林俊杰,王玉恒,聶羽慧,殷濤,劉志朋,張順起

(中國(guó)醫(yī)學(xué)科學(xué)院北京協(xié)和醫(yī)學(xué)院 生物醫(yī)學(xué)工程研究所,天津 300192)

0 引言

生物組織的電特性與其類型、病理狀態(tài)密切相關(guān)[1]。研究發(fā)現(xiàn),癌變后細(xì)胞的介電常數(shù)和正常細(xì)胞有顯著差異,如乳腺腫瘤、肝腫瘤、前列腺腫瘤和骨骼肌瘤等,其組織的電導(dǎo)率高于相應(yīng)的正常值。Chaudhary等[2]研究了惡性乳房組織,其介電常數(shù)接近正常組織的5倍,并且其導(dǎo)電率接近正常組織的4.7倍。因此,生物組織電特性成像有助于癌癥等疾病的早期診斷,近年來(lái)引起了人們極大的關(guān)注[3]。

1 技術(shù)原理

近幾十年來(lái),科研人員研究了不同的電磁成像方法來(lái)測(cè)量生物組織的電特性,包括電阻抗斷層掃描(electrical impedance tomography,EIT)、磁感應(yīng)斷層掃描(magnetic induction tomography,MIT)、磁共振電阻抗斷層掃描(magnetic resonance electrical impedance tomography,MREIT)等[4]。然而由于EIT技術(shù)逆問(wèn)題病態(tài)、MIT技術(shù)分辨率較低、MREIT技術(shù)借助MRI機(jī)器的成本高昂等問(wèn)題,限制了這些技術(shù)的應(yīng)用。

磁聲成像結(jié)合了EIT成像和超聲成像的優(yōu)點(diǎn),不僅可以給出功能性圖像結(jié)果,還可以獲得較高的空間分辨率[5]。其原理是,當(dāng)對(duì)處于靜磁場(chǎng)中的生物組織施加交變電場(chǎng)時(shí),介質(zhì)內(nèi)部質(zhì)點(diǎn)會(huì)受到洛倫茲力的作用發(fā)生位移,從而形成振動(dòng),產(chǎn)生超聲信號(hào)。在介質(zhì)外部通過(guò)超聲換能器接收聲信號(hào)響應(yīng),并對(duì)聲信號(hào)進(jìn)行圖像重建,還原組織內(nèi)部的電導(dǎo)率分布情況,其原理見圖1。

圖1 磁聲成像原理

磁聲成像滿足波動(dòng)方程為[4]:

(1)

其中,p(r,t)為r處聲信號(hào);J為電流密度;B0為靜磁場(chǎng)的磁感應(yīng)強(qiáng)度;cs為介質(zhì)內(nèi)部聲傳播速度。若激勵(lì)為s(t),則上式改寫為:

(2)

由格林函數(shù)求解波動(dòng)方程,介質(zhì)外部聲信號(hào)為[4]:

(3)

磁聲成像信噪比主要受信號(hào)衰減、超聲干擾、電磁干擾三方面影響。

生物組織中超聲衰減主要由聲束反射、散射、擴(kuò)散和組織吸收等因素產(chǎn)生,而其中吸收衰減又分為黏滯吸收、弛豫吸收和熱傳導(dǎo)吸收[7-8]。不同生物組織的超聲信號(hào),衰減強(qiáng)度不同,超聲波在人體組織中的平均衰減系數(shù)見表1。

表1 超聲波在人體組織中的平均衰減系數(shù)[7]

超聲設(shè)備的干擾主要包含隨機(jī)噪聲與相關(guān)噪聲。隨機(jī)噪聲主要包含熱噪聲,其幅值一般為5～10 μV;相關(guān)噪聲指多余的界面亂反射、探頭的無(wú)用振動(dòng)、旁瓣的聲輻射、生物組織的生理活動(dòng)干擾,以及多次反射波等。

