齊亭亭 丁格 陳鐵梅 胡雨陽 陳冕 林浩銘 陳昕 陳思平

(1 醫(yī)學(xué)超聲關(guān)鍵技術(shù)國家地方聯(lián)合工程實驗室 廣東省生物醫(yī)學(xué)信息檢測和超聲成像重點實驗室 深圳大學(xué)醫(yī)學(xué)部生物醫(yī)學(xué)工程學(xué)院 深圳 518055)

(2 西安交通大學(xué)生命科學(xué)與技術(shù)學(xué)院 西安 710000)

0 引言

超聲成像作為臨床上常用的影像檢測方法，在疾病診斷、術(shù)中導(dǎo)航和術(shù)后評估等方面發(fā)揮重要作用[1?2]。經(jīng)過近幾十年的發(fā)展，超聲成像設(shè)備和成像性能越來越完善，并發(fā)展出多種成像功能。常用的超聲成像功能包括灰階結(jié)構(gòu)成像、彩色多普勒成像、彈性成像等。以肝臟疾病檢測為例，超聲灰階結(jié)構(gòu)成像，能較好地檢出肝內(nèi)可疑占位性病變，并且能夠提供實時術(shù)中反饋。其次，彩色多普勒成像可用于觀察肝臟內(nèi)的異常血流信息，對評估組織的炎性病變或惡性腫瘤有著重要的意義。近年來，超聲彈性成像可以顯示和量化組織彈性信息，突破了解剖結(jié)構(gòu)顯像的局限性，得到了快速發(fā)展和應(yīng)用。在我國《原發(fā)性肝癌診療規(guī)范》中，彈性成像已被推薦為肝臟硬度檢測以及術(shù)前肝功能儲備評估的重要手段之一[3]。本研究團(tuán)隊也長期從事超聲彈性成像相關(guān)研究，并建立了基于聲輻射力的超聲彈性成像設(shè)備檢測方法和體系，主持制定了中國醫(yī)療器械行業(yè)標(biāo)準(zhǔn)《基于聲輻射力的超聲彈性成像設(shè)備性能試驗方法》[4?8]。除此之外，隨著納米技術(shù)等交叉學(xué)科的快速發(fā)展，不同的微納米材料或成像探針的構(gòu)建，為超聲成像提供新的發(fā)展動力。

超聲微泡作為超聲成像最常見的造影劑，可顯著增強(qiáng)超聲回波信號，從而提高超聲成像檢測的靈敏度[9]。同時，通過觀察微泡在血管內(nèi)的流動路徑和流動速度，對評價血管的分布和血流信息具有積極的促進(jìn)作用[10?11]。另一方面，利用微泡的表面進(jìn)行特異的靶向分子修飾，可進(jìn)一步實現(xiàn)超聲的分子成像檢測[12?14]。然而微泡尺寸通常相對較大，難以實現(xiàn)跨血管外顯像，又容易被網(wǎng)狀內(nèi)皮系統(tǒng)吞噬、破壞，從而影響病灶部位的聚集。相變納米液滴是替代微泡、用于解決滲透性問題的重要方法之一。其相變過程主要是在外部激勵(光熱、聲熱、磁熱等)作用下實現(xiàn)的[15]。但由于相變過程容易受活體內(nèi)復(fù)雜環(huán)境的影響，氣泡的形態(tài)難以保持穩(wěn)定，操作時間窗口較短。

與增強(qiáng)聲阻抗差異的微納米泡超聲造影成像不同，光聲成像是利用脈沖激光照射生物組織或探針，組織或探針獲得能量并發(fā)生熱彈性膨脹進(jìn)而產(chǎn)生聲波，通過接收聲波信號重建出組織或探針的光吸收分布圖像[16]。由于光聲成像中用來重建圖像的信號是超聲信號，生理組織對超聲信號的散射要比光信號低2～3個數(shù)量級，因此它可以提供比光學(xué)成像更深的成像深度；另一方面，光聲成像是利用不同組織或探針對光的選擇性吸收，因此它比傳統(tǒng)超聲成像具有更高的成像分辨率。于此同時，眾多具有光熱轉(zhuǎn)化特性的無機(jī)或有機(jī)納米探針的構(gòu)建，大大推動了光聲成像的研究與應(yīng)用[17?18]。光聲成像已成為目前研究的熱點，并獲得廣泛的研究報道[19?20]。

