人體組織電特性磁共振斷層成像(MR EPT)技術(shù)進(jìn)展

辛學(xué)剛

1(南方醫(yī)科大學(xué)生物醫(yī)學(xué)工程學(xué)院，廣州 510515)

2(紐約大學(xué)醫(yī)學(xué)院Bernard and Irene Schwartz生物醫(yī)學(xué)成像中心，紐約 10016，美國(guó))

引言

人體組織電特性磁共振斷層成像(magnetic resonance electrical properties，MR EPT)技術(shù)是在傳統(tǒng)質(zhì)子磁共振成像(magnetic resonance imaging，MRI)技術(shù)的基礎(chǔ)上，通過(guò)檢測(cè)能夠反映人體組織非均勻電特性(electrical properties，EPs)分布的磁共振射頻場(chǎng)(radiofrequency field，RF field)，來(lái)計(jì)算得到人體組織各處的EPs分布的新興的MR成像是近年來(lái)MR領(lǐng)域備受矚目的研究熱點(diǎn)之一。

物質(zhì)的電磁特性可以看作是物質(zhì)的固有屬性，人體組織也不例外。人體組織在電磁場(chǎng)作用下，會(huì)表現(xiàn)出一定的電特性和磁特性。電特性(EPs)有時(shí)也稱為介電特性，主要是指組織的電導(dǎo)率σ和電容率ε。其中，電導(dǎo)率可用電阻抗特性來(lái)反映(兩者呈倒數(shù)關(guān)系)，電容率有時(shí)被稱作介電常數(shù)。磁特性是指組織的磁導(dǎo)率μ。一般而言，人體組織是非磁性物質(zhì)，其磁導(dǎo)率接近真空中的磁導(dǎo)率，可被看作是常數(shù)。人體組織各處的EPs與組織內(nèi)非均勻分布的絕緣的細(xì)胞膜和導(dǎo)電的電解液等有關(guān)，因此組織各處的EPs分布呈現(xiàn)不均勻性，并具有頻率依賴性。

對(duì)射頻或微波范圍內(nèi)人體組織EPs的研究超過(guò)了100多年［1］。Gabriel等系統(tǒng)地總結(jié)并研究了健康組織的EPs的頻率譜，并且已經(jīng)建成健康人體組織EPs數(shù)據(jù)庫(kù)，向全世界公開，成為生物醫(yī)學(xué)工程領(lǐng)域內(nèi)里程碑式的成果［1－3］。當(dāng)人體組織的基本構(gòu)造單位細(xì)胞的生理或病理狀態(tài)發(fā)生改變時(shí)，組織的EPs也將發(fā)生改變［4－9］。早有實(shí)驗(yàn)證實(shí)，正常組織和腫瘤組織的EPs往往差異較大，有的差異甚至達(dá)到了10倍［6］。如果能夠?qū)闹绷鞯秸缀掌?MHz)范圍內(nèi)的活體組織的EPs進(jìn)行成像，則這些EPs圖像將反映組織、器官的生理和病理狀態(tài)，可能為診斷提供有價(jià)值的信息，特別是可能用于癌癥的早期診斷，甚至可能用于追蹤監(jiān)測(cè)正常組織演化成癌癥組織的整個(gè)變化過(guò)程，對(duì)癌癥的研究可能具有開創(chuàng)性的價(jià)值。為此，人體活體組織的EPs成像，具有非常誘人的巨大的臨床應(yīng)用前景。

然而到目前為止，只有通過(guò)離體組織測(cè)量或者有創(chuàng)在體組織測(cè)量才能得到較為準(zhǔn)確的組織EPs值，比如開端同軸探頭方法等［10－11］，至今還沒有完善的人體活體組織無(wú)創(chuàng)的EPs成像方法。鑒于人體活體組織無(wú)創(chuàng)的EPs成像的巨大潛在臨床價(jià)值，所以幾十年來(lái)對(duì)人體活體組織無(wú)創(chuàng)的EPs成像方法的研究一直方興未艾。其中，電阻抗斷層成像(EIT)技術(shù)是人體活體組織EPs成像的重要技術(shù)之一［12－13］，國(guó)內(nèi)董秀珍教授等課題組在此方面做了大量卓有成效的研究工作［14］。后來(lái)，在EIT技術(shù)基礎(chǔ)上又有學(xué)者提出磁引導(dǎo)斷層(MIT)技術(shù)［15］。EIT和MIT都能低造價(jià)地提供動(dòng)態(tài)EPs信息，然而由于這些技術(shù)均基于人體體表信息測(cè)量，并依賴于求解病態(tài)逆問題等數(shù)學(xué)方法來(lái)重建人體內(nèi)部組織EPs空間分布信息，分辨率低，準(zhǔn)確性較差，離臨床可接受的測(cè)量精度尚有不小差距。繼EIT技術(shù)之后，又出現(xiàn)了MREIT技術(shù)［16］。MREIT技術(shù)基于MR電流密度成像(MRCDI)［17］，通過(guò)向人體內(nèi)注入電流，產(chǎn)生MR圖像的相位變化，進(jìn)而得到組織電阻抗分布。MREIT技術(shù)的優(yōu)點(diǎn)是不需要求解病態(tài)逆問題，并且能提供高分辨率的活體組織電導(dǎo)率成像;其缺點(diǎn)是需要向人體內(nèi)注入電流，限制了其臨床應(yīng)用的進(jìn)一步發(fā)展。除以上技術(shù)手段外，近期也有學(xué)者提出磁感應(yīng)的磁聲成像(MAT-MI)［18］。MAT-MI技術(shù)是將被測(cè)物體置于靜磁場(chǎng)下，發(fā)射脈沖磁場(chǎng)來(lái)激發(fā)組織機(jī)械形變，產(chǎn)生聲頻范圍內(nèi)的振動(dòng)信號(hào)，然后通過(guò)檢測(cè)聲頻信號(hào)來(lái)計(jì)算得到電導(dǎo)率分布。雖然MATMI技術(shù)有希望提供高分辨率的電導(dǎo)率成像，但是目前還處于初期基礎(chǔ)研究階段，離實(shí)際應(yīng)用還相去甚遠(yuǎn)。

