提高生物組織磁聲電特性成像質量的方法研究*

林俊杰,王玉恒,聶羽慧,殷濤,劉志朋,張順起

(中國醫學科學院北京協和醫學院 生物醫學工程研究所,天津 300192)

0 引言

生物組織的電特性與其類型、病理狀態密切相關[1]。研究發現,癌變后細胞的介電常數和正常細胞有顯著差異,如乳腺腫瘤、肝腫瘤、前列腺腫瘤和骨骼肌瘤等,其組織的電導率高于相應的正常值。Chaudhary等[2]研究了惡性乳房組織,其介電常數接近正常組織的5倍,并且其導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,近年來引起了人們極大的關注[3]。

1 技術原理

近幾十年來,科研人員研究了不同的電磁成像方法來測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技術逆問題病態、MIT技術分辨率較低、MREIT技術借助MRI機器的成本高昂等問題,限制了這些技術的應用。

磁聲成像結合了EIT成像和超聲成像的優點,不僅可以給出功能性圖像結果,還可以獲得較高的空間分辨率[5]。其原理是,當對處于靜磁場中的生物組織施加交變電場時,介質內部質點會受到洛倫茲力的作用發生位移,從而形成振動,產生超聲信號。在介質外部通過超聲換能器接收聲信號響應,并對聲信號進行圖像重建,還原組織內部的電導率分布情況,其原理見圖1。

圖1 磁聲成像原理

磁聲成像滿足波動方程為[4]:

(1)

其中,p(r,t)為r處聲信號;J為電流密度;B0為靜磁場的磁感應強度;cs為介質內部聲傳播速度。若激勵為s(t),則上式改寫為:

(2)

由格林函數求解波動方程,介質外部聲信號為[4]:

(3)

磁聲成像信噪比主要受信號衰減、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、擴散和組織吸收等因素產生,而其中吸收衰減又分為黏滯吸收、弛豫吸收和熱傳導吸收[7-8]。不同生物組織的超聲信號,衰減強度不同,超聲波在人體組織中的平均衰減系數見表1。

表1 超聲波在人體組織中的平均衰減系數[7]

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

電磁干擾指通過導電介質或通過空間把一個信號耦合到另一個電網絡的信號干擾,分為傳導干擾和輻射干擾。由于電磁干擾的存在,導致采集信號的信噪比降低,影響磁聲成像的質量。

2 提升磁聲成像質量的方法

為改善圖像質量,研究者們提出一系列方法,包括增強電磁激勵以提高檢測信號的強度;通過提高檢測精度、提升信噪比,提高采集信號的質量;通過改變掃描方式、添加影像增強劑等方法提高圖像質量。

2.1 優化激勵方式

提高信噪比的常用處理方法是對波形進行平均,但通常使用102～103次的波形采集和平均,使得檢測和成像非常耗時。因此,提升激勵的方式是較為簡單直接的增強信號的方法,Hu等[9]使用24 kV的峰值電壓作為激勵電壓,研究對體外人肝腫瘤組織成像性能的實驗,證明了磁感應磁聲成像(magnetoacoustic tomography with magnetic induction,MAT-MI)方法能夠以高空間分辨率區分肝腫瘤和正常組織的微小電特性差異。Sun等[10]利用峰值瞬時功率為39.54 dBm的電信號激勵超聲換能器,從理論上建立了線性調頻超聲激勵與局部電流密度之間的相關性,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信號,以銅導線為被測樣本,檢測磁聲耦合效應產生的聲信號。結果表明,檢測系統對頻率高度敏感,為使磁聲信號提取更多信息,需提高檢測電路的信噪比。Mariappan等[12]提出通過提高穩衡磁場來提高信噪比,用MAT-MI成像系統在9.4 T的靜磁場中進行組織體模實驗(結果見圖2),誘發MAT-MI超聲信號改善了約14倍。最終結果表明,在強磁場環境下,成像能為生物組織電導重建提供更好的成像對比度,且空間分辨率優于2 mm。

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

圖2 在9.4 T靜磁場中比較先前實驗和該實驗所產生的MAT-MI超聲信號強度[12]

