膨脹系數(shù),A(r′) 是空間微波吸收系數(shù),I0是入射脈沖微波能量密度.

綜上,由(3)式,(6)式和(7)式組成的方程組,用H(r,t),ΔT和P(r,t) 可以描述TA效應(yīng)的一般情況.

2.3 微波熱聲圖像重建算法

當(dāng)脈沖微波照射到生物組織時(shí),生物組織中的吸收體吸收微波能量,產(chǎn)生瞬間溫升,然后通過(guò)熱彈性效應(yīng)產(chǎn)生聲波,即熱聲信號(hào),通過(guò)對(duì)熱聲信號(hào)反演可以獲取生物組織的不同吸收體的分布圖像.

圖像重建是微波熱聲成像技術(shù)中最后且重要的一步,關(guān)系到成像的準(zhǔn)確性和真實(shí)性,主要是對(duì)采集到的熱聲信號(hào)重建以獲得二維或三維圖像,通常使用MATLAB 軟件對(duì)信號(hào)進(jìn)行處理[38].重建算法可分為兩大類(lèi):時(shí)域算法和頻域算法.微波熱聲成像技術(shù)中最簡(jiǎn)單的一種成像算法是延時(shí)疊加法,它是基于時(shí)域的一種算法,源于雷達(dá)信號(hào)探測(cè)技術(shù),又稱(chēng)直接反投影法.其基本算法公式為[36]

其中i,j是重建點(diǎn)的二維空間坐標(biāo),P(i,j) 是熱聲波,N是陣元數(shù)量,gk是探測(cè)器第k個(gè)陣元接受到的時(shí)域信號(hào),xk和yk是探測(cè)器的二維空間坐標(biāo),vs是物質(zhì)中的聲速.延時(shí)疊加算法是利用超聲相干加強(qiáng)的原理進(jìn)行成像的,該算法的核心思想是將每個(gè)陣元接收到的信號(hào)進(jìn)行時(shí)延調(diào)節(jié),然后進(jìn)行加權(quán)疊加,從而得到一個(gè)高質(zhì)量的圖像.延時(shí)疊加算法需要對(duì)每個(gè)陣元接收到的信號(hào)進(jìn)行時(shí)延調(diào)節(jié),使得這些信號(hào)能夠在待成像點(diǎn)處相位同步,從而形成一個(gè)聚焦的聲束[39],成像原理如圖2 所示.與超聲成像中利用的時(shí)延調(diào)節(jié)類(lèi)似,微波熱聲成像中的時(shí)延調(diào)節(jié)也需要考慮介質(zhì)的聲速和陣元到待成像點(diǎn)的距離,以確定每個(gè)陣元的時(shí)延量[40].調(diào)節(jié)后的熱聲信號(hào)需要進(jìn)行加權(quán)疊加,以獲得高質(zhì)量的圖像.在加權(quán)疊加中,需要為每個(gè)時(shí)延調(diào)節(jié)后的信號(hào)分配一個(gè)權(quán)重系數(shù),然后將這些信號(hào)進(jìn)行疊加,以獲得最終的圖像[41].延時(shí)疊加算法計(jì)算簡(jiǎn)單,可以實(shí)現(xiàn)快速成像,但對(duì)聲場(chǎng)的近似處理可能會(huì)導(dǎo)致一定的誤差,對(duì)于高頻信號(hào)或?qū)纫筝^高的成像任務(wù),可能需要采用更高級(jí)的成像算法.

圖2 微波熱聲信號(hào)延時(shí)疊加算法示意圖Fig.2.Schematic diagram of the thermoacoustic signal delay superposition algorithm.

