冷清譜 喬陽紫 周 偉 鄒 超 孟 龍 劉 新 鄭海榮

(中國科學(xué)院深圳先進(jìn)技術(shù)研究院 Paul C. Lauterbur 生物醫(yī)學(xué)成像研究中心 深圳 518055)

1 引 言

超聲神經(jīng)調(diào)控可以非接觸式、無創(chuàng)性地刺激深部的神經(jīng)組織[1]，是一種治療神經(jīng)系統(tǒng)疾病新途徑，在腦科學(xué)領(lǐng)域具有重要應(yīng)用價值[2]。然而，在實際應(yīng)用中，由于顱骨對超聲的散射、反射作用導(dǎo)致的實際作用焦點偏離預(yù)設(shè)靶點，是影響其安全性和有效性的關(guān)鍵問題。

磁共振聲輻射力成像(Magnetic Resonance Acoustic Radiation Force Imaging，MR-ARFI)[3-4]是一種超聲焦點定位技術(shù)，可通過檢測聲輻射力作用到生物體內(nèi)時在組織局部區(qū)域產(chǎn)生的微米級位移，實現(xiàn)對超聲焦點的定位。基于 MR-ARFI 檢測得到的位移分布圖，還可實現(xiàn)對經(jīng)顱超聲的相位矯正，保證經(jīng)顱后作用位點的精準(zhǔn)性及調(diào)控過程的安全性[5]。組織內(nèi)位移與作用聲強(qiáng)間存在線性相關(guān)，故根據(jù)組織內(nèi)位移大小可實現(xiàn)對組織粘彈性的定量[6]。然而，目前 MR-ARFI 位移計算過程中常使用簡化的組織運動模型，如假設(shè)超聲作用后組織位移立刻達(dá)到穩(wěn)定狀態(tài)[7]，因此定量的結(jié)果為表觀組織位移。其中，表觀組織位移與組織的彈性和施加的聲輻射力大小相關(guān)，為運動編碼梯度作用期間的時間平均結(jié)果。但關(guān)于 MR-ARFI 技術(shù)的位移檢測結(jié)果的準(zhǔn)確性，及是否能夠有效反映組織運動特征的相關(guān)研究仍相對較少。2009 年，Huang 等[8]對家兔大腿肌肉進(jìn)行了 MR-ARFI 在體研究，通過在聚焦超聲換能器上安裝一個超聲成像換能器，對聲輻射力引起的位移進(jìn)行超聲運動跟蹤，以驗證 MR-ARFI 測量的位移精度。其研究結(jié)果顯示，超聲運動跟蹤的測量噪聲嚴(yán)重，實驗結(jié)果不具備很好的準(zhǔn)確性和可重復(fù)性。2013 年，Kaye 和 Pauly[9]通過改變 MR-ARFI 運動編碼梯度與聚焦超聲作用時刻間的相對位移，檢測到了組織對超聲的響應(yīng)情況。但其工作主要是為了實現(xiàn)對 MR-ARFI 梯度和時間延遲的優(yōu)化，而無對照試驗證實檢測結(jié)果的準(zhǔn)確性。2018 年，Dedakova 等[10]工作進(jìn)一步表明，MR-ARFI 檢測的位移及信噪比會受到運動編碼梯度及聚焦超聲時序的影響。因此，本文提出使用激光多普勒檢測技術(shù)對 MR-ARFI 檢測的位移定量結(jié)果進(jìn)行標(biāo)定。

與超聲位移檢測方法相比，光學(xué)測量位移技術(shù)具有抗電磁干擾能力強(qiáng)、靈敏度高的優(yōu)點，且具備很好的可重復(fù)性[11]。同時，光學(xué)檢測技術(shù)的測量分辨率在幾十皮米到幾納米之間，可用于標(biāo)定磁共振聲輻射力成像的微米級位移。本文在超聲作用參數(shù)(輸入功率、時長、脈沖重復(fù)頻率)完全一致的條件下，以激光多普勒技術(shù)測得的位移作為金標(biāo)準(zhǔn)，對磁共振聲輻射力成像的位移定量結(jié)果進(jìn)行標(biāo)定，以研究磁共振聲輻射力成像的位移檢測精度。

