謝 鵬，郭燕榮，溫慧瑩，陳 昕,3,4，林浩銘,2,3,4

(1. 深圳大學(xué)醫(yī)學(xué)院生物醫(yī)學(xué)工程學(xué)院，廣東深圳 518060;2. 深圳大學(xué)信息工程學(xué)院，廣東深圳 518060;3. 醫(yī)學(xué)超聲國家聯(lián)合地方工程實驗室，廣東深圳 518060;4. 深圳大學(xué)醫(yī)學(xué)院廣東省生物醫(yī)學(xué)信息檢測與超聲成像重點實驗室，廣東深圳 518060)

0 引 言

人體組織的力學(xué)特性與其病理變化過程密切相關(guān)，發(fā)展無創(chuàng)的組織力學(xué)特性成像方法具有重要的科學(xué)研究意義和臨床應(yīng)用價值[1-3]。近年來，基于剪切波的超聲彈性成像技術(shù)發(fā)展迅速，其基本原理是利用某種方式在組織中激勵產(chǎn)生剪切波，然后利用超聲來檢測組織中剪切波的傳播，并估計剪切波的傳播速度來計算組織內(nèi)部的彈性分布[4]?；诩羟胁ǖ某晱椥猿上窦夹g(shù)有多種不同的具體實現(xiàn)，其中三種技術(shù)發(fā)展成熟，應(yīng)用廣泛，分別是：瞬態(tài)彈性成像(Transient Elastography，TE)[5-6]、聲輻射力脈沖成像(Acoustic Radiation Force Impulse Imaging，ARFI)[7-10]、超音剪切成像(Supersonic Shear Imaging，SSI)[11-14]。這些技術(shù)已經(jīng)在商用機器上實現(xiàn)，其中法國Echosens公司的Fibroscan 系統(tǒng)是基于 TE 技術(shù)研發(fā)而成，專門用于測定肝臟硬度。ARFI 和 SSI 技術(shù)也分別集成至西門子公司的ACUSON S2000 彩超系統(tǒng)和 Supersonic Imaging公司的 Aixplorer 彩超系統(tǒng)上。這些商用機器已經(jīng)被廣泛應(yīng)用于乳腺、肝臟等方面的臨床應(yīng)用研究中[15-16]。其中，肝臟是超聲彈性成像應(yīng)用最成熟的領(lǐng)域。

目前商用的超聲彈性成像方法主要是基于純彈性的物理模型，未考慮軟組織的粘彈性特性。然而人體組織是具有粘彈性特性的，純彈性模型只是簡化近似。大量研究表明，肝臟具有明顯的粘彈性，其中的剪切波具有頻散特性[17-18]。通過檢測剪切波的頻散特性，可以為獲得反映軟組織狀態(tài)的物理參數(shù)提供更多信息。在國際上，美國的 Greenleaf 教授和法國的 Fink 教授所在的研究組分別提出了剪切波頻散聲振動成像(Shear Wave Dispersion Ultrasound Vibrometry，SDUV)[18]和剪切波譜成像(Shear Wave Spectroscopy，SWS)[19]方法，這些方法均可以實現(xiàn)剪切波相速度頻散的測量。除了剪切波相速度，剪切波衰減也可以用于表征軟組織的力學(xué)特性，最近Nightingale等學(xué)者也提出了基于超聲檢測剪切波衰減頻散特性的方法[20]。剪切波相速度和衰減的準確測量在疾病準確評估方面，具有重要的意義。目前有研究表明，生物組織的力學(xué)特性是受溫度影響的[21-24]，而溫度對軟組織中剪切波的頻散特性影響報導(dǎo)較少。因此，本文以大鼠肝臟為研究對象，在不同溫度下，通過檢測剪切波的相速度和衰減的頻散特性，研究溫度對剪切波相速度和衰減的影響。

1 方 法

在基于超聲的剪切波彈性成像中，超聲換能器通過發(fā)射聚焦超聲在軟組織內(nèi)部局部區(qū)域產(chǎn)生聲輻射力，進而激勵軟組織振動產(chǎn)生剪切波。當(dāng)激勵產(chǎn)生剪切波后，剪切波的傳播可以通過超聲脈沖回波方法探測得到。從采集得到的超聲射頻回波信號中，剪切波振動速度可根據(jù)式(1)估計得到[8]：

式(1)中：I和Q分別為超聲射頻回波信號經(jīng)解調(diào)之后得到的同向分量和正交分量；u為剪切波振動速度；fc為超聲回波射頻信號的中心頻率；c為軟組織中的縱波聲速；M為超聲回波信號快時方向上的窗長；n和n+1為超聲回波信號慢時方向的時刻。