電磁干擾指通過(guò)導(dǎo)電介質(zhì)或通過(guò)空間把一個(gè)信號(hào)耦合到另一個(gè)電網(wǎng)絡(luò)的信號(hào)干擾,分為傳導(dǎo)干擾和輻射干擾。由于電磁干擾的存在,導(dǎo)致采集信號(hào)的信噪比降低,影響磁聲成像的質(zhì)量。

2 提升磁聲成像質(zhì)量的方法

為改善圖像質(zhì)量,研究者們提出一系列方法,包括增強(qiáng)電磁激勵(lì)以提高檢測(cè)信號(hào)的強(qiáng)度;通過(guò)提高檢測(cè)精度、提升信噪比,提高采集信號(hào)的質(zhì)量;通過(guò)改變掃描方式、添加影像增強(qiáng)劑等方法提高圖像質(zhì)量。

2.1 優(yōu)化激勵(lì)方式

提高信噪比的常用處理方法是對(duì)波形進(jìn)行平均,但通常使用102～103次的波形采集和平均,使得檢測(cè)和成像非常耗時(shí)。因此,提升激勵(lì)的方式是較為簡(jiǎn)單直接的增強(qiáng)信號(hào)的方法,Hu等[9]使用24 kV的峰值電壓作為激勵(lì)電壓,研究對(duì)體外人肝腫瘤組織成像性能的實(shí)驗(yàn),證明了磁感應(yīng)磁聲成像(magnetoacoustic tomography with magnetic induction,MAT-MI)方法能夠以高空間分辨率區(qū)分肝腫瘤和正常組織的微小電特性差異。Sun等[10]利用峰值瞬時(shí)功率為39.54 dBm的電信號(hào)激勵(lì)超聲換能器,從理論上建立了線性調(diào)頻超聲激勵(lì)與局部電流密度之間的相關(guān)性,最終獲得了1 mm的軸向分辨率。劉志朋等[11]采用不同幅度、頻率的單周期正弦脈沖作為激勵(lì)信號(hào),以銅導(dǎo)線為被測(cè)樣本,檢測(cè)磁聲耦合效應(yīng)產(chǎn)生的聲信號(hào)。結(jié)果表明,檢測(cè)系統(tǒng)對(duì)頻率高度敏感,為使磁聲信號(hào)提取更多信息,需提高檢測(cè)電路的信噪比。Mariappan等[12]提出通過(guò)提高穩(wěn)衡磁場(chǎng)來(lái)提高信噪比,用MAT-MI成像系統(tǒng)在9.4 T的靜磁場(chǎng)中進(jìn)行組織體模實(shí)驗(yàn)(結(jié)果見圖2),誘發(fā)MAT-MI超聲信號(hào)改善了約14倍。最終結(jié)果表明,在強(qiáng)磁場(chǎng)環(huán)境下,成像能為生物組織電導(dǎo)重建提供更好的成像對(duì)比度,且空間分辨率優(yōu)于2 mm。

傳統(tǒng)的磁聲成像系統(tǒng)需要更高的功率和更大的瞬時(shí)電流,存在一定的安全隱患,還增加了設(shè)備儀器的成本。Gao等[13]提出一種低功率磁聲層析的成像系統(tǒng),其功率放大器的峰值功率僅為30 W。與傳統(tǒng)的大功率激勵(lì)相比,該系統(tǒng)使用脈沖激勵(lì)序列,通過(guò)諧振獲得能量積累,具有低成本、低功耗、安全經(jīng)濟(jì)的特點(diǎn)。

圖2 在9.4 T靜磁場(chǎng)中比較先前實(shí)驗(yàn)和該實(shí)驗(yàn)所產(chǎn)生的MAT-MI超聲信號(hào)強(qiáng)度[12]

除了高功率激勵(lì)信號(hào)帶來(lái)的安全性問(wèn)題,高功率脈沖射頻放大對(duì)硬件設(shè)備的要求也更苛刻,增加了成像系統(tǒng)的復(fù)雜性。因此,有研究探索從信號(hào)檢測(cè)角度來(lái)改善圖像質(zhì)量。