2 材料與方法

2.1 MR-ARFI 位移檢測原理及實驗

圖 1 MR-ARFI 測位移實驗系統(tǒng)框圖Fig. 1 Block diagram of MR-ARFI experiment system

圖 2 磁共振檢測圖像Fig. 2 MRI system setup

MR-ARFI 位移檢測實驗在 3.0T 磁共振成像系統(tǒng)(UMR790，上海聯(lián)影醫(yī)療科技有限公司)上展開。實驗系統(tǒng)連接如圖 1 所示，磁共振檢測圖像如圖 2 所示。實驗使用 1.2% 質(zhì)量體積比瓊脂仿體作為檢測對象，共重復(fù) 2 次。其中，制備兩塊仿體(厚度為 1.5 cm，氯化鈉含量為 0.5%)，微波爐加熱溶解后，冷卻 1 h 至仿體凝固。瓊脂仿體是一種常用的磁共振和聲學(xué)檢測仿體，其聲學(xué)參數(shù)約為[14]:聲速 1 500 m/s、密度 1 040 kg/m3、聲阻抗 1.57×106kg/(m2·s－1)和聲衰減 0.4 dB/cm。瓊脂仿體的聲速、密度和聲阻抗與人體組織接近，但其聲衰減系數(shù)顯著小于人體組織。為使瓊脂仿體的聲衰減系數(shù)與人體組織接近，可在仿體中添加明膠或煉乳等材料。由于本文研究目的為驗證 MR-ARFI 位移定量的準(zhǔn)確性，對聲衰減系數(shù)無特殊要求，且使用的光學(xué)檢測方法對光的穿透性有一定要求，因此本文使用的仿體并未添加其他材料。MRARFI 序列中產(chǎn)生與位移編碼梯度起始點同步的觸發(fā)信號，控制信號發(fā)生器工作，產(chǎn)生 2 ms 正弦超聲信號，經(jīng) 55 dB 功率放大器放大后進(jìn)入 800 kHz 聚焦超聲探頭(Imasonics, Besancon, France)，隨后發(fā)射功率為 11.9 W 的超聲脈沖，作用在瓊脂仿體表面引起局部位移。采用自旋回波 SE-ARFI 序列進(jìn)行掃描，基于公式(2)可得超聲作用點所在平面的位移分布圖。實驗選取 8 通道 Flex 柔性線圈，成像參數(shù)如下:脈沖重復(fù)時間/回波時間為 1 000 ms/45 ms、視野為 160 mm×160 mm、分辨率為 2.0 mm×2.0 mm×5.0 mm、帶寬為 130 kHz/pixel。設(shè)置運動編碼梯度為單極運動編碼梯度，梯度時長為 2 ms。位移編碼梯度方向與超聲作用方向一致，時長與超聲脈沖時間一致，梯度幅值為 76 mT/m。

2.2 激光多普勒位移檢測實驗

激光多普勒位移檢測以光學(xué)干涉為基礎(chǔ)，即要求兩個相干光束進(jìn)行疊加。其中，檢測器上一條完整的亮/暗周期條紋正好與所用激光的半個波長的位移量相對應(yīng)。當(dāng)激光測振儀使用氦氖激光時，一條完整的亮/暗周期條紋對應(yīng)于 316 nm 的位移，通過對測振儀檢測器上的亮/暗條紋數(shù)目進(jìn)行計算，即可得到激光多普勒檢測位移值[15]。

激光多普勒位移檢測實驗在 UHF-120 激光多普勒測振儀(Polytec GmBH, Waldbronn, Germany)上展開，系統(tǒng)的位移分辨率最高可達(dá) 1.5 pm。實驗系統(tǒng)連接如圖 3 所示，超聲作用參數(shù)和檢測對象與 MR-ARFI 相同。外觸發(fā)控制聚焦超聲探頭工作及激光多普勒采集，聲輻射力脈沖時長為2 ms，占空比為 0.2%。激光多普勒檢測瓊脂表面位移時，采樣率為 10 MHz，采集時間為 5 ms，軟件界面如圖 4 所示。激光多普勒位移檢測采用逐點掃描模式，設(shè)置掃描點距離間隔為 2.00 mm，與 MR-ARFI 分辨率一致，掃描視野為 2.00 cm×2.00 cm，共采集 121 個數(shù)據(jù)點。為實現(xiàn)對 MRARFI 位移檢測結(jié)果的標(biāo)定，對超聲作用時間內(nèi)的位移結(jié)果進(jìn)行平均，計算方法如公式(4)所示。