從根本上講，MRI系統(tǒng)是人體組織與特定電磁場(chǎng)(即強(qiáng)靜磁場(chǎng)、梯度磁場(chǎng)以及射頻電磁場(chǎng))相互作用的系統(tǒng)，因此它檢測(cè)到的人體信號(hào)必然反映了人體組織的電磁特性分布信息。Haacke等最早提出了從MRI圖中得到人體組織 EPs分布的方法［19］。他們發(fā)現(xiàn)，在1.5 T或者以上的MRI系統(tǒng)中，RF波長(zhǎng)與人體幾何尺寸接近，導(dǎo)致人體內(nèi)RF場(chǎng)扭曲，基于此，提出可以用反映RF場(chǎng)變化特性的MRI圖像來(lái)得到 EPs分布信息。Wen等后來(lái)發(fā)現(xiàn)了高場(chǎng)MRI下RF場(chǎng)的擾動(dòng)跟人體組織電導(dǎo)率σ和介電常數(shù)ε之間的直接聯(lián)系，提出了一種以修改了的赫姆霍茲方程(Helmholtz equation)為基礎(chǔ)的算法，并成功地在1.5和4 T的體模實(shí)驗(yàn)中完成了EPs的測(cè)量［20］。2009年，Katscher等以電磁場(chǎng)的基本物理定律之一安培定律為基礎(chǔ)，提出了新的EPs算法，成功實(shí)現(xiàn)了3T磁共振下人體頭部組織的活體EPs成像，并開始將這種技術(shù)命名為MR EPT［21］。

高場(chǎng)MRI信號(hào)的不均勻性可能源自多個(gè)因素，包括MRI系統(tǒng)硬件的不完善、磁場(chǎng)與人體相互作用等。雖然影響MRI信號(hào)不均勻性的因素很多，但是在這些因素中，電磁場(chǎng)與人體組織的相互作用是起絕對(duì)主導(dǎo)作用的因素。有研究表明，在1.5T磁共振鳥籠線圈中加入人體負(fù)載后，RF場(chǎng)的均勻性變化達(dá)到20%，而空載情況下RF場(chǎng)的均勻性變化僅為1%［22］。系列實(shí)驗(yàn)和仿真研究證明，線圈橫向截面的RF場(chǎng)分布強(qiáng)烈依賴于生物組織的EPs分布。RF場(chǎng)映像(B1Mapping)技術(shù)可以用來(lái)測(cè)量旋轉(zhuǎn)RF場(chǎng)分量(即RF線圈的發(fā)射和接收?qǐng)?，MR EPT技術(shù)正是在此基礎(chǔ)之上實(shí)現(xiàn)活體組織EPs成像。與其他非侵入性的EPs成像技術(shù)不同，MR EPT技術(shù)不需要額外的測(cè)量電極，也不需要向人體注入能量(電流)，只需要使用標(biāo)準(zhǔn)MRI系統(tǒng)和配套R(shí)F線圈即可，EPs成像質(zhì)量由MRI圖像質(zhì)量、B1Mapping技術(shù)和MR EPT重建算法共同決定。自2009年以來(lái)，MR EPT技術(shù)成為MR領(lǐng)域最熱點(diǎn)的研究?jī)?nèi)容之一，眾多學(xué)者在此研究領(lǐng)域做出了可圈可點(diǎn)的貢獻(xiàn)［21，23－31］。

1 MR EPT技術(shù)的基本原理

下面從麥克斯韋電磁場(chǎng)基本方程組出發(fā)，分別推導(dǎo)給出MRI成像模式下組織EPs與RF磁場(chǎng)關(guān)系的積分和微分表達(dá)形式。

MR中的射頻電磁場(chǎng)是共振頻率下的時(shí)諧電磁場(chǎng)［32－33］，由此根據(jù)時(shí)諧電磁場(chǎng)的麥克斯韋方程組中法拉第定律的積分形式，可得到

式中，ω對(duì)應(yīng)著MR系統(tǒng)的拉莫頻率，μ是磁導(dǎo)率，H(r)是r處的時(shí)諧磁場(chǎng)，E(r)是r處的時(shí)諧電場(chǎng)，da是線元dl圍成的積分面積為A的面元，l是圍繞積分區(qū)域的曲線。

同時(shí)，根據(jù)時(shí)諧電磁場(chǎng)的麥克斯韋方程組中的安培環(huán)路定律的微分形式，有

式中，κ(r)=ε(r)－iσ(r)/ω，里面同時(shí)包含了電導(dǎo)率σ(r)和電容率ε(r)的信息，在此被稱作復(fù)EPs，并將κ(r)視為各向同性。

