超聲輻射力彈性成像系統(tǒng)研究及仿體實驗

陳 昕，郭燕榮，王 毅，沈圓圓，林浩銘，朱 穎，鄭 翊，汪天富，陳思平

1)醫(yī)學超聲關鍵技術國家地方聯(lián)合工程實驗室，廣東省生物醫(yī)學信息檢測與超聲成像重點實驗室，深圳大學醫(yī)學院，深圳518060;2)美國圣克勞德州立大學電子與計算機工程系，圣克勞德56301，美國

生物組織彈性 (硬度)的變化可很好地表征病理學上的變化［1］，所以組織彈性信息的提取對臨床診斷具有重要價值.臨床上常用的影像診斷技術，如超聲、X線、CT和MRI，主要針對人體組織和器官的解剖結構成像，無法提供組織彈性信息，對形態(tài)無變化，但硬度已遠遠有別于周圍組織的病灶，如乳腺和前列腺腫瘤，無法診斷［2-3］.若能定量獲得組織的彈性系數并對其成像，必將對腫瘤的早期診斷產生重要的推動作用.

目前對于組織彈性成像方法大多基于超聲彈性成像［4］和磁共振(magnetic resonance，MR)彈性成像［5］.相比MR彈性成像費用昂貴，超聲彈性成像更易于在臨床推廣.根據組織激勵方式或檢測方法的不同，超聲彈性成像可分為準靜態(tài)彈性成像［4，6］、低頻振動彈性成像［7］、剪切波彈性成像(shear wave elasticity imaging，SWEI)［8］、聲輻射力脈沖成像(acoustic radiation force impulse imaging，ARFI)［9］、快速剪切波成像 (supersonic shear imaging，SSI)［10］和振動聲成像 (vibro-acoustography，VA)［11］等.目前的大多數方法都忽略了組織的黏性，一方面，這會造成彈性系數估計偏差;另則，組織的黏性系數也是表征病理學變化的重要參數.

剪切波頻散超聲振動成像 (shear wave dispersion ultrasound vibration，SDUV)通過測量不同振動頻率下剪切波傳播速度對組織黏彈性系數進行定量測量.這種方法在激勵端可準確定位，使被激勵部分高度局部化，在檢測端對微小振動的檢測和提取非常有效，是一種有應用前景的超聲輻射力彈性成像方法，離體和在體實驗均顯示該方法對組織黏彈性系數測量結果較理想［12-13］.

本研究開發(fā)了用于超聲輻射力彈性成像研究的通用實驗系統(tǒng)，可進行ARFI或SDUV研究.采用SDUV的方法，完成初步的瓊脂仿體和離體大鼠肝臟的黏彈性系數測量實驗，驗證剪切波頻散超聲振動成像的原理及整個系統(tǒng)的可操作性和實用性.

1 超聲輻射力彈性成像系統(tǒng)研究

在各向同性的均勻介質中，剪切波的傳播速度［14］可表示為

其中，cs為剪切波傳播速度;ωs為角頻率;ρ為介質密度;μ1和μ2為介質彈性與黏性系數.從式(1)可見，介質內一定頻率剪切波傳播速度由介質密度、彈性系數和黏性系數決定.另一方面，剪切波的速度可由傳播過程中一定距離上的相位差估計得到

其中，Δφs為相距Δr的兩點的相位差.可見，只要求得一定距離上剪切波的相位差，就可獲得該頻率剪切波的傳播速度，若介質中有多個頻率剪切波在傳播，依次計算各頻率的剪切波速度，代入式(1)，則可擬合得到介質的彈性系數與黏性系數.