圖 3 激光多普勒測位移實驗框圖Fig. 3 Block diagram of laser Doppler experiment system

圖 4 激光多普勒實驗系統(tǒng)及軟件界面Fig. 4 Polytec system setup and software interface

3 結(jié)果與討論

圖 5 MR-ARFI 檢測位移圖Fig. 5 Displacement map of MR-ARFI

圖 6 MR-ARFI 的 11×11 位移圖Fig. 6 Displacement map of MR-ARFI within the 11×11 field of view

本文在 MR-ARFI 位移檢測實驗中使用了一對單極運動編碼梯度，這與 McDannold 等[3]研究相似。Chen 等[13]于 2010 年提出使用一對重復(fù)雙極運動編碼梯度來進(jìn)行 MR-ARFI 檢測，可減小背景相位畸變和擴(kuò)散效應(yīng)，提高位移檢測的精度。然而，本文主要目的是基于激光多普勒檢測實現(xiàn)對 MR-ARFI 位移檢測結(jié)果的標(biāo)定。為確保 MR-ARFI 位移和激光多普勒位移檢測中的超聲作用時長一致，仍采用單極運動編碼梯度進(jìn)行位移編碼。MR-ARFI 成像矩陣為 80×80，重復(fù)時間為 1 000 ms，圖像采集時長為 160 s。雖然通過平面回波成像技術(shù)可有效提高檢測時間分辨率[16]，但平面回波成像序列對磁共振系統(tǒng)要求較高，圖像受多種偽影影響，導(dǎo)致位移檢測結(jié)果易產(chǎn)生偏差。因此，本文選擇信噪比更高、更加抗偽影干擾的自旋回波 MR-ARFI 進(jìn)行位移檢測。

圖 7 為激光多普勒檢測得到的瓊脂仿體 1 表面的單點位移-時間曲線。超聲作用時長為 2 ms，多普勒檢測時長為 5 ms(最大可檢測時長)。位移檢測結(jié)果符合 Souchon 等[12]提出的過阻尼模型。圖 8 為仿體 1 在 0.1 ms 內(nèi)的位移-時間曲線局部放大圖，可見位移信號受 800 kHz 正弦信號調(diào)制。瓊脂表面距探頭的距離為 d＝3.8 cm，水中聲速在 20 ℃ 室溫下為 v＝1 448 m/s，可知超聲脈沖從發(fā)射到作用瓊脂表面的時間約為 0.26 ms，理論結(jié)果與圖 8 實驗結(jié)果一致。以第 250 個點信號作為參考信號 x0，共選取 20 000 個點(采樣率為 10 MHz)，對應(yīng)于 2 ms 的聲輻射力脈沖作用時長，并根據(jù)公式(4)得到時間平均結(jié)果。圖 9 為對激光多普勒采集的 121 個點的數(shù)據(jù)進(jìn)行處理得到仿體 1 的激光多普勒位移圖，其中最大位移值為 4.48 μm。而在仿體 2 中檢測到的最大位移值為 6.06 μm。

圖 7 仿體 1 的激光多普勒信號(位移檢測采樣率為 10 MHz，每一個點集數(shù)據(jù)由 50 000 個點組成，對應(yīng) 5 ms 的時間) Fig. 7 Laser Doppler displacement of phantom 1 (the sampling rate of laser Doppler displacement detection is 10 MHz, each point set consists of 50,000 points, corresponding to 5 ms of time)

圖 8 仿體 1 在 0.1 ms 檢測時間內(nèi)的多普勒信號(聲輻射力脈沖在發(fā)射后 0.025 ms 作用于瓊脂表面引起振動，對應(yīng)于第 250 個點) Fig. 8 0.1 ms Laser Doppler displacement of phantom 1(the acoustic radiation force pulse acts on the agar surface at 0.025 ms after launching, causing vibration, corresponding to the 250th point)