2.2 優(yōu)化信號(hào)檢測(cè)方法

在優(yōu)化信號(hào)檢測(cè)方面,Zhang等[14]使用鎖相放大器測(cè)量連續(xù)波電刺激下的磁聲信號(hào),利用磁聲信號(hào)的相位來(lái)提取聲源位置。初步實(shí)驗(yàn)結(jié)果表明,該系統(tǒng)幅值精度可提高到1 μPa以下,聲源的定位精度可達(dá)到毫米級(jí)。2021年,鄭姣姣等[15]利用高靈敏度的聲波探頭,并選用鎖相放大器放大微弱信號(hào),研制了基于ARM的多通道微弱信號(hào)的數(shù)據(jù)采集系統(tǒng),實(shí)現(xiàn)了微弱信號(hào)的檢測(cè),明顯改善了信噪比。Mai等[16]使用頻率為20 kHz的連續(xù)正弦波來(lái)刺激樣本,利用鎖相放大器檢測(cè)穩(wěn)恒磁場(chǎng)下樣本中產(chǎn)生的磁聲信號(hào),提取聲源的二維分布。結(jié)果表明,在0.01 A量級(jí)的電刺激下,可在離體豬腦中實(shí)現(xiàn)毫米級(jí)精度的二維表面聲源位置的非侵入性測(cè)量,微弱磁聲信號(hào)的測(cè)量精度可達(dá)10-7Pa。

由于鎖相放大是基于勵(lì)磁同步參考信號(hào)的頻率檢測(cè),因此,有研究只提取了20 kHz的磁聲信號(hào)進(jìn)行分析[16]。為解決單個(gè)頻率采集信息的有限性,還需要借助多頻域甚至寬帶域的測(cè)量方法,才能提取生物組織更深度的信息。同時(shí),由于信號(hào)檢測(cè)和處理過(guò)程比較復(fù)雜,還需要研究效率更高的信號(hào)處理方法。

2.3 優(yōu)化信號(hào)處理方法

脈沖編碼激勵(lì)技術(shù)作為一種新型的信號(hào)處理方法開始用于克服鎖相放大采集單頻信息有限的問(wèn)題,并提高信號(hào)檢測(cè)效率及信噪比。Deng等[17]從理論上推導(dǎo)了基于編碼的磁聲電成像(magneto-acoustic-electric tomography, MAET)原理,分析了不同脈沖壓縮技術(shù)的性能。選取了13位Barker編碼,并用不同形狀和電導(dǎo)率的仿體模型對(duì)該方法進(jìn)行了驗(yàn)證。Yu等[18-19]的實(shí)驗(yàn)結(jié)果表明,與單周期正弦激勵(lì)相比,采用13位Barker編碼激勵(lì)時(shí),驅(qū)動(dòng)信號(hào)的幅值明顯降低,信噪比提高10 dB。盧振等[20]將MAET原理與脈沖編碼壓縮理論相結(jié)合,推導(dǎo)了Golay脈沖激勵(lì)下的磁聲電公式,討論了碼元長(zhǎng)度對(duì)磁聲電檢測(cè)的信噪比增益的影響。結(jié)果表明, Golay單脈沖激勵(lì)的MAE信號(hào)可準(zhǔn)確定位組織邊界,能夠反映電導(dǎo)率變化的幅度和極性。

由于Barker編碼和Golay編碼均存在最大碼長(zhǎng),Barker編碼最長(zhǎng)為13位,而Golay編碼最長(zhǎng)為16位,碼長(zhǎng)無(wú)法進(jìn)一步增加。為提高磁聲信號(hào)信噪比,提出了其他相位編碼碼型。