微波熱聲成像與深度學(xué)習(xí)相結(jié)合是當(dāng)前熱聲發(fā)展的一個(gè)熱點(diǎn)方向,許多團(tuán)隊(duì)在深度學(xué)習(xí)優(yōu)化熱聲成像方面做出了巨大的貢獻(xiàn).蔣華北團(tuán)隊(duì)[42]首次將深度學(xué)習(xí)方法應(yīng)用到微波熱聲成像領(lǐng)域,探討了標(biāo)準(zhǔn)U-Net 模型用于熱聲重建不準(zhǔn)確的原因,并提出了一種新的TAT-Net 網(wǎng)絡(luò).王雄團(tuán)隊(duì)[43]提出了一種新的深度學(xué)習(xí)支持模式來(lái)解決稀疏數(shù)據(jù)重建問(wèn)題,該算法僅用15 組數(shù)據(jù)即可重建乳腺熱聲圖像,并且與傳統(tǒng)算法相比較偽影更少.另外,王雄團(tuán)隊(duì)[44]在經(jīng)顱熱聲方向?qū)崧暢上衽c深度學(xué)習(xí)結(jié)合,很好地優(yōu)化了腦和顱骨的聲速和聲衰減異質(zhì)性對(duì)成像的影響.

為解決不同模型的熱聲圖像重建,越來(lái)越多的算法模型和方法被應(yīng)用到微波熱聲成像領(lǐng)域,如壓縮感知算法[45]、聲場(chǎng)迭代算法[46]、全波形反演算法和深度學(xué)習(xí)算法[43,44,47,48]等.

3 微波熱聲成像系統(tǒng)

微波熱聲成像系統(tǒng)三大組成部分為微波激勵(lì)組件、信號(hào)采集組件、數(shù)據(jù)處理組件[49],一些典型的微波熱聲成像系統(tǒng)如圖3 所示.脈沖微波由微波源產(chǎn)生,通過(guò)波導(dǎo)或者同軸電纜傳輸,由天線輻射.受激發(fā)的生物組織產(chǎn)生的超聲信號(hào)被超聲換能器探測(cè),超聲換能器將捕捉的超聲信號(hào)轉(zhuǎn)變?yōu)殡娦盘?hào),電信號(hào)由數(shù)字采集卡采集存儲(chǔ)為數(shù)字信號(hào).經(jīng)后端進(jìn)行數(shù)據(jù)處理,還原樣品的形態(tài)和結(jié)構(gòu)等信息.

圖3 微波熱聲成像技術(shù)典型實(shí)現(xiàn)方案(a)微波乳腺熱聲成像一體化探頭裝置圖[16];(b)微波熱聲腦成像裝置圖[15];(c)微波乳腺熱聲成像裝置[66];(d)微波熱聲關(guān)節(jié)成像裝置圖[17]Fig.3.Typical implementation scheme of microwave thermoacoustic imaging technology:(a) Microwave-induced breast thermoacoustic imaging integrated probe device[16];(b) diagram of a Microwave-induced brain thermoacoustic imaging device[15];(c) microwave-induced breast thermoacoustic imaging system[66];(d) microwave-induced thermoacoustic joint imaging device[17].

微波激勵(lì)源是微波熱聲成像系統(tǒng)中最重要的一環(huán),其各個(gè)參數(shù)對(duì)熱聲圖像質(zhì)量具有決定性作用,如表1 所列.不同生物組織對(duì)不同頻率微波的吸收能力不同,因此微波頻率在一定程度上影響圖像對(duì)比度.同時(shí),微波頻率還決定成像深度,值得注意的是,微波脈沖能量強(qiáng)度也對(duì)成像深度有一定影響[50].微波熱聲成像系統(tǒng)的分辨率由微波脈沖寬度決定[51,52],微波脈沖包絡(luò)的時(shí)域波形I(t) 是影響熱聲圖像分辨率的主要因素[38].當(dāng)微波脈沖寬度和包絡(luò)的時(shí)域波形一定時(shí),微波脈沖的重復(fù)頻率映射單位時(shí)間樣品的微波吸收量,決定熱聲信號(hào)的圖像信噪比和采集速率[53,54].

表1 微波源各參數(shù)對(duì)成像影響Table 1.Influence of various parameters of microwave source on imaging.