要實現超聲輻射力彈性成像系統(tǒng)，需激勵組織產生振動并對振動進行檢測，且需在此過程中實現自動控制和數據處理以得到組織黏彈性系數.本研究分別從硬件和軟件部分對系統(tǒng)進行設計.硬件包括激勵部分和檢測部分，激勵部分發(fā)射激勵脈沖，聚焦于組織內某一區(qū)域，激勵該區(qū)域振動并產生剪切波的傳播;檢測部分對剪切波傳播路徑上相隔距離Δr的一系列點進行檢測，并實現回波采集.軟件包括系統(tǒng)控制程序和數據處理程序，系統(tǒng)控制程序完成儀器的自動控制從而實現系統(tǒng)自動化;以卡爾曼濾波算法為主的數據處理程序則用于實現振動相位的估計和黏彈性系數的計算.

1.1 系統(tǒng)硬件組成

硬件系統(tǒng)包括激勵與檢測兩個部分，如圖1.激勵部分由函數發(fā)生器2輸出幅度調制的波形，經功率放大器放大后用于驅動激勵探頭.檢測部分由脈沖收發(fā)機驅動單陣元檢測探頭發(fā)射檢測脈沖，并對回波進行接收放大.數據采集卡將模擬回波采樣為數字信號并保存.主機控制整個系統(tǒng)的運行以及進行數據處理，激勵探頭與檢測探頭分別固定在三軸位移臺上并由位移臺完成定位.

激勵序列與檢測序列的時序如圖2.其中，激勵脈沖重復頻率fs=100 Hz;檢測脈沖重復頻率PRF=2 kHz.這兩個序列在時域上是間隔的，檢測序列相對激勵序列存在延時，如此即可避免兩序列間的相互干擾.函數發(fā)生器1作為主控觸發(fā)，產生兩路觸發(fā)信號分別控制激勵脈沖和檢測脈沖，使整個系統(tǒng)的時序同步，保證在各點上獲得的相位信息準確有效.系統(tǒng)采用的激勵序列為100 Hz調幅波形，這種激勵序列可同時產生100、200、300和400 Hz等頻率的諧波，這樣就無需為了得到不同頻率剪切波的速度而不斷改變激勵序列的脈沖重復頻率.

圖1 超聲輻射力彈性成像系統(tǒng)框圖Fig.1 Diagram of ultrasonic radiation force elastography system

圖2 激勵序列與檢測序列時序Fig.2 Timing of the excitation beam and detection beam

系統(tǒng)總體實物圖如圖3(a)，激勵探頭和檢測探頭分別固定于三軸位移臺，并與水缸同置于光學防震臺上，這樣可有效降低外界振動對實驗的影響.如圖3(b)，仿體通過支架固定于水缸中，激勵探頭和檢測探頭聚焦于仿體內的某點.水缸的下表面黏附有吸聲材料，可有效吸收穿過仿體到達水缸下表面的聲波，避免因其反射影響檢測結果.

1.2 系統(tǒng)軟件程序設計

本研究開發(fā)了相應的控制和數據處理程序，實現了系統(tǒng)采集與控制的自動化及數據后處理.

系統(tǒng)內所有儀器通過總線與計算機相連.采用LabView進行系統(tǒng)控制程序的開發(fā).數據處理程序用Matlab軟件編寫，實現從回波信號中估計各頻率剪切波的振動相位，從而計算仿體黏彈性系數.

圖3 系統(tǒng)實物圖Fig.3 Photos of the system

Zheng等［13］對如何從連續(xù)回波信號中提取振動相位給出了詳細的推導.使用脈沖周期為T的檢測脈沖對振動進行檢測時，第k個回波可表示為

其中，β =2Dω0cos θ/c，D為振動幅度;ω0為檢測探頭中心頻率;θ為檢測探頭和激勵探頭之間的夾角;c為超聲聲速;φ0是相位常數;g(t，k)是 r(t，k)的復包絡;ωs為剪切波振動頻率;φs為振動相位.由式(3)可見，組織振動信息 βsin［ωs(t+kT)+ φs］被包含在了超聲回波中.利用相鄰回波之間的相位差別可提取振動，而此相位差別可通過分析復速度量得到，復速度量可定義為