磁納米粒子介導(dǎo)的磁致振動超聲成像是近年來發(fā)展的另一種新興的成像技術(shù)[21]。其主要原理是基于磁納米粒子在變化磁場作用下產(chǎn)生磁致振動，利用超聲波探測粒子的振動信息即可獲得該粒子的空間分布信息。該成像方法的核心在于振動的產(chǎn)生和檢測。其中，磁納米粒子構(gòu)建的探針已廣泛用于磁共振(Magnetic resonance,MR)分子成像[22]。這些磁納米探針理論上都可以用于磁致振動超聲成像中的分子識別，并用于產(chǎn)生振動激勵信用。另一方面，超聲對振動的檢測具有更高的靈敏度。相比光聲成像，磁致振動超聲成像有望進(jìn)一步解決激勵信號在活體復(fù)雜環(huán)境中的穿透性、安全性和特異性等問題，具有較大的研究價值和應(yīng)用前景。相比MR成像，磁致振動超聲成像具有超高的成像速度，并且成像設(shè)備相對簡單。目前，磁致振動超聲成像仍處于起步階段，相關(guān)研究相對比較零散，缺乏系統(tǒng)性歸納。因此，本文將圍繞磁致振動超聲成像技術(shù)的原理和研究現(xiàn)狀展開介紹，并對該技術(shù)的發(fā)展趨勢進(jìn)行展望。

1 原理概述

磁納米粒子介導(dǎo)的磁致振動超聲成像主要涉及變化磁場對磁納米粒子的磁力作用、振動信號的檢測和粒子中心定位等關(guān)鍵過程。為了更好理解成像原理，將對這些過程的理論公式或數(shù)學(xué)模型做簡要介紹。

激勵電流產(chǎn)生的電磁場可以根據(jù)麥克斯韋方程組推導(dǎo)：

其中，Js是激勵電流，E和B1分別是感應(yīng)電場和磁場，J是渦流密度，σ和μ分別是電導(dǎo)率和磁導(dǎo)率。

如果某磁納米粒子在以磁通密度B的外部磁場中，則該粒子的磁能U可表示為[23]

其中，μ0為自由空間的磁導(dǎo)率，χnp為納米粒子的磁化率，Vnp為納米粒子的總體積，fm為磁芯的體積分?jǐn)?shù)(磁芯體積與整個納米粒子的體積之比)。因此，作用在納米粒子上的磁力Fmag可表示為[23]

假定沿z軸方向的正弦磁通密度為

磁力Fmag可以表示為

公式(5)表示了磁動超聲成像的幾個重要方面。首先，作用在磁納米粒子上的磁力與納米粒子的材料性質(zhì)(χnp)和幾何形狀(Vnp和fm)密切相關(guān)。由磁化率較高的材料制成的具有較大磁芯的納米粒子將產(chǎn)生更大的磁力，從而產(chǎn)生較大振動位移。其次，作用在納米粒子上的磁力與磁通量密度的大小(Bz)和梯度(dBz/dz)成正比，磁場和磁場梯度越大，磁感應(yīng)運動越大。

磁納米粒子受到磁力作用產(chǎn)生振動，通過對振動位移檢測獲得振動信息。其原理是利用超聲成像技術(shù)，獲取組織的回波信號，進(jìn)而估計組織的振動。組織振動估計主要基于自相關(guān)算法，該算法是將接收到的射頻信號首先進(jìn)行正交解調(diào)，得到同向分量I與正交分量Q，然后通過估計中心頻率的平均相位偏移來求解組織，具體求解的公式如下[24]：

該算法中，中心頻率fc被認(rèn)為是不變的。但實際上中心頻率在不斷變化，針對中心頻率改變的情況，使用二維互相關(guān)算法進(jìn)行計算，計算公式表達(dá)為[25]

該方法在計算中心頻率fc的時候進(jìn)行了改進(jìn)，計算精度進(jìn)一步提高，計算得到的信噪比也有明顯提高，但是該方法不能實現(xiàn)對較大位移的估計，所以在選擇這兩種方法的時候要視情況而定。