天線作為輻射組件,在微波熱聲成像系統(tǒng)中負(fù)責(zé)將波導(dǎo)或同軸線纜中的導(dǎo)行波轉(zhuǎn)換為媒質(zhì)空間中傳播的電磁波,并照射到樣品中.與傳統(tǒng)通訊的天線不同,微波熱聲成像系統(tǒng)中的天線工作在感應(yīng)近場(chǎng)區(qū),感應(yīng)近場(chǎng)區(qū)是一個(gè)儲(chǔ)能場(chǎng),只進(jìn)行電場(chǎng)和磁場(chǎng)能量的相互轉(zhuǎn)換,不向外輻射[12,55].在微波熱聲成像中,要把微波能量定向地輻射到樣品中,因此在設(shè)計(jì)天線時(shí)尤其考慮天線增益,天線增益定量地描述了一個(gè)天線把輸入功率集中輻射的程度[56].另外在實(shí)際天線設(shè)計(jì)中,還要考慮天線的耦合環(huán)境、阻抗匹配和極化方式等.

微波熱聲成像系統(tǒng)的理論極限分辨率由微波激勵(lì)源決定[51,57],實(shí)際接收的微波熱聲信號(hào)頻率范圍由超聲換能器帶寬決定,即實(shí)際分辨率主要由超聲換能器決定[58-60].此外,微波熱聲信號(hào)的幅值大約在μV 量級(jí)[61],這就要求信號(hào)采集器具有高的靈敏度,使用靈敏度較高的壓電陶瓷和復(fù)合晶體材料制作的超聲換能器能精準(zhǔn)采集熱聲信號(hào).當(dāng)超聲換能器制作材料固定時(shí),可通過(guò)改變材料背襯的厚度來(lái)改變超聲換能器的中心頻率[62,63],以采集不同頻率的信號(hào).當(dāng)超聲換能器中心頻率一定時(shí),帶寬與靈敏度成反相關(guān),與時(shí)間分辨率成正相關(guān)[64].

數(shù)字采集卡將超聲換能器的電信號(hào)采集并存儲(chǔ)為數(shù)字信號(hào).根據(jù)奈奎斯特定理,數(shù)據(jù)采集卡采樣頻率只需大于待測(cè)信號(hào)最高頻率2 倍即可[65].但實(shí)際裝置搭建中,為保證數(shù)據(jù)采集的可靠性和準(zhǔn)確性,一般選擇采樣頻率大于待測(cè)信號(hào)最高頻率5 倍的數(shù)據(jù)采集卡.數(shù)據(jù)采集卡的輸入量程要覆蓋被采集熱聲信號(hào)的幅值,大于輸入量程的信號(hào)會(huì)被采集卡以最大值儲(chǔ)存,從而導(dǎo)致信號(hào)失真.當(dāng)熱聲信號(hào)未覆蓋整個(gè)輸入量程范圍時(shí),還需考慮數(shù)字采集卡的采樣精度,采樣精度決定熱聲信號(hào)被采集后劃分的級(jí)數(shù),即熱聲信號(hào)被儲(chǔ)存為不同幅值數(shù)字信號(hào)的數(shù)量,當(dāng)級(jí)數(shù)大于圖像重建時(shí)對(duì)應(yīng)的色彩級(jí)數(shù)時(shí),被采集的熱聲信號(hào)可無(wú)失真地重建圖像.最后,數(shù)字采集卡能分辨的最小信號(hào)增量,即信號(hào)解析度Δv由數(shù)字采集卡的采樣精度R和輸入量程N(yùn)決定:

信號(hào)解析度最終決定了數(shù)字信號(hào)的精確度,若采集過(guò)程中熱聲信號(hào)的變化小于信號(hào)解析度,則數(shù)字采集卡在數(shù)模轉(zhuǎn)換時(shí)會(huì)丟失信號(hào).