在局部積分區(qū)域A內(nèi)，假設(shè)E的變化可忽略，將式(2)圍繞l做線積分后，除以式(1)，得到

式(3)是組織EPs的磁場(chǎng)積分求解形式，由此可見，只要知道 MRI中的 H(r)，就可以得到復(fù)EPs;對(duì)復(fù)EPs進(jìn)行實(shí)部和虛部分離，就能分別得到組織的電導(dǎo)率和電容率。在MRI技術(shù)中，可以通過(guò)適當(dāng)?shù)腞F場(chǎng)映像技術(shù)，得到磁通密度復(fù)矢量B(r)的分布，進(jìn)而容易得到 H(r)的分布(μH(r)=B(r))。

接下來(lái)推導(dǎo)并給出組織電特性的兩組RF磁場(chǎng)微分求解表達(dá)式?；钧溈怂鬼f方程組的磁場(chǎng)旋度微分形式為

對(duì)式(4)的兩邊進(jìn)行▽×運(yùn)算，并考慮電磁場(chǎng)輔助方程J(r)=6(r)E(r)，得到

依據(jù)矢量運(yùn)算恒等式▽×▽×B=▽(▽·B)－▽2B，以及▽×(aB)=(▽a)×B+a▽×B(這里a是標(biāo)量函數(shù)，B是矢量函數(shù))，并依據(jù)基本麥克斯韋方程組的電場(chǎng)旋度微分形式▽×E(r)=－ ?B(r)/?t和磁場(chǎng)高斯定理▽·B=0，假設(shè) σ(r)和ε(r)變化緩慢(請(qǐng)注意，這里σ(r)和ε(r)都是空間位置的函數(shù)，并注意到時(shí)諧指數(shù)是iω)，可得

如果對(duì)式(6)兩邊的實(shí)部和虛部分別進(jìn)行分離，則可以得到σ(r)和ε(r)的一種RF磁場(chǎng)微分表達(dá)形式［34］

另外，如果直接對(duì)磁通密度復(fù)矢量B(r)進(jìn)行拉普拉斯運(yùn)算，可以得到

將▽B(r)=B(r)▽lnB(r)代入式(9)的右端，得到

其中

將式(6)和式(11)代入式(10)中，并在此式的左右兩側(cè)分離實(shí)部和虛部，可以分別得到σ(r)和ε(r)的另外一種差分表達(dá)式，有

同樣，通過(guò)適當(dāng)?shù)腞F場(chǎng)映像(B1Mapping)技術(shù)，在得到磁通密度復(fù)矢量B(r)后，即可依照式(7)和式(8)或者式(12)和式(13)，求解組織電特性 σ(r)和 ε(r)。

2 MR EPT技術(shù)研究進(jìn)展

從MR EPT技術(shù)的物理原理中不難看出，EPs的算法以及RF場(chǎng)分布的測(cè)量是MR EPT技術(shù)的關(guān)鍵。

現(xiàn)有的EPs算法都基于一定的假設(shè)，比如假設(shè)σ(r)和ε(r)在局部區(qū)域內(nèi)變化緩慢，E在局部區(qū)域內(nèi)變化忽略不計(jì)等。這些假設(shè)，本身會(huì)帶來(lái)一定的誤差，關(guān)于EPs算法的相關(guān)研究還需要繼續(xù)完善。

目前，關(guān)于如何準(zhǔn)確獲取MRI成像中不同人體組織斷層層面上的磁場(chǎng)強(qiáng)度分布H(r)或磁通密度復(fù)矢量B(r)分布的研究比較活躍。在測(cè)量H(r)或B(r)過(guò)程中，用到了B1Mapping技術(shù)和比較復(fù)雜的MRI射頻信號(hào)處理技術(shù)?，F(xiàn)階段，在MRI成像過(guò)程中，復(fù)矢量H(r)或B(r)是不能夠直接測(cè)量得到的。比如對(duì)于常見的質(zhì)子(1H)MRI而言，能夠直接測(cè)量得到的自由衰減射頻信號(hào)是承載于區(qū)域組織質(zhì)子密度上的與正、負(fù)旋轉(zhuǎn)圓極化RF磁場(chǎng)矢量有關(guān)的復(fù)合信號(hào)［35］，具體可以表示為

式中，S(r)為矢徑r處測(cè)量得到的MRI信號(hào);V1和V2是由MRI系統(tǒng)決定的常數(shù)，可以通過(guò)一定的方法測(cè)量得到;M0(r)是反映質(zhì)子密度分布信息的磁化矢量，直接反映在 MRI信號(hào)的強(qiáng)度中;H－(r)和H+(r)分別為負(fù)旋轉(zhuǎn)圓極化和正旋轉(zhuǎn)圓極化復(fù)RF磁場(chǎng)矢量，φ+(r)是復(fù)矢量H+(r)的相位;α是偏轉(zhuǎn)角。

H－(r)和 H+(r)可以通過(guò)互易原理求解［35］，具體為

式中，Hx(r)和Hy(r)分別為MRI系統(tǒng)RF發(fā)射線圈作用下人體組織內(nèi)部各處磁場(chǎng)強(qiáng)度的x和y軸分量。

為了能夠獲得盡量準(zhǔn)確的H(r)或B(r)，部分學(xué)者分別結(jié)合3 T和7 T MRI系統(tǒng)射頻發(fā)射和接收?qǐng)龅母髯圆煌奶攸c(diǎn)，有針對(duì)性地開展了大量的研究工作，取得了可喜的階段研究成果。下面分別對(duì)3 T和7 T MRI下MR EPT技術(shù)的最新研究進(jìn)展予以綜述和分析。