依次估計二維空間中各質(zhì)點的振動位移幅值并形成二維圖像，通過預(yù)先設(shè)定振動閾值排除異常干擾，即可得到組織內(nèi)部的振動強(qiáng)度圖像。該圖像可以反映磁納米粒子在軟組織內(nèi)部的分布。在得到二維振動強(qiáng)度圖像的基礎(chǔ)上，運用圖像分析方法，可對磁納米探針位置實現(xiàn)粗定位。在此基礎(chǔ)上，利用二維高斯公式對振動強(qiáng)度圖像做擬合，可進(jìn)一步實現(xiàn)對磁納米粒子分布的中心實現(xiàn)精細(xì)定位，從而實現(xiàn)對磁納米粒子檢測的目的。

2 研究現(xiàn)狀

磁致振動超聲成像由Oh等[26]于2006年在《Nanotechnology》雜志上首次發(fā)表。如圖1所示，他們對注射磁納米粒子的豬肝組織分別通過彩色多普勒成像和M-mode成像，觀察施加周期性變化磁場的激勵信號下的粒子運動信息。該研究是借鑒了Oldenburg等[27]于2005年提出的磁致振動光學(xué)相干斷層掃描。相比光學(xué)，超聲波更容易實現(xiàn)內(nèi)部振動信號的檢測，因此也引起了人們的重視和研究?；谝褕蟮赖难芯?，本文將從儀器平臺、振動檢測算法、磁納米粒子和磁致振動超聲彈性成像等方面展開介紹。

圖1 磁納米粒子介導(dǎo)的磁致振動超聲成像研究[26]Fig.1 The research of magnetomotive ultrasound imaging mediated by magnetic nanoparticles[26]

2.1 儀器平臺

目前還未有成熟的商業(yè)化系統(tǒng)用于磁致振動超聲成像檢測。已報道的研究都是在自主搭建的儀器平臺上展開，主要包括磁場激勵信號和超聲采集信號這兩方面。根據(jù)麥克斯韋方程，變化的電場可以產(chǎn)生變化的磁場。因此，磁場激勵信號通常利用導(dǎo)電線圈裝置實現(xiàn)。感應(yīng)的磁場強(qiáng)度與線圈的匝數(shù)、線圈中的電流強(qiáng)度、導(dǎo)線的橫截面積以及導(dǎo)線電導(dǎo)率等參數(shù)密切相關(guān)。為了增強(qiáng)局部磁場強(qiáng)度，研究者還會在線圈中間放置帶尖錐的鐵芯。部分研究者直接利用商用的經(jīng)顱磁刺激線圈系統(tǒng)(Transcranial magnetic stimulation,TMS)也可以獲得較強(qiáng)的感應(yīng)磁場[28]。另一方面，感應(yīng)磁場的激勵方式還可分為連續(xù)激勵和脈沖波激勵。如Oh等[26]使用1 Hz的正弦波和多頻率疊加的連續(xù)波激勵線圈產(chǎn)生磁場，探討激勵信號頻率和磁納米粒子濃度對多普勒頻移的影響。由于磁致振動與磁力成正比，而磁力又與磁通密度平方成正比，為了獲得明顯的粒子振動信號，激勵線圈中的電流強(qiáng)度通常較高。因此，連續(xù)激勵的模式容易導(dǎo)致線圈和組織的發(fā)熱進(jìn)而影響使用效果。為了克服這一局限性，2009年，Mohammad等[29]利用脈沖磁場激勵的成像方法，原理如圖2所示。該方法使用相對較短的脈沖(6～10 ms)使磁納米粒子在脈沖后約50 ms內(nèi)達(dá)到最大位移，并且探究了脈沖磁動信號對磁納米粒子濃度的依賴性。由于使用短脈沖激勵，為了能夠捕捉到磁納米粒子的振動信息，需要用到高幀率的信號采集系統(tǒng)。

圖2 脈沖磁致振動超聲成像原理圖[29]Fig.2 Schematic diagram of pulsed magnetomotive ultrasound imaging[29]