除了高功率激勵信號帶來的安全性問題,高功率脈沖射頻放大對硬件設備的要求也更苛刻,增加了成像系統的復雜性。因此,有研究探索從信號檢測角度來改善圖像質量。

2.2 優化信號檢測方法

在優化信號檢測方面,Zhang等[14]使用鎖相放大器測量連續波電刺激下的磁聲信號,利用磁聲信號的相位來提取聲源位置。初步實驗結果表明,該系統幅值精度可提高到1 μPa以下,聲源的定位精度可達到毫米級。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,研制了基于ARM的多通道微弱信號的數據采集系統,實現了微弱信號的檢測,明顯改善了信噪比。Mai等[16]使用頻率為20 kHz的連續正弦波來刺激樣本,利用鎖相放大器檢測穩恒磁場下樣本中產生的磁聲信號,提取聲源的二維分布。結果表明,在0.01 A量級的電刺激下,可在離體豬腦中實現毫米級精度的二維表面聲源位置的非侵入性測量,微弱磁聲信號的測量精度可達10-7Pa。

由于鎖相放大是基于勵磁同步參考信號的頻率檢測,因此,有研究只提取了20 kHz的磁聲信號進行分析[16]。為解決單個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量方法,才能提取生物組織更深度的信息。同時,由于信號檢測和處理過程比較復雜,還需要研究效率更高的信號處理方法。

2.3 優化信號處理方法

脈沖編碼激勵技術作為一種新型的信號處理方法開始用于克服鎖相放大采集單頻信息有限的問題,并提高信號檢測效率及信噪比。Deng等[17]從理論上推導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的性能。選取了13位Barker編碼,并用不同形狀和電導率的仿體模型對該方法進行了驗證。Yu等[18-19]的實驗結果表明,與單周期正弦激勵相比,采用13位Barker編碼激勵時,驅動信號的幅值明顯降低,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合,推導了Golay脈沖激勵下的磁聲電公式,討論了碼元長度對磁聲電檢測的信噪比增益的影響。結果表明, Golay單脈沖激勵的MAE信號可準確定位組織邊界,能夠反映電導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,Barker編碼最長為13位,而Golay編碼最長為16位,碼長無法進一步增加。為提高磁聲信號信噪比,提出了其他相位編碼碼型。

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

圖3 實驗結果[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的信噪比,但由于這些均為相位編碼,激勵信號在+1和-1編碼跳變位置產生的波形畸變,將會影響處理后信號脈沖的識別。并且,M序列編碼的碼長只能是固定的2n-1,因此,廣泛應用于醫學超聲成像檢測和雷達技術中的Chirp編碼激勵方法被采用。2022年,Zhang等[23-25]提出Chirp脈沖編碼激勵的磁聲成像信號處理方法,通過仿真計算和磁聲信號的實驗測量,對不同脈沖寬度Chirp信號編碼激勵的磁聲信號進行了研究。結果表明,Chirp編碼激勵明顯提高了磁聲信號信噪比,在10、50、100 μs的Chirp激勵下,磁聲信號信噪比相比于單脈沖激勵分別提高了7.65、42和90.1倍。同時處理時間明顯縮短,100 μs的Chirp激勵下,處理時間相比于單脈沖平均方法縮短了1.2%。

2.4 優化掃描方式

超聲信號的質量受換能器的聚焦分布和掃描方式的影響,掃描方式的改進與提升圖像質量密切相關。Zhao等[26]通過旋轉掃描方式研究了注入電流式磁聲成像(magnetoacoustic tomography with current injection, MAT-CI)中電導率漸變對聲場特性的影響。Zywica等[27]利用旋轉掃描方式對三層低電導率目標的MAT-MI問題進行了研究,詳細探討了MAT-MI掃描分辨率和噪聲對圖像重建質量的影響。Sun等[28]利用平面波沿橫向的機械掃描重建每個旋轉角的投影,顯著縮短了成像時間。

傳統的磁聲成像掃描方式采取圓周掃描,需要對整個待測物體旋轉一周掃描后,進行圖像重建。雖然圓周掃描采集可以獲得較大的數據量,但掃描采集系統占用空間大、成像較為耗時。因此,平移步進的B模式掃描成像方式被提出。Dai等[29]利用聚焦探頭進行平移步進掃描,設計并實現了一種采用線性調頻脈沖激勵方法的MAET系統以提高成像分辨率。同年,該研究團隊又利用平移B模式掃描方式設計了低成本、數字化的磁聲電導率檢測系統,通過仿體實驗,獲得了與實際物理尺寸一致的均勻仿體電導率曲線[30]。Dai等[31]為提高系統分辨率,提出了一種B掃描算法,通過對比分析,驗證了B掃描算法可提高電導率的分辨率。