2.1 MR EPT技術(shù)在3T磁共振下的研究進(jìn)展

在3T磁共振下，臨床中最常見的發(fā)射線圈為鳥籠線圈，接收線圈的種類比較多，可以采用鳥籠線圈，也可以采用其他各種不同的表面線圈、陣列線圈等。通過(guò)B1Mapping技術(shù)，可以比較容易地得到式(14)中磁場(chǎng)強(qiáng)度H+(r)的模，即|H+(r)|，但其相位的獲取比較困難，無(wú)法直接測(cè)量得到。在工程實(shí)踐中，實(shí)測(cè)得到式(14)中的S(r)，其相位為發(fā)射場(chǎng)H+(r)和接收?qǐng)鯤－(r)相位的疊加，現(xiàn)有技術(shù)無(wú)法將它們直接分離。通過(guò)大量實(shí)驗(yàn)觀察，Wen等提出，在使用標(biāo)準(zhǔn)的鳥籠線圈作為發(fā)射和接收線圈時(shí)，由于鳥籠線圈的正交性，從RF發(fā)射轉(zhuǎn)換到RF接收時(shí)，線圈的極化剛好相反［20］。這種反轉(zhuǎn)的極化現(xiàn)象使得φ－(r)跟φ+(r)非常接近，因此φ+(r)在這種情況下被認(rèn)為能夠滿足φ+(r)，即φ+(r)≈0.5φS(r)(r)，這就是著名的“發(fā)射接收相位假設(shè)”。該假設(shè)使利用式(7)和式(8)求解σ(r)和ε(r)成為可能，Wen等依此計(jì)算出體模和活體組織內(nèi)σ(r)和ε(r)的分布，但是測(cè)量誤差仍然比較大。2009年，Katscher在 Wen的工作基礎(chǔ)上，以式(3)為基礎(chǔ)，系統(tǒng)地研究了3 T下的MR EPT技術(shù)［21］。在式(3)的求解過(guò)程中，需要用到磁場(chǎng)強(qiáng)度矢量H(r)的3個(gè)分量，其中2個(gè)分量Hx(r)和Hy(r)可以由互易原理推算得到，但是分量Hz(r)無(wú)法直接測(cè)量得到。由于在正交鳥籠線圈模式下Hz(r)相對(duì)于其他2個(gè)分量Hx(r)和Hy(r)來(lái)講比較小，Katscher等忽略了Hz(r)，在鳥籠線圈中實(shí)現(xiàn)了σ(r)和ε(r)的測(cè)量，但是仍無(wú)法解決不同組織交界處存在的振蕩誤差等問題，測(cè)量誤差仍比較大［21］。2011年，Voit等在此基礎(chǔ)上，提出了改進(jìn)的計(jì)算方法［25］。Voit等假設(shè)|▽2φ+(r)|＞ ＞2|▽ln|H+(r)|·▽?duì)?(r)，給出基于相位的電導(dǎo)率求解方法;假設(shè)，給出基于磁場(chǎng)幅度的電容率求解方法基于以上兩種假設(shè)方法，在1.5 T和3 T的磁共振測(cè)試實(shí)驗(yàn)中，與采用之前方法得到的結(jié)果之間的誤差在10%以內(nèi)(并不意味著與真實(shí)值之間的誤差也在10%以內(nèi))，但是計(jì)算方法簡(jiǎn)化了很多，而且又將MR EPT技術(shù)方法向臨床實(shí)際應(yīng)用推進(jìn)了一步。此外，還有學(xué)者將3 T下的MR EPT技術(shù)應(yīng)用于高場(chǎng)MRI局部Local SAR的計(jì)算中，以提高高場(chǎng)MRI的射頻安全監(jiān)測(cè)水平［36］。但是到目前為止，在3 T下的MR EPT計(jì)算方法中，都依據(jù)所使用的MRI系統(tǒng)的RF場(chǎng)的特點(diǎn)做了多種假設(shè)，再加上測(cè)量過(guò)程中信噪比的限制等客觀因素，σ(r)和ε(r)在3 T下的測(cè)量雖然有了長(zhǎng)足進(jìn)步，但是如何提高測(cè)量準(zhǔn)確度以滿足臨床實(shí)際需要，依然是目前亟待解決的核心問題。

2.2 MR EPT技術(shù)在7T磁共振下的研究進(jìn)展

由于MRI信號(hào)強(qiáng)度與主磁場(chǎng)強(qiáng)度的平方成正比，因此不難理解為什么科學(xué)家們對(duì)7 T下的MRI寄予厚望。7 T下MRI各種相關(guān)技術(shù)的研究一直是熱點(diǎn)，7 T下MR EPT技術(shù)的研究也不例外，現(xiàn)已有不少前瞻性的研究工作［23，29－31］。目前，7 T 下 MR EPT的研究重點(diǎn)是如何利用超高場(chǎng)多通道RF線圈可以多通道并行獨(dú)立發(fā)射和多通道獨(dú)立接收的特點(diǎn)，采集多通道數(shù)據(jù)，利用一定的算法分別估算出RF磁場(chǎng)幅度和相位，盡量提高M(jìn)R EPT測(cè)量的準(zhǔn)確度。