超聲采集信號主要由商用化的超聲成像設(shè)備完成。其中，Verasonics超聲成像系統(tǒng)最為常用。Verasonics是一種多通道的可編程的超聲成像平臺，擁有較高的靈活度。該超聲成像系統(tǒng)具有獨立控制各通道發(fā)射或/與接收、可實時訪問各通道RF數(shù)據(jù)、超高幀率成像(成像幀率高達(dá)14000幀/秒)等特性，是目前最先進(jìn)的超聲成像科研平臺之一。而且Verasonics Vantage還支持不同類型的超聲探頭如線陣、凸陣、相控陣等，也支持自定義的非常規(guī)超聲探頭。用戶可以通過Matlab編譯環(huán)境自定義超聲系統(tǒng)的任意功能組件，如換能器發(fā)射接收波形的設(shè)置和延時設(shè)置、波束合成的構(gòu)建、信號和圖像后處理算法的嵌入等，實現(xiàn)對信號的采集和處理[30]。

2.2 檢測方法

磁致振動超聲成像中，粒子運動產(chǎn)生的位移變化是一種弱信號，需要優(yōu)化檢測方法以提高成像分辨率。常規(guī)的位移估計是基于對同相和正交(In-phase/Quadrature,I/Q)數(shù)據(jù)的相位進(jìn)行采樣評估。其中數(shù)據(jù)中的低信噪比會引入相位噪聲，增加了位移估計偏差。為了減小誤差，有研究評估了兩種基于時移的位移估計器的性能，分別是歸一化互相關(guān)(Normalized cross-correlation,NCC)估計器和遞歸貝葉斯估計器[31]。它們與傳統(tǒng)的基于頻移的估算方法不同，結(jié)合了軸向部分的數(shù)據(jù)和相鄰部分的空間信息，適合檢測較小的位移。除此之外，李孟林教授團(tuán)隊提出了基于主成分分析(Principal component analysis,PCA)的運動放大方法，使用基于頻率的濾波器來提取和放大無法與噪聲分離的目標(biāo)運動(圖3)。該方法有望可視化B模式圖像中本來不可見的亞波長運動，從而實現(xiàn)磁納米粒子定位[32]。

圖3 基于PCA的運動放大的框架圖[32]Fig.3 Overview of the PCA-based motion magnification framework[32]

2.3 磁納米粒子

由于磁納米粒子的磁學(xué)特性與磁力大小密切相關(guān)，進(jìn)而影響粒子的振動信號檢測。如何優(yōu)化磁納米粒子的特性以提高檢測的靈敏度也引起人們的興趣。磁納米粒子可以分為超順磁性納米粒子、順磁性納米粒子和鐵磁性納米粒子。盡管鐵磁性納米粒子在磁場中的磁力最強(qiáng)，但粒子具有自發(fā)的磁化現(xiàn)象，容易導(dǎo)致粒子間的相互團(tuán)聚。因此，鐵磁性納米粒子并不適合發(fā)展分子成像探針。而超順磁性納米粒子具有獨特的磁學(xué)特性和分散性，是磁致振動超聲成像中應(yīng)用最多的一類納米材料。Mehrmohammadi等[33]發(fā)現(xiàn)通過將3 nm的鐵前體組裝成大尺寸的鐵納米簇，能提高磁致振動超聲成像檢測的信噪比。另外，他們還制備了鋅摻雜氧化鐵的超順磁納米粒子，通過提高粒子的飽和磁化強(qiáng)度來增強(qiáng)對磁場的響應(yīng)強(qiáng)度，并用于腫瘤內(nèi)的振動檢測[34]，如圖4所示。而Andersson等[35]通過比對10 nm和25 nm的兩種超順磁氧化鐵納米粒子(Superparamagnetic iron oxide,SPIO)的振動成像信號發(fā)現(xiàn)，在相同的鐵元素含量的條件下，小尺寸的SPIO具有更大的振動位移。Arsalani等[36]研究了天然膠乳表面修飾的SPIO對磁致振動檢測靈敏度的影響。結(jié)果表明，修飾較厚天然膠乳的SPIO增強(qiáng)了檢測的靈敏度和信噪比。

圖4 磁致振動超聲成像用于腫瘤內(nèi)的振動成像[34]Fig.4 Magnetomotive ultrasound imaging for vibration imaging in tumors[34]