4 生物醫(yī)學(xué)應(yīng)用

4.1 微波乳腺熱聲成像

乳腺癌是女性癌癥死亡的主要原因之一,早期發(fā)現(xiàn)可以提高治愈率[67,68].在腫瘤侵襲前沿,腫瘤血管增值和蛋白質(zhì)水合作用增強(qiáng)[69,70].雖然腫瘤細(xì)胞含水量增加的機(jī)制尚不完全清楚,但膜結(jié)合糖蛋白的結(jié)構(gòu)變化理論已被提出[71].水等極性分子作為微波熱聲成像技術(shù)成像對(duì)比度的來(lái)源,腫瘤組織離子或水含量升高顯著增加微波吸收,將熱聲信號(hào)的強(qiáng)度與生物組織的生理和病理狀態(tài)聯(lián)系,獲得較高對(duì)比度的圖像.先前的研究結(jié)果表明,在大多數(shù)微波波段下,惡性乳腺組織與正常脂肪組織的微波吸收比例約為6∶1[50,72,73],使得微波乳腺熱聲成像成為可能.國(guó)外Kruger 等[74]首次將微波熱聲成像技術(shù)應(yīng)用于乳腺癌檢測(cè),結(jié)果表明,基于病變區(qū)域與正常組織的微波吸收差異,獲得的腫瘤圖像比正常組織圖像對(duì)比度提升了約兩倍.國(guó)內(nèi)蔣華北教授團(tuán)隊(duì)[49]成功對(duì)乳腺仿體進(jìn)行了成像,覃歡團(tuán)隊(duì)[16,75]研發(fā)設(shè)計(jì)了一種便攜式手持裝置,并對(duì)人體乳腺進(jìn)行了成像,實(shí)驗(yàn)結(jié)果如圖4 所示.各研究組對(duì)乳腺檢測(cè)工作的開(kāi)展有力促進(jìn)了微波熱聲成像技術(shù)在乳腺領(lǐng)域的應(yīng)用.

圖4 微波熱聲成像乳腺成像(a) Kruger 等[74]的乳腺成像圖;(b) 微波熱聲乳腺成像實(shí)操圖[16];(c) 乳房的解剖結(jié)構(gòu)示意圖[16];(d) 覃歡團(tuán)隊(duì)[16]乳腺成像圖Fig.4.MTAI breast imaging:(a) Kruger et al.[74] breast imaging;(b) microwave thermoacoustic breast imaging actual operation diagram[16];(c) anatomical diagram of the breast[16];(d) breast imaging of Professor Qin Huan’s team[16].

雖然目前的MTAI 技術(shù)在乳腺腫瘤成像方面取得了顯著進(jìn)展,并在志愿者中進(jìn)行臨床評(píng)估,但該技術(shù)在實(shí)際應(yīng)用中仍有問(wèn)題需要解決.首先,微波在微波熱聲檢測(cè)過(guò)程中不可避免地會(huì)影響傳感器.其次,該技術(shù)對(duì)含水量較少的腫瘤,如乳腺顯微瘤的敏感性較差.此外,乳腺中惡性組織與正常腺體、纖維結(jié)締組織的微波頻率介電特性差異較小,目前的微波熱聲成像技術(shù)很難在患者體內(nèi)區(qū)分出如此小的差異.微波熱聲成像技術(shù)在乳腺癌檢測(cè)領(lǐng)域有著廣闊的應(yīng)用前景,但需要進(jìn)一步的研究和改進(jìn)來(lái)提高其成像效果和準(zhǔn)確性.

4.2 微波熱聲腦成像

腦作為神經(jīng)系統(tǒng)的中心,腦疾病的診斷和治療對(duì)人的發(fā)展至關(guān)重要.與傳統(tǒng)的腦成像技術(shù)——核磁共振、超聲和光學(xué)成像相比,微波熱聲成像技術(shù)結(jié)合了微波成像高穿透深度和超聲成像高空間和時(shí)間分辨率的優(yōu)點(diǎn),具有無(wú)需注射放射性示蹤劑、非侵入式的特點(diǎn),可實(shí)現(xiàn)實(shí)時(shí)對(duì)全腦結(jié)構(gòu)高分辨率成像.微波熱聲成像技術(shù)基于組織的介電特性影響微波吸收和反射,進(jìn)而影響熱聲信號(hào)的產(chǎn)生和傳播.不同的腦組織具有不同的介電性質(zhì)[15],具體參數(shù)如表2 所列,因此,微波熱聲成像技術(shù)對(duì)組織介電差異的高靈敏性使其可以對(duì)腦組織各結(jié)構(gòu)進(jìn)行清晰的分辨[76].同時(shí),組織病變引起電磁特性的改變,造成病變區(qū)域和正常組織的微波吸收差異[77],微波熱聲成像技術(shù)可獲取相關(guān)區(qū)域結(jié)構(gòu)和功能信息.多個(gè)研究已經(jīng)證明,微波熱聲成像技術(shù)可以通過(guò)繪制腦組織的電學(xué)特性來(lái)提供新的組織對(duì)比,形成對(duì)腦組織完整的層析成像[78].