在估計得到剪切波振動速度之后，對不同空間位置處的振動時間曲線作傅里葉變換，提取并估計特定頻率成分剪切波在已知空間距離間的相位差，則不同頻率情況下剪切波相速度可根據(jù)式(2)估計得到[25]：

其中：c(ω)為剪切波相速度；為角頻率；? 為相距?r距離的剪切波之間的相位差。

聲輻射力激勵下剪切波是以柱面波形式傳播，由于柱面剪切波的振幅隨其傳播距離的平方根呈衰減趨勢。因此，為了求解剪切波衰減系數(shù)，需要先對剪切波振動幅度進行補償，如式(3)所示：

式中，r為傳播距離，t為時間。對剪切波振動振幅補償之后，將不同空間位置處的剪切波振動時間曲線排成二維時間空間形式，并作二維傅里葉變換，將時間空間域的數(shù)據(jù)變換至頻率波數(shù)域得到：

其中：FFT2為二維傅里葉變換，k為波數(shù)，f為頻率。

在求解得到剪切波速度和衰減的頻散曲線之后，運用線性模型擬合剪切波相速度和衰減頻散曲線，可以求解與頻散曲線相關(guān)的特征參數(shù)[26]：

其中：ks和kα分別為剪切波相速度和衰減頻散曲線的斜率，反映了剪切波相速度和衰減隨頻率變化的快慢；c0和α0分別為剪切波相速度和衰減頻散曲線的截距，反映了剪切波相速度和衰減在零頻率時的大小，fL和fH分別為頻率的下限和上限，和為中頻剪切波速度和衰減。

2 實 驗

2.1 數(shù)據(jù)采集

本實驗基于Verasonics公司的vantage 256系統(tǒng)實現(xiàn)，所使用的超聲換能器為 L11-4v(Philips Healthcare，Andover，MA)，中心頻率為 6.25 MHz。在每次進行剪切波超聲測量前，先獲得肝臟的B模式圖像用于選擇測量的感興趣區(qū)域。在本實驗中，感興趣區(qū)域的大小被固定為5 mm×15 mm，其軸向和側(cè)向空間分辨率分別為0.123 mm和0.246 mm。一旦選定感興趣測量區(qū)域，超聲換能器向感興趣中心區(qū)域發(fā)射激勵波。該激勵波包括三個連續(xù)激勵波束，通過改變每個激勵波束的發(fā)射時間和聚焦深度，使每個波束激勵產(chǎn)生的剪切波傳播平面相干疊加從而形成準平面剪切波。在本實驗中，每個激勵波束長度為50 μs，中心頻率為4.4 MHz。當(dāng)激勵波發(fā)射完畢，系統(tǒng)被切換至平面波成像模式對剪切波進行探測，探測脈沖中心頻率為6.25 MHz，脈沖重復(fù)頻率為10 kHz，探測時長為5 ms。

17只雄性 Sprague-Dawley(SD)大鼠肝臟(長約3～5 cm)被取出并包于明膠仿體(G2500，SIGMA，America)仿體的容器(110mm× 1 10 mm× 70 mm)中作為實驗樣品。明膠仿體是由明膠粉(美國Sigma-Aldrich公司生產(chǎn)，Type A，300 Bloom)和水按照比例1: 10配制而成。具體制作過程如下：首先，燒杯中盛好70℃左右的熱水，將燒杯放置在磁力攪拌器上，放入磁力攪拌器進行攪拌。接著稱好適量的明膠粉，緩緩加入燒杯中，明膠粉在水中容易凝結(jié)，因此要攪拌均勻。加熱溫度一直維持在92℃并持續(xù)攪拌直至均勻，為了防止水分蒸發(fā)，在整個加熱攪拌過程中燒杯都蓋上保鮮膜，等到完全攪拌均勻,將其倒入一個尺寸為110mm× 1 10 mm× 70 mm的保鮮盒內(nèi)，大約倒至2/3處，然后將剩余部分放在燒杯中冷卻。為了加速保鮮盒中仿體的冷卻速度，將其置于流動的自來水箱中，待其冷卻到室溫之后放入冰箱冷藏室進行冷藏，等到其完全凝固后取出，在仿體中間放入大鼠肝臟，距離邊界在 20 mm左右，然后倒入剩余的已冷卻至35℃左右的仿體，最終將仿體放入冰箱冷藏大約 2 h。對于每個實驗樣品，在從冰箱冷藏室取出之后，利用接觸式測溫儀(FLUKE 52)監(jiān)測肝臟樣品的溫度，當(dāng)溫度分別為 15℃、20℃和 25℃時，選擇明膠仿體表面1.5～20 mm下的肝臟組織中若干位置進行測量，將感興趣區(qū)域內(nèi)部的同相和正交(In-phase and Quadrature，IQ)數(shù)據(jù)保存并用于離線處理。