由于平移步進掃描方向單一且數據量有限,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,此掃描模式可改進檢測單元的靈敏度,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中形成穩定的聲場,為縮短成像時間、方便操作,且令聚焦點設置更加靈活。郝鵬慧等[32]提出了相控陣探頭加扇形掃描的方式,同時利用基于平面波的旋轉掃描方式和濾波逆投影算法來重建電導率圖像。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,解決了在液態金屬磁聲正問題上圖像出現偽影的問題。同時,該團隊還對比了單一直線、多條直線、圓周掃描路徑掃描磁聲B掃成像的區別,證明了通過優化掃描路徑可在一定程度上提升B掃成像質量。

2.5 注入影像增強劑

近年來,研究人員提出注入高磁導率介質提高成像物體的局部磁場,改善圖像質量。磁性納米粒子(magnetic naopaticles, MNPs)作為造影劑被廣泛應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式磁聲成像方法——感應式磁聲磁粒子濃度成像(magneto-acoutic concentration tomography with magnetic induction,MACT-MI)。實驗結果表明,聲壓波形反映了MNPs區域的大小和位置。從重建圖像中,可以清晰區分出不同濃度和不同大小的MNPs區域。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,研究結果表明,加入相同極性永磁體后,MNPs受到的磁力更強,激發出信噪比更大的磁聲信號,有利于聲信號的獲取。Mariappan等[38-39]使用MAT方法對超順磁性氧化鐵納米顆粒的分布進行了成像。該方法具有良好的分辨率和成像深度,成像分辨率優于2 mm,在軟組織內腫瘤成像中具有潛在的應用價值。Lin等[40]提出了一種磁動勢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之間的磁力產生剪切波。結果表明,該方法可同時檢測到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用前景。Friedrich等[41]研究了磁電傳感器對磁性納米粒子成像系統的性能,該研究推導了一種更穩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簇之間的相互作用會影響磁場分布的均勻性。因此,需要進一步研究磁性納米粒子的排列對磁場的影響,包括磁場梯度和疊加磁場強度,以進一步增強磁聲信號[39]。相比于磁性納米粒子,液態金屬(liquid metal, LM)可以形成片狀或線狀分布形態[33],在間質結構的筋膜空間中具有良好的流動性,并有可能在特定深度將LM有效地傳遞到靶區[42]。

2.6 鎵基液態金屬改善圖像質量

鎵基液態金屬作為一種新型的生物醫學功能材料受到了廣泛關注,其在常溫下呈液態、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],比如優異的導熱性、導電性和柔韌性[44]。并且,鎵基液態金屬性質穩定[45]、不易揮發,安全且無毒,可作為影像增強劑提高成像質量。Wang等[46]發現液態金屬灌注組的血管與周圍組織的對比度明顯高于傳統的碘海醇劑組,見圖4(a);在豬腎照片中,該團隊觀察到了0.1 mm的微小血管,見圖4(b)。Lu等[42]證明LM能通過腫瘤包膜抑制移植性肝癌的生長。并在體內實現了腫瘤成像和LM分布成像,這驗證了LM具有作為MRI造影劑的潛力。同時,LM也可以作為一種新的導電介質來提高MAT的成像質量。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,該微球具有計算機斷層掃描、磁共振成像和B超下的多模式成像功能,有助于進行栓塞過程中的位置跟蹤。趙筱赫等[33]研究了在LM標記下的間質結構實時檢測,準確描繪出LM所在間質的位置及形狀,結合局部解剖結構,確認間質結構在軟組織中的位置及走向,為影像增強打下了基礎,證實了鎵基液態金屬在影像增強方向的可行性。

圖4 液態金屬的成像能力

上述研究證實了鎵基液態金屬性質穩定,且具備安全性、流動性、導電性等,可作為造影劑實現醫學影像增強。

3 總結與展望

盡管近年來磁聲電特性成像取得了許多技術進步,但目前提升成像質量的方法在激勵強度、采集方式和重建算法方面仍然存在局限性,需要進一步改進才能使其更加適用于臨床。

本文總結了提升磁聲電特性成像質量方法的最新進展,并重點總結了鎵基液態金屬作為造影劑的成像應用。此外,鎵基液態金屬作為造影劑的技術在未來仍會面臨許多挑戰,目前一些研究已經證明了液態金屬的生物安全性。然而,還缺乏關于異物對人體長期影響的研究。其次,液態金屬材料及其在各種生理變化擾動下對電學和力學特性的影響還需要一系列研究來驗證[55-56]。