式中，上橫線表示沿縱軸反轉(zhuǎn)。

然后，再分別計(jì)算出各個(gè)通道的接收?qǐng)觯?/p>

另外，有學(xué)者提出利用局部麥克斯韋斷層成像(local maxwell tomography)方法來(lái)求解絕對(duì)相位［28］。該方法直接對(duì)式(6)展開，將(r)=和(r)=|Dproton分別代入式(6)的兩邊，分離實(shí)部和虛部，令方程兩邊的實(shí)部和虛部各自對(duì)應(yīng)相等，針對(duì)每一個(gè)發(fā)射和接收通道之間的組合，都可以得到2個(gè)不同的方程。在這些方程中，|(r|exp(iφΣk))和|Dproton(r)|exp(iθΣj)是可測(cè)量得到的量，φk、θj、|Dproton|、σ(r)、ε(r)等是未知量。嚴(yán)格講，有5組以上發(fā)射和接收線圈的測(cè)量數(shù)據(jù)，就可以對(duì)上述的未知量進(jìn)行求解。而一般超高場(chǎng)多通道射頻線圈的通道數(shù)可以達(dá)到16通道或者更多，盈余的測(cè)量數(shù)據(jù)可以用來(lái)對(duì)方程的求解結(jié)果進(jìn)行優(yōu)化。以16通道超高場(chǎng)MRI系統(tǒng)為例，一般首先只采用一個(gè)通道發(fā)射，分別用16個(gè)通道并行同時(shí)接收，獲取一系列16個(gè)小偏轉(zhuǎn)角的2D的GRE圖像，由此獲得不同通道之間的相對(duì)相位圖。接著采用actual flip angel技術(shù)［37］，所有的通道同時(shí)發(fā)射，獲取3D的激勵(lì)偏轉(zhuǎn)角圖，與之前獲得的小偏轉(zhuǎn)角的GRE圖融合到一起(就是混合B1Mapping方法)，按照文獻(xiàn)［38］中的方法，計(jì)算每個(gè)發(fā)射通道的發(fā)射場(chǎng)幅度(|(r)|)。然后，所有的通道同時(shí)發(fā)射，采用大的偏轉(zhuǎn)角(意味著高SNR)，長(zhǎng)的TR(使縱向磁化平衡)，短的TE，獲取2D GRE圖像，每一組接收到的圖像(共16組)都用激勵(lì)偏轉(zhuǎn)角的正弦進(jìn)行歸一化處理，產(chǎn)生16個(gè)通道的、基于質(zhì)子密度的接收?qǐng)龇葓D|Dproton|［39］。上述的測(cè)量結(jié)果都將直接應(yīng)用于7 T MR EPT的求解計(jì)算中。

目前，7 T下的MR EPT技術(shù)都還需要利用人體組織的解剖學(xué)特點(diǎn)做一定的假設(shè)(如假設(shè)人體腦部組織左右對(duì)稱)，并且針對(duì)組織EPs的變化特點(diǎn)做一定的假設(shè)(如假設(shè)復(fù)EPs的梯度為零)，故在最終測(cè)量結(jié)果上還是普遍存在偏差較大的問題［26］，7 T MR EPT技術(shù)還處于初始基礎(chǔ)研究階段，離臨床實(shí)際需求的測(cè)量準(zhǔn)確度還有較大差距。

3 MR EPT技術(shù)臨床應(yīng)用研究

在MR EPT基本測(cè)量技術(shù)快速發(fā)展的同時(shí)，已有部分學(xué)者開展了MR EPT技術(shù)的活體器官組織的EPs測(cè)量應(yīng)用研究，目前已經(jīng)初步開展了包括腦、乳腺、肝臟、盆腔等部位正常組織和腫瘤組織的活體EPs測(cè)量。

2011年，Voigt等開展了6例健康男性志愿者活體腦部組織電導(dǎo)率成像方法的初步研究，成功實(shí)現(xiàn)了志愿者腦部組織的電導(dǎo)率成像［25］。Lier等觀測(cè)了7 T磁共振下2例病人腦腫瘤的電導(dǎo)率成像，發(fā)現(xiàn)了病變組織電導(dǎo)率的變化［40］。

2012年，Katscher等開展了1例女性部分乳腺腫瘤組織的電導(dǎo)率活體測(cè)量［41］。由于乳腺組織主要包含腺體和脂肪，致使組織內(nèi)電導(dǎo)率的分布高度不連續(xù)，為此現(xiàn)有的MR EPT測(cè)量方法需要結(jié)合高水準(zhǔn)的組織分割技術(shù)，以解決現(xiàn)有測(cè)量技術(shù)在電導(dǎo)率分布邊界誤差較大的問題。Bulumulla開展了乳腺組織(實(shí)驗(yàn)例數(shù)不詳)的電容率測(cè)量［42］;Voigt等開展了3 T磁共振6例豬心臟缺血模型情況下的心肌組織電導(dǎo)率活體測(cè)量，發(fā)現(xiàn)局部缺血的動(dòng)脈組織的電導(dǎo)率減?。?3］;Lier開展了1例7 T下65歲女患者失血性休克腦部組織電導(dǎo)率成像的研究，發(fā)現(xiàn)局部梗死部位組織的電導(dǎo)率發(fā)生了變化［44］;Stehning等開展了人體活體組織肝臟電特性斷層成像測(cè)量，在10例健康志愿者屏氣的情況下，利用快速序列，實(shí)現(xiàn)了臨床上1.5 T磁共振下的基于相位的電導(dǎo)率成像［45］;Balidemaj等利用相應(yīng)的體模，模擬開展了人體盆腔組織電特性成像的可行性研究，初步驗(yàn)證了基于發(fā)射接收相位的組織電導(dǎo)率成像基本能實(shí)現(xiàn)3 T磁共振下盆腔內(nèi)局部腫瘤組織的成像［46］。