M序列可實(shí)現(xiàn)無(wú)限長(zhǎng)的碼長(zhǎng),有助于提升磁聲信號(hào)信噪比。Zhang等[21-22]提出在未進(jìn)行波形疊加平均條件下,相比于單脈沖激勵(lì)方式,7、31和127 bit M序列編碼處理方法可分別提高磁聲信號(hào)信噪比19.4、29.6和40.4 dB,證明了M序列編碼激勵(lì)的磁聲成像信號(hào)處理方法可改善成像質(zhì)量,其實(shí)驗(yàn)樣本及結(jié)果見圖3[22],A為實(shí)驗(yàn)樣品; B為M序列碼激勵(lì)下磁聲信號(hào)信噪比的改善; C為豬肉前后邊界的重建圖像,其中(a)為使用單脈沖激勵(lì)(不進(jìn)行波形平均)重建;(b)(c)(d)(e)(f)分別為7、15、31、63、127 bit的M序列編碼激勵(lì)的重建圖像[22]。

圖3 實(shí)驗(yàn)結(jié)果[22]Fig.3 The results of experiment

采用Barker編碼、Golay編碼和M序列編碼的方式均可提升磁聲信號(hào)的信噪比,但由于這些均為相位編碼,激勵(lì)信號(hào)在+1和-1編碼跳變位置產(chǎn)生的波形畸變,將會(huì)影響處理后信號(hào)脈沖的識(shí)別。并且,M序列編碼的碼長(zhǎng)只能是固定的2n-1,因此,廣泛應(yīng)用于醫(yī)學(xué)超聲成像檢測(cè)和雷達(dá)技術(shù)中的Chirp編碼激勵(lì)方法被采用。2022年,Zhang等[23-25]提出Chirp脈沖編碼激勵(lì)的磁聲成像信號(hào)處理方法,通過(guò)仿真計(jì)算和磁聲信號(hào)的實(shí)驗(yàn)測(cè)量,對(duì)不同脈沖寬度Chirp信號(hào)編碼激勵(lì)的磁聲信號(hào)進(jìn)行了研究。結(jié)果表明,Chirp編碼激勵(lì)明顯提高了磁聲信號(hào)信噪比,在10、50、100 μs的Chirp激勵(lì)下,磁聲信號(hào)信噪比相比于單脈沖激勵(lì)分別提高了7.65、42和90.1倍。同時(shí)處理時(shí)間明顯縮短,100 μs的Chirp激勵(lì)下,處理時(shí)間相比于單脈沖平均方法縮短了1.2%。

2.4 優(yōu)化掃描方式

超聲信號(hào)的質(zhì)量受換能器的聚焦分布和掃描方式的影響,掃描方式的改進(jìn)與提升圖像質(zhì)量密切相關(guān)。Zhao等[26]通過(guò)旋轉(zhuǎn)掃描方式研究了注入電流式磁聲成像(magnetoacoustic tomography with current injection, MAT-CI)中電導(dǎo)率漸變對(duì)聲場(chǎng)特性的影響。Zywica等[27]利用旋轉(zhuǎn)掃描方式對(duì)三層低電導(dǎo)率目標(biāo)的MAT-MI問(wèn)題進(jìn)行了研究,詳細(xì)探討了MAT-MI掃描分辨率和噪聲對(duì)圖像重建質(zhì)量的影響。Sun等[28]利用平面波沿橫向的機(jī)械掃描重建每個(gè)旋轉(zhuǎn)角的投影,顯著縮短了成像時(shí)間。

傳統(tǒng)的磁聲成像掃描方式采取圓周掃描,需要對(duì)整個(gè)待測(cè)物體旋轉(zhuǎn)一周掃描后,進(jìn)行圖像重建。雖然圓周掃描采集可以獲得較大的數(shù)據(jù)量,但掃描采集系統(tǒng)占用空間大、成像較為耗時(shí)。因此,平移步進(jìn)的B模式掃描成像方式被提出。Dai等[29]利用聚焦探頭進(jìn)行平移步進(jìn)掃描,設(shè)計(jì)并實(shí)現(xiàn)了一種采用線性調(diào)頻脈沖激勵(lì)方法的MAET系統(tǒng)以提高成像分辨率。同年,該研究團(tuán)隊(duì)又利用平移B模式掃描方式設(shè)計(jì)了低成本、數(shù)字化的磁聲電導(dǎo)率檢測(cè)系統(tǒng),通過(guò)仿體實(shí)驗(yàn),獲得了與實(shí)際物理尺寸一致的均勻仿體電導(dǎo)率曲線[30]。Dai等[31]為提高系統(tǒng)分辨率,提出了一種B掃描算法,通過(guò)對(duì)比分析,驗(yàn)證了B掃描算法可提高電導(dǎo)率的分辨率。