其中，X為復速度量的實部;Y為復速度量的虛部;g(t，k)和g*(t，k+1)為相鄰的第k個和k+1的回波的復包絡;*表示共軛運算.因此，振動速度為

這里，s(t，k)表征的是組織在某一位置處的振動，其幅度和相位隨距離振動點位置的改變而改變.通過比較 s(t，k)在不同位置z和z+Δz的相位φs，可得到相應的相位差

由于激勵組織產生的振動較微弱，所以易受噪聲干擾.若使用正交解調或者中心頻率為振動頻率的帶通濾波器提取相位則很容易使估計產生偏差.本研究采用卡爾曼濾波技術對振動相位進行估計，這是因為卡爾曼濾波是以最小均方誤差為準則的遞推最優(yōu)估計理論，適用于對頻率已知、幅度和相位隨機的信號估計［15］.

2 仿體黏彈性系數測量實驗

為驗證基于超聲輻射力彈性成像系統(tǒng)的有效性，本研究采用完成瓊脂仿體和離體大鼠肝臟仿體黏彈性系數測量實驗.

2.1 瓊脂仿體黏彈性系數測量實驗

瓊脂仿體使用HKM公司的050010瓊脂粉制作，瓊脂粉與水的質量比為1∶60，尺寸為10 cm×10 cm×10 cm，圖4為瓊脂仿體的實物圖.為增大仿體受超聲激勵后振動的幅度，在制作仿體時，仿體上表面以下3 mm處嵌入一個直徑為1 mm的焊錫珠，實驗時使激勵探頭聚焦于焊錫珠進行激勵.

圖4 瓊脂仿體Fig.4 Agar phantom

激勵探頭的中心頻率為1.04 MHz，焦距為9 cm;檢測探頭的中心頻率為5 MHz，焦距為4 cm.激勵脈沖與檢測脈沖的時序如圖2.激勵波形為100 Hz幅度調制波形，每個激勵周期內含1.04 MHz的正弦波200 μs，激勵10個周期，檢測脈沖的脈沖重復頻率為2 kHz.檢測回波的采樣頻率為100 MHz.如圖3(b)，瓊脂仿體固定于支架內，并與支架一起浸入底部黏附有吸聲材料的水缸.

實驗時，首先將激勵探頭和檢測探頭共聚焦于瓊脂仿體內部的焊錫珠上，然后檢測探頭向外移動1 mm，從距離振動源點1 mm處開始檢測并估計相位差.圖5為檢測探頭接收到的回波波形.

圖5 檢測回波波形Fig.5 Waveform of the ultrasound echo

檢測剪切波傳播路徑上水平距離間隔為0.1 mm的3個點，并估計100～300 Hz的相位.由卡爾曼濾波估計這3個點的相位變化如圖6.圖6中的直線是對各頻率相位估計值的回歸分析，從中可計算各頻率剪切波的聲速.重復此實驗3次，根據式(1)擬合得到該瓊脂粉與水的質量比為1∶60的瓊脂仿體的彈性系數與黏性系數統(tǒng)計均值為 μ1=(1.96 ±0.06)kPa，μ2=(0.55 ±0.12)Pa·s.

圖6 卡爾曼濾波估計的3點相位變化Fig.6 Shear wave phase changes estimated by Kalman filter

Chen等［16］在類似材質和特性的瓊脂仿體上測得μ1=(2.22±0.08)kPa，μ2=(0.32±0.03)Pa·s，本研究的測量結果與這些結果相近.

為更直觀的進行比較和驗證，本研究用相同的瓊脂粉制作了另一塊瓊脂粉與水的質量比為1∶30的仿體，并采用相同參數和設置測定此仿體的黏彈性系數.

實驗時，從距離激勵點水平位置1 mm開始，檢測剪切波傳播路徑上水平距離間隔為0.5 mm的5個點，并估計它們在100～400 Hz的相位.由卡爾曼濾波估計得到這5個點的相位變化，如圖7.