表2 主要腦組織在3.05 GHz 下的電導(dǎo)率[15]Table 2.Conductivity property of major brain tissues at 3.05 GHz[15].

蔣華北教授團(tuán)隊(duì)[79]對(duì)活體小鼠腦進(jìn)行斷層掃描成像,并進(jìn)一步驗(yàn)證了微波熱聲成像技術(shù)對(duì)活體小鼠腦出血模型的成像能力[15],在腦組織的形狀和大小方面,微波熱聲圖像和相應(yīng)的組織學(xué)切片結(jié)果高度吻合,特別是與相應(yīng)的組織學(xué)切片相比,微波熱聲成像技術(shù)可以更準(zhǔn)確地檢測(cè)到小鼠大腦不同深度的血腫區(qū)域,成像結(jié)果如圖5 所示.證明了微波熱聲成像技術(shù)能夠有效地對(duì)腦組織功能成像,展示了微波熱聲成像技術(shù)在腦組織成像領(lǐng)域的巨大潛力.

圖5 微波熱聲腦成像[15](a) 兩只新生小鼠腦出血的熱聲圖像及出血區(qū)域標(biāo)注(白色區(qū)域);(b) 腦出血組織切片與相應(yīng)熱聲圖像對(duì)照Fig.5.MTAI brain imaging[15]:(a) MTAI image and bleeding area(white area) of cerebral hemorrhage in two newborn mice;(b) comparison of cerebral hemorrhage tissue slices with corresponding MTAI images.

微波熱聲成像技術(shù)提供了一種新的無(wú)創(chuàng)腦成像方案,為人們了解腦的功能結(jié)構(gòu)提供了新的技術(shù)工具,有助于人們進(jìn)一步對(duì)腦功能的探索.進(jìn)一步發(fā)展實(shí)時(shí)腦成像方案,克服超聲信號(hào)被顱骨干擾的障礙,微波熱聲成像技術(shù)有望成為研究腦功能的重要手段.

4.3 微波誘導(dǎo)關(guān)節(jié)熱聲成像

關(guān)節(jié)疾病是一個(gè)嚴(yán)重的公共衛(wèi)生問(wèn)題,會(huì)引起疼痛、腫脹、僵硬、功能障礙等一系列癥狀[80,81].由于關(guān)節(jié)結(jié)構(gòu)的復(fù)雜性和多樣性,診斷關(guān)節(jié)疾病,包括關(guān)節(jié)炎和創(chuàng)傷,是一個(gè)具有挑戰(zhàn)性的問(wèn)題.基于對(duì)關(guān)節(jié)類(lèi)疾病的研究,關(guān)節(jié)病變通常會(huì)引起關(guān)節(jié)組織的結(jié)構(gòu)和化學(xué)成分的改變,從而對(duì)其電導(dǎo)率和介電常數(shù)產(chǎn)生影響[82].當(dāng)關(guān)節(jié)受到炎癥、損傷或其他疾病的影響時(shí),組織的水分含量可能會(huì)發(fā)生變化,導(dǎo)致電導(dǎo)率的改變[83,84].例如,風(fēng)濕性關(guān)節(jié)炎和骨性關(guān)節(jié)炎等炎癥性關(guān)節(jié)病變會(huì)導(dǎo)致關(guān)節(jié)周?chē)乃[和炎癥,從而導(dǎo)致局部電導(dǎo)率的升高.關(guān)節(jié)的介電常數(shù)通常與其中的水分含量和電荷分布相關(guān),當(dāng)關(guān)節(jié)受到炎癥、損傷或其他疾病的影響時(shí),組織的水分含量和電荷分布可能會(huì)發(fā)生變化,導(dǎo)致介電常數(shù)的改變.例如,軟骨組織的介電常數(shù)較低,但是當(dāng)軟骨發(fā)生損傷或疾病時(shí),其介電常數(shù)可能會(huì)發(fā)生變化,關(guān)節(jié)各組織介電參數(shù)如表3 所列.