2.2 數(shù)據(jù)處理與分析

首先，對采集得到的同相和正交(In-phase and Quadrature，IQ)數(shù)據(jù)運用式(1)求解得到剪切波振動速度，為了減少噪聲，對計算得到的每一時刻的剪切波振動速度進行33的中值濾波，并在深度方向上做10點的空間平均運算。為降低反射波的干擾，方向濾波算法也被應(yīng)用于剪切波振動速度的數(shù)據(jù)計算中[27]。接著，在慢時方向上，選取某一段空間區(qū)域，運用傅里葉變換估計不同空間位置的剪切波振動速度在特定頻率的相位，并運用線性擬合方法求解此空間區(qū)域內(nèi)特定頻率剪切波的平均相位差，然后用式(2)求解特定頻率的剪切波相速度。在本實驗中，高度位于感興趣區(qū)域中心，側(cè)向距離振源中心2.46 mm至6.396 mm的16個空間位置的剪切波振動數(shù)據(jù)被用于求解剪切波相速度。

為求解剪切波衰減頻散，先根據(jù)式(3)對剪切波振動速度的幅度進行補償，然后根據(jù)式(4)，對二維時間空間域內(nèi)的剪切波振動速度作二維傅里葉變換，將剪切波振動速度轉(zhuǎn)換至二維頻率波數(shù)域。在頻率波數(shù)域內(nèi)，對于特定頻率，取出沿波數(shù)方向的數(shù)據(jù)并計算其峰值半高寬，并運用式(5)計算特定頻率的剪切波衰減。在分別計算得到剪切波相速度和衰減頻散曲線之后，可根據(jù)式(6)和(7)分別計算得到剪切波相速度和衰減頻散曲線的截距和斜率參數(shù)。

3 實驗結(jié)果

圖1為剪切波振動速度隨時間和空間變化圖，從圖1中可以看到，剪切波在傳播過程中，隨著傳播距離增加，波峰的幅度由于衰減而逐漸變小，且剪切波峰寬度逐漸變寬，而這是由于剪切波在傳播過程中其高頻成份衰減更快造成的。圖2是將圖1從時間空間域轉(zhuǎn)換至頻率波數(shù)域的結(jié)果。

圖1 二維時間空間域的剪切波振動速度Fig.1 Shear wave vibration velocity in two-dimensional time spatial domain

圖3為剪切波相位擬合求解剪切波相速度的結(jié)果，圖 3中顯示頻率分別為 160、220、280 Hz和340 Hz的相位擬合結(jié)果，其中V160、V220、V280和V340分別為頻率為160、220、280 Hz和340 Hz的剪切波相速度，從圖3結(jié)果中可以看到，剪切波的相位在該頻率段內(nèi)呈線性變化。圖4顯示了頻率為340 Hz時剪切波幅度隨波數(shù)的變化曲線及其全寬半高。圖中雙箭頭直線標示了該曲線的半高寬，其半高寬為173波數(shù)，根據(jù)式(5)計算得頻率為340 Hz時的剪切波衰減為313.80 Np/m。

圖2 二維頻率波數(shù)域的剪切波振動速度Fig 2 Shear wave vibration velocity in two - dimensional frequency wavenumber domain

圖3 剪切波相位擬合求解剪切波相速度Fig.3 Shear wave phase fitting to solve shear wave phase velocity

圖4 頻率波數(shù)域內(nèi)，特定頻率處沿波數(shù)方向的剪切波振動幅度曲線及半高寬Fig.4 Shear wave vibration amplitude curve and its half high width at a certain frequency in the frequency wavenumber domain

圖5 剪切波相速度頻散曲線Fig.5 Shear wave phase velocity dispersion curve

圖6 剪切波衰減頻散曲線Fig.6 Shear wave attenuation dispersion curve

圖7 不同溫度情況下剪切波相速度Fig.7 Shear wave phase velocities at different temperatures

圖5和圖6分別為估計得到的剪切波相速度和衰減頻散曲線及線性擬合結(jié)果，頻率范圍為160～380 Hz。從圖5和圖6中可以看到，剪切波相速度和衰減都隨著頻率增大而增大，而且在此頻率范圍內(nèi)呈近似線性變化。