由于平移步進(jìn)掃描方向單一且數(shù)據(jù)量有限,Wang等[3]研究采用平移和圓形掃描交替的掃描方式得到聲源圖像,此掃描模式可改進(jìn)檢測(cè)單元的靈敏度,并提高聲源圖像的成像效率和精度。

由于相控陣探頭可以在介質(zhì)中形成穩(wěn)定的聲場(chǎng),為縮短成像時(shí)間、方便操作,且令聚焦點(diǎn)設(shè)置更加靈活。郝鵬慧等[32]提出了相控陣探頭加扇形掃描的方式,同時(shí)利用基于平面波的旋轉(zhuǎn)掃描方式和濾波逆投影算法來(lái)重建電導(dǎo)率圖像。趙筱赫等[33]提出多向掃描疊加與圓周掃描的方法抑制反射偽影,解決了在液態(tài)金屬磁聲正問(wèn)題上圖像出現(xiàn)偽影的問(wèn)題。同時(shí),該團(tuán)隊(duì)還對(duì)比了單一直線、多條直線、圓周掃描路徑掃描磁聲B掃成像的區(qū)別,證明了通過(guò)優(yōu)化掃描路徑可在一定程度上提升B掃成像質(zhì)量。

2.5 注入影像增強(qiáng)劑

近年來(lái),研究人員提出注入高磁導(dǎo)率介質(zhì)提高成像物體的局部磁場(chǎng),改善圖像質(zhì)量。磁性納米粒子(magnetic naopaticles, MNPs)作為造影劑被廣泛應(yīng)用于各種臨床和分子成像模型中。

Shi等[34-35]提出了一種基于磁性納米粒子濃度的感應(yīng)式磁聲成像方法——感應(yīng)式磁聲磁粒子濃度成像(magneto-acoutic concentration tomography with magnetic induction,MACT-MI)。實(shí)驗(yàn)結(jié)果表明,聲壓波形反映了MNPs區(qū)域的大小和位置。從重建圖像中,可以清晰區(qū)分出不同濃度和不同大小的MNPs區(qū)域。閆孝姮等[36-37]提出一種加入相同極性永磁體的MACT-MI新思路,研究結(jié)果表明,加入相同極性永磁體后,MNPs受到的磁力更強(qiáng),激發(fā)出信噪比更大的磁聲信號(hào),有利于聲信號(hào)的獲取。Mariappan等[38-39]使用MAT方法對(duì)超順磁性氧化鐵納米顆粒的分布進(jìn)行了成像。該方法具有良好的分辨率和成像深度,成像分辨率優(yōu)于2 mm,在軟組織內(nèi)腫瘤成像中具有潛在的應(yīng)用價(jià)值。Lin等[40]提出了一種磁動(dòng)勢(shì)超聲橫波彈性成像方法,該方法利用磁性納米顆粒與外加磁場(chǎng)之間的磁力產(chǎn)生剪切波。結(jié)果表明,該方法可同時(shí)檢測(cè)到MNPs的分布和周圍組織的彈性信息,在疾病診斷中具有潛在的應(yīng)用前景。Friedrich等[41]研究了磁電傳感器對(duì)磁性納米粒子成像系統(tǒng)的性能,該研究推導(dǎo)了一種更穩(wěn)健地重建空間粒子分布的算法,從而提高了其成像能力。