除了提高振動檢測靈敏度和信噪比外，John等[37]利用修飾具有乳腺腫瘤靶向識別抗體的磁納米粒子，首次將磁致振動成像和分子影像相結(jié)合，實現(xiàn)對乳腺腫瘤的高靈敏檢測。Li等[38]通過制備(氧化鐵-金)核殼磁納米粒子，將磁動成像和光聲成像結(jié)合起來，在實現(xiàn)檢測的基礎(chǔ)上，消除由生理運動引起的偽影。

2.4 磁致振動超聲彈性成像

磁致振動超聲成像除了可以用于檢測磁納米粒子的振動信息，同時還可以基于超聲彈性成像原理，實現(xiàn)磁納米粒子介導(dǎo)的超聲彈性成像，即磁致振動超聲彈性成像。其原理是利用磁致振動產(chǎn)生周圍組織的剪切波傳播，通過超聲探測剪切波傳播即可獲得周圍組織的彈性信息。這一概念由Almeida等[39]首次在仿體上證實。隨后，Grasland-Mongrain等[40]還利用TMS和外置靜磁場，探討對洛倫茲力作用下產(chǎn)生的剪切波的檢測，如圖5所示。盡管相關(guān)的研究報道很少，但相比傳統(tǒng)的超聲彈性成像，磁致振動超聲彈性成像仍具有較大的發(fā)展空間。一方面，該方法可以與磁納米粒子的振動成像緊密結(jié)合，實現(xiàn)粒子的分布和周圍組織彈性信息的同時獲取。另一方面，磁納米粒子在構(gòu)建分子成像探針的同時，也為靶向彈性成像提供了可能。

圖5 磁致振動超聲彈性成像示意圖及裝置[40]Fig.5 Schematic diagram and device of magnetomotive ultrasound elastography[40]

3 總結(jié)與展望

本文對磁致振動超聲成像的發(fā)展背景、成像原理做了初步介紹，并從該成像技術(shù)所涉及的儀器平臺、振動檢測算法、磁納米粒子和磁致振動超聲彈性成像等方面介紹其研究現(xiàn)狀。磁致振動超聲成像作為一種新興的成像技術(shù)，國內(nèi)外相關(guān)的研究并不多，但其具有獨特的優(yōu)勢和應(yīng)用前景值得學(xué)者進(jìn)一步重視和研究。首先，這是一種多物理場融合的成像方法。通過電磁激勵-超聲檢測的方法，有望突破單一物理場成像的局限性，并且更容易獲取反映同一生理狀態(tài)下的各種功能性信息，也是醫(yī)學(xué)成像技術(shù)發(fā)展的趨勢和前沿。其次，隨著磁納米粒子在分子成像領(lǐng)域的不斷開發(fā)和應(yīng)用，該技術(shù)有望為超聲分子成像提供新的檢測途徑。同時，也為磁納米粒子在超聲成像領(lǐng)域的應(yīng)用提供了廣闊的空間。另外，該技術(shù)的應(yīng)用進(jìn)一步拓展了超聲成像的功能性，并為發(fā)展具有結(jié)構(gòu)成像、分子成像和彈性成像于一體的超聲成像系統(tǒng)提供新的思路。與MRI分子成像相比，磁致振動超聲成像既有分子影像的靈敏性，也有超高的成像速度，而且成像設(shè)備相對簡單。與光聲分子成像相比，磁致振動超聲成像解決了光在組織內(nèi)傳播的局限性。當(dāng)然，磁致振動超聲成像也面臨眾多問題需要進(jìn)一步解決，包括儀器系統(tǒng)的完善、弱信號的處理和提取、磁納米粒子的優(yōu)化和探針構(gòu)建、在體實驗以及安全性評估等方面。最后，磁致振動超聲成像作為多學(xué)科交叉的研究領(lǐng)域，還需要綜合數(shù)學(xué)、物理、生物工程、材料科學(xué)、化學(xué)、生物等學(xué)科的參與和支持。隨著磁致振動超聲成像的不斷研究和完善，相信該技術(shù)將在臨床疾病診斷、術(shù)中導(dǎo)航和療效評估等方面發(fā)揮重要作用，并將推動相關(guān)基礎(chǔ)科學(xué)研究的發(fā)展。