圖7和圖8分別為不同溫度下測量17只大鼠肝臟得到的剪切波相速度和衰減頻散曲線。從圖 7和圖8中可以看出，隨著頻率增大，剪切波相速度和衰減的估計標準偏差逐漸增大。造成這樣的原因可能有兩個，一個是因為剪切波衰減隨頻率增大，剪切波信號，特別是高頻剪切波成分，隨傳播距離增加迅速衰減，另外，由于剪切波的衰減影響其探測的信噪比，從而造成較大的高頻剪切波相速度和衰減估計標準偏差。同時，從圖7和圖8中還可以看到，隨著溫度升高，各個頻率的剪切波相速度逐漸減小，而剪切波衰減頻散逐漸增大，而且這種變化在高頻段更為顯著。

圖8 不同溫度情況下剪切波衰減Fig.8 Shear wave attenuation at different temperatures

本實驗中的頻率范圍為 160～380 Hz，則中段頻率為270 Hz。表1為不同溫度下測得中頻參數(shù)的均值和方差，其中分別為中頻剪切波相速度和衰減。從表1中可以看到，中頻剪切波相速度隨溫度升高而降低，而中頻衰減隨著溫度升高而增大。這說明溫度對剪切波頻散測量結(jié)果是有影響的，而造成這種影響的原因可能是隨著肝臟溫度的升高，其內(nèi)部微結(jié)構(gòu)狀態(tài)可能發(fā)生變化，從而影響肝臟組織的力學(xué)特性，進而影響了剪切波頻散測量結(jié)果。

表1 不同溫度下測得的中頻剪切波相速度和衰減的均值與方差Table 1 Mean and variance of the phase velocity and attenuation of 270 Hz shear wave measured at different temperatures

4 結(jié) 論

本文通過離體大鼠肝臟實驗，研究在不同溫度下的剪切波相速度和衰減的頻散曲線，進而分析了溫度對大鼠肝臟中剪切波相速度與衰減頻散特性測量的影響。實驗結(jié)果表明，在相同頻率下，隨著溫度的升高，剪切波相速度逐漸減少，而衰減頻散逐漸增大，而這一現(xiàn)象在高頻部分尤其顯著。造成溫度對頻散曲線測量影響的真正原因還未十分明確，還需要進一步研究。

[1]Shiina T, Nightingale K R, Palmeri M L, et al. WFUMB guidelines and recommendations for clinical use of ultrasound elastography:part 1: basic principles and terminology[J]. Ultrasound in Medicine& Biology, 2015, 41(5): 1126-1147.

[2]Ferraioli G, Filice C, Castera L, et al. WFUMB guidelines and recommendations for clinical use of ultrasound elastography: Part 3: liver[J]. Ultrasound in Medicine & Biology, 2015, 41(5):1161-1179.

[3]Wells P N, Liang H D. Medical ultrasound: imaging of soft tissue strain and elasticity.[J]. Journal of the Royal Society Interface,2011, 8(64): 1521.

[4]Doherty J R, Trahey G E, Nightingale K R, et al. Acoustic radiation force elasticity imaging in diagnostic ultrasound[J]. IEEE Transactions on Ultrasonics Ferroelectrics & Frequency Control,2013, 60(4): 685-701.

[5]Maríngabriel J C, Solísherruzo J A. Noninvasive assessment of liver fibrosis. Serum markers and transient elastography(Fibro Scan)[J]. Revista Espanola De Enfermedades Digestivas Organo Oficial De La Sociedad Espanola De Patologia Digestiva, 2009,101(11): 787-788.

[6]Wong V W, Chan H L. Transient elastography[J]. Journal of Gastroenterology & Hepatology, 2010, 25(11): 1726-1731.

[7]Fahey B J, Hsu S J, Trahey G E. A novel motion compensation algorithm for acoustic radiation force elastography[J]. IEEE Transactions on Ultrasonics, Ferroelectrics, and Frequency Control, 2008, 55(5): 1095-1111.

[8]Deng Y, Rouze N C, Palmeri M L, et al. Ultrasonic shear wave elasticity imaging sequencing and data processing using a verasonics research scanner[J]. IEEE Transactions on Ultrasonics Ferroelectrics & Frequency Control, 2016, 64(1): 164-176.

[9]Fierbinteanu-Braticevici C, Dan A, Usvat R, et al. Acoustic radiation force imaging sonoelastography for noninvasive staging of liver fibrosis[J]. World Journal of Gastroenterology,2009, 15(44): 5525-5532.

[10]Palmeri M L, Nightingale K R, Acoustic radiation forcebased elasticity imaging methods[J]. Interface Focus, 2011, 1(4): 553-564.