圖7 卡爾曼濾波估計的5點相位變化Fig.7 Shear wave phase changes estimated by Kalman filter

實驗重復3次，擬合得到該1∶30瓊脂仿體彈性系數統(tǒng)計均值μ1=(3.43±0.18)kPa，黏性系數 μ2=(0.42 ±0.15)Pa·s.與質量比為 1∶60 的瓊脂仿體相比，質量比為1∶30的仿體的彈性系數增大，黏性系數減小，反映仿體制作時瓊脂粉與水比例的差別.對由不同比例瓊脂粉與水制成的仿體的測量結果顯示，本系統(tǒng)對介質彈性系數與黏性系數的定量測量有區(qū)分度.

2.2 離體大鼠肝臟黏彈性系數測量實驗

本研究還進行了離體的動物實驗，完成對離體大鼠肝臟的黏彈性系數測定.大鼠是腫瘤實驗研究中最常用的實驗動物，它易患肝纖維化、肝癌，可用藥物控制復制成各種腫瘤模型，且大鼠肝臟的內部相對較均勻，血管較小，在測量時易獲得良好的原始數據.

圖8 大鼠肝臟仿體Fig.8 Rat liver embedded in phantom

這批大鼠由廣州動物實驗中心提供，本研究對其進行生理解剖取出肝臟并制成仿體，為防止肝臟組織特性發(fā)生改變，仿體制作完的當天即進行實驗.如圖8，肝臟埋于凝膠仿體內.凝膠仿體使用SIGMA公司的G2500豬皮凝膠粉制作而成，這種凝膠粉制成的仿體與生物組織的性質比較接近，凝膠以質量分數為13%配制，仿體尺寸為10 cm×10 cm×5 cm.大鼠肝臟位于仿體的上半部分，厚約7 mm，肝臟上表面與凝膠仿體上表面持平.

實驗參數設置與瓊脂仿體實驗相同.首先將激勵探頭和檢測探頭共同聚焦于大鼠肝臟下表面的同一位置，然后將檢測探頭水平外移1 mm，從距離振動源1 mm處每間隔0.5 mm依次測量5個點，并估計這5個點在100～400 Hz頻率的相位.圖9為由卡爾曼濾波估計這5個點的相位變化.

圖9 卡爾曼濾波估計的5點相位變化Fig.9 Shear wave phase changes estimated by Kalman filter

實驗重復3次，擬合得到該大鼠肝臟的彈性系數 μ1=(2.18±0.17)kPa，黏性系數 μ2=(0.61±0.07)Pa·s.

目前黏彈性系數測量的離體動物實驗主要集中在對豬肝臟和大鼠肝臟黏彈性的測量.Salameh等［17］利用磁共振彈性成像的方法，測得大鼠肝臟的彈性系數μ1=(1.76±0.37)kPa，黏性系數μ2=(0.51 ±0.04)Pa·s.Nightingale 等［18］利用聲輻射力脈沖成像的方法測量了大鼠肝臟，ARFI方法測得彈性系數μ1=(1.5±0.1)kPa.本研究的黏彈性測量結果與這些結果相近.

結 語

本研究設計并實現了超聲輻射力彈性成像研究系統(tǒng).基于該系統(tǒng)進行了初步的仿體實驗:不同水含量的瓊脂仿體的黏彈性系數測量結果具有合理差別，說明系統(tǒng)對不同介質黏彈性系數具有區(qū)分度，驗證了剪切波頻散超聲振動成像的原理和方法;大鼠肝臟的黏彈性系數測量結果與其他結果相近，證明采用該系統(tǒng)進行離體動物實驗可行.后續(xù)研究可對肝纖維化不同分期的大鼠肝臟進行黏彈性系數測量.若能實現對肝纖維化不同分期的定標，則對臨床肝纖維化的早期發(fā)現及不同分期的定性具有重要參考價值.由于組織振動產生的剪切波信號很弱，且衰減快，如何準確檢測組織的振動就很關鍵.下一步，本課題組將考慮使用Sonix-RP(Ultrasonix公司生產的開放式超聲系統(tǒng)平臺)進行剪切波檢測，增強檢測靈敏度和回波質量;同時考慮在檢測中引入編碼的方法，增強獲取振動信號的信噪比［19-20］.

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