2013年，Balidemaj等開展了3 T磁共振下1例女性盆腔腫瘤組織的電導(dǎo)率測(cè)量，雖然僅在腫瘤組織部位完成了活體電導(dǎo)率成像，但也初步展示了MR EPT技術(shù)在盆腔部位的應(yīng)用前景［47］;Shin等提出了結(jié)合線圈來(lái)減小射頻接收?qǐng)隹臻g變化，以改進(jìn)基于相位的組織電導(dǎo)率測(cè)量，并用此方法初步驗(yàn)證了1例女性患者乳腺腫瘤組織的電導(dǎo)率測(cè)量［48］;也有學(xué)者將MR EPT技術(shù)應(yīng)用于動(dòng)物腦組織損傷的研究上，Tong等研究了10例健康犬腦損傷情況下電導(dǎo)率的變化，為人體組織的應(yīng)用研究提供一定的參考［49］;Kim等提出了3 T磁共振下改進(jìn)帶寬偽跡的快速高信噪比的序列，并應(yīng)用于1例健康志愿者活體肝臟的電導(dǎo)率成像，有望降低高場(chǎng)下腹部器官電導(dǎo)率成像的誤差［50］。

可見，MR EPT技術(shù)已經(jīng)成功地活體測(cè)量部分人體部位正常組織和腫瘤組織的電特性。隨著技術(shù)本身的不斷成熟，不難預(yù)見，相關(guān)的臨床應(yīng)用研究將會(huì)越來(lái)越多。

4 結(jié)論

MR EPT可以看作是繼T1、T2、質(zhì)子密度等MR成像機(jī)制之后又一新的成像機(jī)制，就像20世紀(jì)80年代MRI技術(shù)發(fā)展之初那樣，人們雖然知道MRI能測(cè)量得到不同組織的不同T1、T2值，但是對(duì)該值的臨床應(yīng)用價(jià)值還存在疑慮，人們對(duì)EPs成像的臨床價(jià)值的挖掘也同樣需要一個(gè)過(guò)程［51］。MR EPT技術(shù)現(xiàn)已能夠?qū)崿F(xiàn)人體活體組織的EPs斷層成像，隨著分辨率的逐步提高，該技術(shù)有望為癌癥的早期診斷提供有價(jià)值的參考信息，還有望用來(lái)對(duì)健康組織向腫瘤組織的轉(zhuǎn)化過(guò)程進(jìn)行跟蹤監(jiān)測(cè)，它具有巨大的醫(yī)學(xué)基礎(chǔ)科學(xué)研究?jī)r(jià)值和臨床應(yīng)用潛力。

MR EPT技術(shù)包含了高場(chǎng)和超高場(chǎng)MR并行發(fā)射RF技術(shù)、B1Mapping技術(shù)、RF線圈多通道數(shù)據(jù)處理技術(shù)以及EPs算法等多個(gè)方面，是當(dāng)前高場(chǎng)和超高場(chǎng)MR最新技術(shù)的結(jié)晶。從技術(shù)層面上看，MR EPT技術(shù)包括B1場(chǎng)信息獲取和EPs斷層重建兩大部分。雖然目前MR EPT技術(shù)仍存在測(cè)量結(jié)果誤差較大等問題，特別是現(xiàn)有的EPs測(cè)量算法本身在處理人體內(nèi)部不同組織界面之間的復(fù)雜電磁邊界問題上存在缺陷，還不能直接應(yīng)用于臨床，但是隨著高場(chǎng)和超高場(chǎng)MR各種新RF技術(shù)的快速發(fā)展，MR系統(tǒng)在實(shí)現(xiàn)快速掃描的同時(shí)，能夠提供多達(dá)32通道甚至更多通道的RF數(shù)據(jù)。這些數(shù)據(jù)都可以看作是反映同一人體組織的EPs分布的不同方程，通過(guò)對(duì)這些方程進(jìn)行優(yōu)化求解，有望不斷改進(jìn)MR EPT技術(shù)，提高EPs成像精度。此前，由于人體各部位癌癥組織EPs的測(cè)量具有標(biāo)本難獲取等諸多困難，雖然部分癌癥組織的EPs離體或有創(chuàng)測(cè)量結(jié)果也曾有文獻(xiàn)報(bào)道，但是迄今為止，國(guó)際上還沒有系統(tǒng)、公開的全身癌癥組織EPs數(shù)據(jù)庫(kù)可供參考。如果MR EPT技術(shù)能夠達(dá)到滿意的測(cè)量精度，將直接有助于建立活體癌癥組織EPs數(shù)據(jù)庫(kù)，此項(xiàng)工作也具有重要價(jià)值。

［1］Gabriel C，Gabriel S，Corthout E.The dielectric properties of biological tissues:I.Literature survey ［J］.Phys Med Biol，1996，41(11):2231－2249.

［2］Gabriel S，Lau RW，Gabriel C.The dielectric properties of biological tissues:II.Measurements in the frequency range 10 Hz to 20 GHz［J］.Phys Med Biol，1996，41(11):2251 －2269.

［3］Gabriel S，Lau RW，Gabriel C.The dielectric properties of biological tissues:III.Parametric models for the dielectric spectrum of tissues［J］.Phys Med Biol，1996，41(11):2271－2293.

［4］Joines WT，Zhang Yang，Li Chenxing，et al.The measured electrical properties of normal and malignant human tissues from 50 to 900 MHz［J］.Med Phys，1994，21(4):547 －550.

［5］Lu Yongjun， LiBaomin， Xu Jianping， etal. Dielectric properties of human glioma and surrounding tissue［J］.Int J Hyperthermia，1992，8(6):755－760.