[11]Jean-Luc Gennisson, Thomas Deffieux Emilie Macé, Gabriel Montaldo Mathias Fink, et al. Viscoelastic and anisotropic mechanical properties of in vivomuscle tissue assessed by supersonic shear imaging[J]. Ultrasound in Medicine & Biology, 2010, 36(5):789-801.

[12]Montaldo G, Tanter M, Bercoff J , et al. Coherent plane-wave compounding for very high frame rate ultrasonography and transient elastography[J]. IEEE Transactions on Ultrasonics, Ferroelectrics, and Frequency Control, 2009, 56(3): 489-506.

[13]Tanter M, Touboul D, Gennisson J L, et al. High-Resolution quantitative imaging of cornea elasticity using supersonic shear imaging[J]. IEEE Transactions on Medical Imaging, 2009, 28(12): 1881-1893.

[14]Muller M, Gennisson J L, Deffieux T, et al. Quantitative viscoelasticity mapping of human liver using supersonic shear imaging: preliminary in vivo feasibility study[J]. Ultrasound in Medicine & Biology, 2009, 35(2): 219-229.

[15]Carmen Fierbinteanu Braticevici, Ioan Sporea, Eugenia Panaitescu,et al. Value of acoustic radiation force impulse imaging elastography for non-invasive evaluation of patientswith nonalcoholic fatty liver disease[J]. Ultrasound in Medicine & Biology, 2013,39(11): 1942-1950.

[16]Friedrich-Rust M, Nierhoff J, Lupsor M, et al. Performance of acoustic radiation force impulse imaging for the staging of liver fibrosis: a pooled meta-analysis[J]. Journal of Viral Hepatitis, 2012,19(2): 212-219.

[17]CHEN Xin, SHEN Yuanyuan, ZHENG Yi, et al. Quantification of liver viscoelasticity with acoustic radiation force: astudy of hepatic fibrosis in a rat model[J]. Ultrasound in Medicine & Biology,2013, 39(11): 2091-2102.

[18]Chen S G, Urban M W, Pislaru C, et al. Shearwave dispersion ultrasound vibrometry (sduv) for measuring tissue elasticity and viscosity[J]. IEEE Transactions on Ultrasonics, Ferroelectrics, and Frequency Control, 2009, 56(1): 55-62.

[19]Deffieux T, Montaldo G, Tanter M, et al. Shear wave spectroscopy for in vivo quantification of human soft tissues Visco-Elasticity[J].IEEE Transactions On Medical Imaging, 2009, 28(3): 313-322.

[20]Lipman S L, Rouze N C, Palmeri M L, et al. On the feasibility of estimating ultrasonic shear wave attenuation using amplitude-based methods[C]//Ultrasonics Symposium (IUS), 2016 IEEE International. 18-21 Sept. 2016.

[21]Huang W H, Chui C K. Connecting tissue injury, temperature and mechanical properties[M]. Soft Tissue Composition Mechanisms of Injury & Repair, 2012: 105-124.

[22]Tran H T K, Manh T, Johansen T F, et al. Temperature effects on ultrasonic phase velocity and attenuation in Eccosorb and PMMA[C]//Ultrasonics Symposium (IUS), 2016 IEEE International. 18-21 Sept. 2016.

[23]LIU Y L, LI G Y, HE P, et al. Temperature-dependent elastic properties of brain tissues measured with the shear wave elastography method[J]. J Mech Behav Biomed Mater, 2016(65):652-656.

[24]Sapinde B E, Gennisson J L, Pernot M, et al. Temperature dependence of the shear modulus of soft tissues assessed by ultrasound[J]. Physics in Medicine & Biology, 2010, 55(6): 1701.

[25]Zheng Yi, Chen Shigao, Tan Wei, et al. Detection of tissue harmonic motion induced by ultrasonic radiation force using pulse-echo ultrasound and Kalman filter[J]. IEEE Transactions on Ultrasonics, Ferroelectrics, and Frequency Control, 2007, 54(2):290-300.

[26]LIN H, ZHANG X, SHEN Y, et al. Model-dependent and model-independent approaches for evaluating hepatic fibrosis in rat liver using shearwave dispersion ultrasound vibrometry[J]. Medical Engineering & Physics, 2017, 39(1): 66-72.

[27]Deffieux Thomas, Gennisson Jeanluc, Bercoff Jeremy, et al. On the effects of reflected waves in transient shear wave elastography[J].IEEE Transactions on Ultrasonics, Ferroelectrics, and Frequency Control, 2011, 58(10): 2032-2035.