表3 關(guān)節(jié)各組織在3 GHz 下的電導(dǎo)率和介電常數(shù)[85]Table 3.Conductivity and permittivity of each tissue of the joint at 3 GHz[85].

在微波熱聲成像技術(shù)的應(yīng)用中,大量的研究表明,基于關(guān)節(jié)內(nèi)部各區(qū)域以及周?chē)M織的介電差異,致使其各組織對(duì)微波吸收后的熱效應(yīng)不同,最終導(dǎo)致熱聲信號(hào)的不同.因此,微波熱聲成像技術(shù)能夠清晰分辨關(guān)節(jié)各區(qū)域和附鄰組織,可以高保真地使肌腱、韌帶、軟骨和骨骼可視化[86,87].Chi 等[17]成功使用微波熱聲成像技術(shù)檢測(cè)了手指關(guān)節(jié)類(lèi)風(fēng)濕性關(guān)節(jié)炎,成像結(jié)果與MRI 結(jié)果高度吻合,結(jié)果如圖6 所示,揭示了微波熱聲成像技術(shù)能夠有效復(fù)建指間關(guān)節(jié)的軟硬組織,為臨床應(yīng)用于關(guān)節(jié)和骨骼疾病檢測(cè)和診斷提供了基礎(chǔ).

圖6 受試者中指的熱聲圖像(T0-T30)和MRI(M2-M30)的比較[17]Fig.6.Comparison of MTAI(T0-T30) and MRI(M2-M30) of subjects’ middle fingers[17].

雖然微波熱聲成像技術(shù)在關(guān)節(jié)成像方面已經(jīng)取得了一定的進(jìn)展,但在成像質(zhì)量和技術(shù)成熟度等方面仍存在一些挑戰(zhàn).例如,在獲得更高分辨率的圖像方面,需要進(jìn)一步優(yōu)化成像算法和技術(shù)參數(shù).此外,還需要對(duì)該技術(shù)在不同類(lèi)型的關(guān)節(jié)疾病和病變中的應(yīng)用進(jìn)行深入的研究和探索.總體來(lái)說(shuō),微波熱聲成像技術(shù)在關(guān)節(jié)成像方面具有廣泛的應(yīng)用前景,為醫(yī)學(xué)診斷和治療提供了一個(gè)新的視角和工具.

4.4 偏振微波熱聲成像

心肌梗死是由于心肌血管狹窄或阻塞導(dǎo)致心肌缺血壞死所引起的一種疾病.心肌細(xì)胞是心肌的基本構(gòu)成單位,它們緊密地排列在心臟組織中形成心肌.在心肌梗死中,缺血壞死的心肌細(xì)胞會(huì)被纖維組織所代替,導(dǎo)致心肌組織的排列和結(jié)構(gòu)發(fā)生變化[88-92].

生物的基本結(jié)構(gòu)組成及其空間排列決定了其電導(dǎo)率分布.對(duì)于各向同性物質(zhì),電導(dǎo)率σ是一個(gè)標(biāo)量;對(duì)于各項(xiàng)異性物質(zhì),電導(dǎo)率σij是一個(gè)張量.例如肌肉和心肌纖維等單長(zhǎng)軸組織,電導(dǎo)率是一個(gè)非線性和各向異性的張量,其張量矩陣是一個(gè)正定矩陣:

那么,(2) 式可改寫(xiě)為

其中,SAR(r) 是比吸收率,σij(r) 是生物組織電導(dǎo)率,|E(r)| 是電場(chǎng)強(qiáng)度幅值,ρ(r) 是生物組織密度.根據(jù)微波熱聲成像原理,熱聲信號(hào)PTA(r,t) 可簡(jiǎn)單用溫升、熱膨脹和聲傳播3 個(gè)過(guò)程描述:

其中,β是熱膨脹系數(shù),SAR 是比吸收率,η是聲傳播系數(shù).可知,熱聲信號(hào) 與比吸收率成正相關(guān),顯然PTA(r,t) 中攜帶了生物組織的電導(dǎo)率分布信息,即生物組織的結(jié)構(gòu)和空間排列信息.覃歡團(tuán)隊(duì)[93]成功將偏振微波熱聲成像(polarization microwave-induced thermoacoustic imaging,P-MTAI)技術(shù)應(yīng)用于離體心梗模型檢測(cè),獲得的偏振熱聲圖像與超聲檢測(cè)的結(jié)果高度吻合,準(zhǔn)確地標(biāo)定了心梗區(qū)域,成像原理和結(jié)果如圖7 所示.偏振微波熱聲成像可以敏感地捕捉到生物組織的空間排列信息,為組織結(jié)構(gòu)成像提供了技術(shù)支撐,也開(kāi)拓了熱聲成像檢測(cè)心梗等組織結(jié)構(gòu)紊亂型疾病的應(yīng)用.考慮偏振微波熱聲成像技術(shù)臨床化的進(jìn)一步發(fā)展,如何實(shí)現(xiàn)對(duì)體內(nèi)心臟梗壞檢測(cè)是偏振微波熱聲成像應(yīng)用推廣的方向和難題之一.

圖7 偏振微波熱聲心梗模型成像[93](a) 偏振微波熱聲成像系統(tǒng)的示意圖和用于計(jì)算異質(zhì)性參數(shù)(DOMA)的偏振微波熱聲成像機(jī)制;(b) 超聲圖像及相應(yīng)的DOMA 圖像Fig.7.P-MTAI myocardial infarction model detection[93]:(a) Schematic diagram of the P-MTAI imaging system and the P-MTAI mechanism used to calculate DOMA;(b) ultrasonic images and corresponding DOMA images.

5 總結(jié)與展望

綜上所述,研究者已從微波熱聲成像的原理、裝置和應(yīng)用等各方面進(jìn)行了深入研究,但微波熱聲成像技術(shù)作為一種致力于臨床應(yīng)用的新型成像技術(shù),還需要進(jìn)一步的探索和優(yōu)化,之后的發(fā)展研究應(yīng)考慮以下幾點(diǎn).

1) 提升成像分辨率和對(duì)比度.為了更好地應(yīng)用于生物醫(yī)學(xué)成像,微波熱聲成像技術(shù)需要在成像分辨率和對(duì)比度方面進(jìn)一步提高.未來(lái)可以通過(guò)開(kāi)發(fā)新型的探測(cè)器、應(yīng)用穩(wěn)定的超短微波輻射源、改善探測(cè)器的靈敏度等方面,提高微波熱聲成像技術(shù)的成像分辨率和對(duì)比度.

2) 發(fā)展成像算法.目前微波熱聲成像技術(shù)的圖像重建算法主要是借鑒超聲或光聲成像方法,假設(shè)超聲在生物組織中傳播是均質(zhì)的,但是實(shí)際上各個(gè)生物組織的聲速是不均勻的.研究更先進(jìn)的算法,解決聲速不均的問(wèn)題可提升圖像重建的準(zhǔn)確度,更精確地還原圖像.

3) 成像系統(tǒng)的小型化.傳統(tǒng)的微波熱聲成像系統(tǒng)微波發(fā)生器多采用磁控管模式,體積大、結(jié)構(gòu)復(fù)雜,難以移動(dòng),應(yīng)研究更便攜、更易推進(jìn)臨床應(yīng)用的小型微波發(fā)生器.

4) 研究多模態(tài)成像.往往一種成像模式難以獲取完整的病理信息,多種成像方式相配合,有利于做出更精確的診斷,發(fā)展微波熱聲、超聲、光聲三模態(tài)成像設(shè)備是一個(gè)很有前景的研究方向.

總之,隨著微波熱聲成像技術(shù)的不斷發(fā)展和完善,該技術(shù)將會(huì)在醫(yī)療領(lǐng)域得到更廣泛的應(yīng)用和推廣.