［6］Surowiec AJ，Stuchly SS，Barr JB，et al.Dielectric properties of breast carcinoma and the surrounding tissues［J］.IEEE Trans Biomed Eng，1988，35(4):257－263.

［7］Fear EC，Xu Li，Susan CH，et al.Confocal microwave imaging for breast cancer detection:localization of tumors in three dimensions［J］.IEEE Trans Biomed Eng，2002，49(8):812－822.

［8］Haemmerich D，Staelin ST，Tsai JZ，et al.In vivo electrical conductivity of hepatic tumours［J］.Physiol Meas，2003，24(2):251－260.

［9］Smallwood RH，Keshtkar A，Wilkinson BA，et al.Electrical impedance spectroscopy(EIS)in the urinary bladder:the effect of inflammation and edema on identification of malignancy［J］.IEEE Trans Med Imaging，2002，21(6):708－710.

［10］Stuchly MA，Stuchly SS.Coaxial line reflection methods for measuring dielectric properties of biological substances at radio and microwave frequencies-a review［J］.IEEE Transactions on Instrumentation and Measurement，1980，29(3):176 －183.

［11］Venkatesh M，Raghavan G.An overview of dielectric properties measuring techniques［J］.Canadian Biosystems Engineering，2005，47(7):15－30.

［12］Henderson RP，Webster JG.An impedance camera for spatially specific measurements of the thorax［J］.IEEE Transactions on Biomedical Engineering，1978，25(3):250－254.

［13］Barber DC，Brown BH.Applied Potential Tomography［J］.Journal of physics E Scientific instruments，1984，17(9):723－733.

［14］董秀珍.生物電阻抗成像研究的現(xiàn)狀與挑戰(zhàn)［J］.中國(guó)生物醫(yī)學(xué)工程學(xué)報(bào)，2008，27(5):641－649.

［15］Liston AD，Bayford RH，Tidswell AT，et al.A multi-shell algorithm to reconstruct EIT images of brain function ［J］.Physiol Meas，2002，23(1):105 －119.

［16］Woo EJ，Lee SY，Mun CW.Impedance tomography using internal current density distribution measured by nuclear magnetic resonance［C］//Bookstein FL，Duncan JS，Lange N，Wilson DC，eds.Mathematical Methods in Medical Imaging III.San Diego，CA:SPIE，1994:377－385.

［17］Joy ML，Scott GC，Henkelman RM.In vivi detection of applied electric currents by magnetic resonance imaging［J］.Magnetic Resonance Imaging，1989，7(1):89－94.

［18］Li Xu，He Bin.Multi-excitation magnetoacoustic tomography with magnetic induction for bioimpedance imaging［J］.IEEE Trans Med Imaging，2010，29(10):1759－1767.

［19］Haacke EM，Petropoulos LS，Nilges EW，et al.Extraction of conductivity and permittivity using magnetic resonance imaging［J］.Phys Med Biol，1991，36(6):723 －734.

［20］Wen Han.Noninvasive quantitative mapping of conductivity and dielectric distributions using RF wave propagation effects in highfield MRI［C］//Yaffe MJ，Antonuk LE，eds.Physics of Medical Imaging.San Diego，CA:SPIE，2003:471 －477.

［21］Katscher U，Voigt T，F(xiàn)indeklee C，et al.Determination of Electric Conductivity and Local SAR Via B1 Mapping［J］.Medical Imaging，IEEE Transactions on，2009，28(9):1365－1374.

［22］Sled JG，Pike GB.Standing-wave and RF penetration artifacts caused by elliptic geometry:an electrodynamic analysis of MRI［J］.IEEE Transactions on Medical Imaging，1998，17(4):653－662.

［23］Zhang Xiaotong， Zhu Shanan， HeBin. ImagingElectric Properties of Biological Tissues by RF Field Mapping in MRI［J］.IEEE Transactions on Medical Imaging，2010，29(2):474－481.

［24］Stehning C，Voigt TR，Katscher U.Real-time conductivity mapping using balanced SSFP and phase-based reconstruction［C］//Proceedingsofthe 19th AnnualMeeting ofthe International SocietyforMagneticResonancein Medicine.Montréal:ISMRM，2011:128.

［25］Voigt T，Katscher U，Doessel O.Quantitative conductivity and permittivity imaging of the human brain using electric properties tomography［J］.Magnetic Resonance in Medicine，2011，66(2):456－466.

［26］Seo JK，Kim MO，Lee J，et al.Error Analysis of Nonconstant Admittivity for MR-Based Electric Property Imaging［J］.IEEE Transactions on Medical Imaging，2012，31(2):430－437.

［27］Seo JK，Kim DH，Lee J，et al.Electrical tissue property imaging using MRI at dc and Larmor frequency ［J］.Inverse Problems，2012，28(8):1－26.

［28］Sodickson DK，Alon Leeor，Deniz CM，et al.Local Maxwell tomography using transmit-receive coil arrays for contact-free mapping of tissue electrical properties and determination of absolute RF phase［C］//Proceedings of the 20th Annual Meeting of the International Society for Magnetic Resonance in Medicine.Melbourne:ISMRM，2012:387.

［29］Van Lier AL，Brunner DO，Pruessmann KP，et al.B1(+)phase mapping at 7 T and its application for in vivo electrical conductivity mapping［J］.Magn Reson Med，2012，67(2):552－561.

［30］Liu Jiaen， Zhang Xiaotong， Van de Moortele PF， et al.Determining electrical properties based on B1 fields measured in an MR scanner using a multi-channel transmit/receive coil:a general approach ［J］.Phys Med Biol，2013，58(13):4395 －4408.