表 1 總結(jié)了兩塊仿體的實驗結(jié)果。其中，仿體 2 中兩種方法檢測到的結(jié)果一致性稍差于上述仿體 1 中的結(jié)果。其中，仿體 2 中兩種檢測方法得到的最大位移偏差為 1.79 μm。由于 MR-ARFI 檢測的空間分辨率為 2.0 mm×2.0 mm×5.0 mm，可能存在容積效應(yīng)，導(dǎo)致檢測到的位移結(jié)果小于激光多普勒的單點位移檢測結(jié)果。雖然提高 MRARFI 檢測的空間分辨率可減少容積效應(yīng)，但會引起圖像信噪比下降，位移檢測誤差增大。

表 1 兩次仿體實驗數(shù)據(jù)總結(jié)Table 1 Summarization of the data from the two phantom experiments

圖 9 激光多普勒 11×11 位移圖Fig. 9 Displacement map of laser Doppler within the 11×11 field of view

本文以激光多普勒檢測作為位移檢測的金標(biāo)準(zhǔn)，對 MR-ARFI 檢測到的位移結(jié)果進(jìn)行標(biāo)定。實驗結(jié)果顯示，兩種檢測方法得到的二維位移分布結(jié)果、最大位移定量結(jié)果均表現(xiàn)出較高的一致性。兩次仿體實驗中，MR-ARFI 與激光多普勒檢測到的最大位移偏差均＜2 μm。

MR-ARFI 是一種基于相位對比的焦點定位技術(shù)，可檢測到毫秒級聲輻射力脈沖在組織局部產(chǎn)生的微米級位移。由于其具有聲輻射力敏感特性，以及不會產(chǎn)生顯著溫度變化，在經(jīng)顱超聲焦點定位方面具有巨大的應(yīng)用潛力[13]。然而，MR-ARFI 位移定量結(jié)果為表觀組織位移，位移定量結(jié)果受組織粘彈性和聚焦超聲作用時序影響[6]。而 MR-ARFI 檢測到的表觀位移是否能夠準(zhǔn)確反映組織內(nèi)的真實運動情況，及磁共振圖像毫米級成像分辨率得到的微米級組織運動結(jié)果是否可靠，相關(guān)研究仍相對較少。Huang 等[8]曾利用超聲對 MR-ARFI 位移定量結(jié)果的準(zhǔn)確性進(jìn)行標(biāo)定，但由于超聲檢測的信噪比較低，其得到的超聲運動跟蹤曲線受噪聲影響嚴(yán)重，且僅給出了單點位移跟蹤結(jié)果，無相應(yīng)二維位移分布結(jié)果。本文采用的激光多普勒成像技術(shù)具有時間分辨率、位移靈敏度高的特點，可測量到真實的目標(biāo)對象受聲輻射力作用產(chǎn)生的運動情況。但由于激光多普勒為一種光學(xué)檢測手段，要求被測對象具有一定的透光性，因此本文以瓊脂仿體作為檢測對象，研究介質(zhì)表面位移情況。此外，激光多普勒檢測采用空間單點掃描模式進(jìn)行位移檢測，需對掃描數(shù)據(jù)點進(jìn)行逐點對焦，實驗準(zhǔn)備過程繁瑣。相較而言，MR-ARFI 適用于任何含有氫質(zhì)子的檢測對象，可大視野、多平面掃描，不存在如超聲成像無法穿透顱骨的問題，具有更加廣泛的應(yīng)用價值。

4 總 結(jié)

本文在相同超聲參數(shù)和瓊脂仿體的條件下，分別運用 MR-ARFI 技術(shù)和激光多普勒技術(shù)進(jìn)行位移檢測，以探究 MR-ARFI 的位移檢測精度。研究結(jié)果顯示，兩種技術(shù)檢測到的最大位移值偏差＜2 μm。這表明 MR-ARFI 在作用點處檢測的位移精度較高，可基于位移檢測結(jié)果對組織彈性特征進(jìn)行估計，有望在腦科學(xué)領(lǐng)域特別是超聲神經(jīng)調(diào)控中發(fā)揮重要作用。在今后的研究中，將進(jìn)一步提高本文使用的兩種檢測方法的分辨率，以提高檢測結(jié)果的準(zhǔn)確性。