由于磁性納米粒子團(tuán)簇之間的相互作用會(huì)影響磁場(chǎng)分布的均勻性。因此,需要進(jìn)一步研究磁性納米粒子的排列對(duì)磁場(chǎng)的影響,包括磁場(chǎng)梯度和疊加磁場(chǎng)強(qiáng)度,以進(jìn)一步增強(qiáng)磁聲信號(hào)[39]。相比于磁性納米粒子,液態(tài)金屬(liquid metal, LM)可以形成片狀或線狀分布形態(tài)[33],在間質(zhì)結(jié)構(gòu)的筋膜空間中具有良好的流動(dòng)性,并有可能在特定深度將LM有效地傳遞到靶區(qū)[42]。

2.6 鎵基液態(tài)金屬改善圖像質(zhì)量

鎵基液態(tài)金屬作為一種新型的生物醫(yī)學(xué)功能材料受到了廣泛關(guān)注,其在常溫下呈液態(tài)、具有金屬特性,并具有與其他柔性材料不同的表面特性和理化特性[43],比如優(yōu)異的導(dǎo)熱性、導(dǎo)電性和柔韌性[44]。并且,鎵基液態(tài)金屬性質(zhì)穩(wěn)定[45]、不易揮發(fā),安全且無(wú)毒,可作為影像增強(qiáng)劑提高成像質(zhì)量。Wang等[46]發(fā)現(xiàn)液態(tài)金屬灌注組的血管與周圍組織的對(duì)比度明顯高于傳統(tǒng)的碘海醇劑組,見圖4(a);在豬腎照片中,該團(tuán)隊(duì)觀察到了0.1 mm的微小血管,見圖4(b)。Lu等[42]證明LM能通過(guò)腫瘤包膜抑制移植性肝癌的生長(zhǎng)。并在體內(nèi)實(shí)現(xiàn)了腫瘤成像和LM分布成像,這驗(yàn)證了LM具有作為MRI造影劑的潛力。同時(shí),LM也可以作為一種新的導(dǎo)電介質(zhì)來(lái)提高M(jìn)AT的成像質(zhì)量。Zhu等[47]研究了一種具有高載藥量和多模式成像的多功能微球,該微球具有計(jì)算機(jī)斷層掃描、磁共振成像和B超下的多模式成像功能,有助于進(jìn)行栓塞過(guò)程中的位置跟蹤。趙筱赫等[33]研究了在LM標(biāo)記下的間質(zhì)結(jié)構(gòu)實(shí)時(shí)檢測(cè),準(zhǔn)確描繪出LM所在間質(zhì)的位置及形狀,結(jié)合局部解剖結(jié)構(gòu),確認(rèn)間質(zhì)結(jié)構(gòu)在軟組織中的位置及走向,為影像增強(qiáng)打下了基礎(chǔ),證實(shí)了鎵基液態(tài)金屬在影像增強(qiáng)方向的可行性。

圖4 液態(tài)金屬的成像能力

上述研究證實(shí)了鎵基液態(tài)金屬性質(zhì)穩(wěn)定,且具備安全性、流動(dòng)性、導(dǎo)電性等,可作為造影劑實(shí)現(xiàn)醫(yī)學(xué)影像增強(qiáng)。

3 總結(jié)與展望

盡管近年來(lái)磁聲電特性成像取得了許多技術(shù)進(jìn)步,但目前提升成像質(zhì)量的方法在激勵(lì)強(qiáng)度、采集方式和重建算法方面仍然存在局限性,需要進(jìn)一步改進(jìn)才能使其更加適用于臨床。

本文總結(jié)了提升磁聲電特性成像質(zhì)量方法的最新進(jìn)展,并重點(diǎn)總結(jié)了鎵基液態(tài)金屬作為造影劑的成像應(yīng)用。此外,鎵基液態(tài)金屬作為造影劑的技術(shù)在未來(lái)仍會(huì)面臨許多挑戰(zhàn),目前一些研究已經(jīng)證明了液態(tài)金屬的生物安全性。然而,還缺乏關(guān)于異物對(duì)人體長(zhǎng)期影響的研究。其次,液態(tài)金屬材料及其在各種生理變化擾動(dòng)下對(duì)電學(xué)和力學(xué)特性的影響還需要一系列研究來(lái)驗(yàn)證[55-56]。