［31］Zhang Xiaotong，Van de Moortele PF，Schmitter S，et al.Complex B1 mapping and electrical properties imaging of the human brain using a 16－channel transceiver coil at 7T［J］.Magnetic Resonance in Medicine，2013，69(5):1285－1296.

［32］Ibrahim TS，Mitchell C，Abraham R，et al.In-depth study of the electromagnetics of ultrahigh-field MRI［J］.NMR Biomed，2007，20(1):58－68.

［33］Collins CM，Wang Zhangwei. Calculation of radiofrequency electromagnetic fields and their effects in MRI of human subjects［J］.Magnetic Resonance in Medicine，2011，65(5):1470 －1482.

［34］Bulumulla SB，Lee SK，Yeo DTB.Conductivity and permittivity imaging at 3.0 t［J］.Concepts in Magnetic Resonance Part B:Magnetic Resonance Engineering，2012，41B(1):13－21.

［35］Hoult DI. The principle ofreciprocity in signalstrength calculations—A mathematical guide［J］.Concepts in Magnetic Resonance，2000，12(4):173 －187.

［36］Voigt T，Homann H，Katscher U，et al.Patient-individual local SAR determination:In vivo measurementsand numerical validation［J］.Magnetic Resonance in Medicine，2012，68(4):1117－1126.

［37］Yarnykh VL.Actual flip-angle imaging in the pulsed steady state:a method for rapid three-dimensional mapping of the transmitted radiofrequency field［J］.Magn Reson Med，2007，57(1):192－200.

［38］Van de Moortele PF，Snyder C，DelaBarre L，et al.Calibration tools for RF shim at very high field with multiple element RF coils:from ultra fast local relative phase to absolute magnitude B1+mapping［C］//Proceedings of the 15th Annual Meeting of the International SocietyforMagneticResonance in Medicine.Berlin:ISMRM，2007:1676.

［39］Adriany G，Van de Moortele PF，Ritter J，et al.A geometrically adjustable 16－channel transmit/receive transmission line array for improved RF efficiency and parallel imaging performance at 7 Tesla［J］.Magn Reson Med，2008，59(3):590－597.

［40］Van Lier AL，Hoogduin JM，Polders DL，et al.Electrical conductivity imaging of brain tumours［C］//Proceedings of the 19th Scientific Meeting of the International Society for Magnetic Resonance in Medicine.Montréal:ISMRM，2011:4464.

［41］Katscher U，Djamshidi K，Voigt T，et al.Estimation of breast tumorconductivity using parabolic phase fitting［C］//Proceedings of the 20th Scientific Meeting of the International Society forMagneticResonance in Medicine.Melbourne:ISMRM，2012:3482.

［42］Bulumulla SB，Hancu I.Breast Permittivity Imaging［C］//Proceedings of the 20th Scientific Meeting of the International Society forMagneticResonancein Medicine.Melbourne:ISMRM，2012:2532.

［43］Voigt T，Schuster A，Ishida M，et al.Conductivity imaging of an ischemic pig heart model using electric properties tomography［C］//Proceedingsofthe 20th Scientific Meeting ofthe International Society forMagnetic Resonance in Medicine.Melbourne，Australia:ISMRM，2012:3483.

［44］Van Lier A，Van der Kolk AG，Brundel M，et al.Electrical conductivity in ischemic stroke at 7.0 Tesla:A Case Study［C］//Proceedings of the 20th Scientific Meeting of the International Society forMagneticResonancein Medicine.Melbourne:ISMRM，2012:3484.

［45］Stehning C，Voigt T，Karkowski P，et al.Electric Properties Tomography(EPT)of the Liver in a Single Breathhold Using SSFP［C］//Proceedings of the 20th Scientific Meeting of the International Society forMagnetic Resonance in Medicine.Melbourne，Australia:ISMRM，2012:386.

［46］Balidemaj E，Van Lier AL，Nederveen AJ，et al.Feasibility of EPT in the Human Pelvis at 3T［C］//Proceedings of the 20th Scientific Meeting of the International Society for Magnetic Resonance in Medicine.Melbourne:ISMRM，2012:3468.

［47］Balidemaj E，Van Lier AL，Crezee J，et al.Determining the patient-specific conductivity ofpelvic tumors for use in Hyperthermia Treatment Planning［C］Proceedings of the 21st Scientific Meeting of the International Society for Magnetic Resonance in Medicine.Salt Lake City:ISMRM，2013:4178.

［48］Shin J，Kim MJ，Lee J，et al.Coil combine for conductivity mapping of breast cancer［C］//Proceedings of the 21st Scientific Meeting of the International Society for Magnetic Resonance in Medicine.Salt Lake City:ISMRM，2013:4180.

［49］Oh TI，Jeong WC，McEwan A，et al.Feasibility of magnetic resonance electrical impedance tomography (MREIT)conductivity imaging to evaluate brain abscess lesion:In vivo canine model［J］.Journal of Magnetic Resonance Imaging，2013，38(1):189－197.

［50］Kim MO，Choi N，Shin J，et al.Phase unbanding in bSSFP for liver conductivity imaging at 3.0T［C］//Editorial board，eds.Proceedings of the 21st Scientific Meeting of the International Society for Magnetic Resonance in Medicine.Salt Lake City:ISMRM，2013:4173.

［51］Bottomley PA，Hardy CJ，Argersinger RE，et al.A Review of1H Nuclear Magnetic Resonance Relaxation in Pathology:Are T1and T2diagnostic?［J］.Medical Physics，1987，14(1):1－37.