腫瘤熱診進(jìn)展的系統(tǒng)回顧

彭鰜僑 何 健 郭志華

1.暨南大學(xué)附屬江門中醫(yī)院 江門骨科研究所運(yùn)動(dòng)醫(yī)學(xué)科，廣東江門 529000；2.廣州中醫(yī)藥大學(xué)附屬佛山中醫(yī)院小兒骨科，廣東佛山 528100；3.廣州醫(yī)科大學(xué)附屬第一醫(yī)院胸外科 國(guó)家呼吸醫(yī)學(xué)中心，廣東廣州 510120

腫瘤由于細(xì)胞高速增殖及毒性因子作用，局部血液循環(huán)加速導(dǎo)致溫度高于正常組織，但在腫瘤的中晚期由于腫瘤中心液化壞死也會(huì)出現(xiàn)低溫，測(cè)溫可以作為局部升溫疑似腫瘤的判斷依據(jù)。在腫瘤的各種診斷中，熱診斷因?yàn)樘禺愋圆粡?qiáng)而只作輔助手段，雖然初診以影像診斷為主，活檢才是終診的金標(biāo)準(zhǔn)，如何克服熱診的短處是個(gè)難點(diǎn)。本文對(duì)熱診作出系統(tǒng)回顧，無論對(duì)學(xué)術(shù)研究和臨床醫(yī)療都起到綜合指引作用。

工業(yè)技術(shù)的進(jìn)步引領(lǐng)著熱診能力的不斷提高，圍繞光學(xué)、聲學(xué)、電學(xué)、磁學(xué)、信息學(xué)等層面的各種熱診手段推陳出新，達(dá)到分子影像學(xué)水平。熱診測(cè)溫準(zhǔn)確率的提升也為隨之而來的熱療提供必不可少的數(shù)據(jù)。

1 微波輻射診斷

Enander 等[1]1974 年提出微波輻射在0.9～1.2 GHz頻率下測(cè)量體溫，原理是以微波輻射計(jì)接收體內(nèi)熱輻射信號(hào)，從中反映目標(biāo)區(qū)域溫值[2]。有研究驗(yàn)證了良惡性腫瘤介電常數(shù)的差別（惡性∶良性=10∶1）[3]，但微波輻射法穿透組織較淺，對(duì)深部腫瘤的探查診斷效果有限。

2 電阻抗診斷

醫(yī)學(xué)電阻抗（electrical impedance tomography，EIT）測(cè)溫遵循生物組織與器官的電特性變化規(guī)律來提取與生理、病理相關(guān)的生物醫(yī)學(xué)信息。當(dāng)正常組織癌變時(shí)，組織電阻抗特性也發(fā)生變化，這種變化在組織尚未出現(xiàn)結(jié)構(gòu)性改變之前可為EIT 所檢測(cè)[4]，1978 年，Webster 教授首先提出生物EIT 成像概念，組織之間存在的EIT 差異通過施加微小電流、測(cè)量表面電壓，然后以重構(gòu)EIT 斷層圖描出溫度。Barter 等[5]測(cè)量在50 MHz～0.9 GHz 范圍內(nèi)的內(nèi)臟（如乳房）介電常數(shù)和電導(dǎo)率，發(fā)現(xiàn)乳腺癌的電導(dǎo)率為正常乳房的6.4 倍，介電常數(shù)升至3.8 倍。2017 年Rolfe 等[6]探討了旋轉(zhuǎn)電阻層析成像，通過提高圖像分辨度來辨別兩種腫瘤混合體。2019 年Latikka 等[7]開發(fā)了檢測(cè)活體腦組織的電阻，在腦瘤術(shù)中檢測(cè)腦膜瘤、膠質(zhì)瘤時(shí)發(fā)現(xiàn)腫瘤有不同的電特性，EIT 值有助于腫瘤類型的鑒別診斷[8]。

3 紅外線診斷

紅外熱像儀接收人體發(fā)出的紅外線輻射，測(cè)定目標(biāo)與其背景間的紅外線差異圖像，可在發(fā)病初期發(fā)現(xiàn)可疑病變（圖1）[9]。我國(guó)在2000 年首先提出熱層析成像，應(yīng)用生物傳熱理論（pennes bioheat transfer equa tion，PBTE）簡(jiǎn)化Pennes 模型獲得深度熱源的三維溫度場(chǎng)分布。PBTE 在機(jī)體獲取熱像能量繼而轉(zhuǎn)遞的過程遵循：ρCt=k?2T-WCb（T-Tblood）+Q{ρ=組織密度（kg/m3），Ct=組織熱度[J/（kg·℃）]/Cb=血流熱度[J/（kg·℃）]，T=組織熱度（℃）/Tblood=血流熱度（℃），k=熱傳導(dǎo)參數(shù)[W/（m·℃）]，W=灌注參數(shù)[kg/（m3·s）]，Q=功率沉積密度（W/m3）}。2016 年趙毅斌[10]通過鉬靶X線攝影、超聲成像的比較，證實(shí)了熱層析方法的臨床價(jià)值，用于乳腺、皮膚等淺表部位的腫瘤探測(cè)，但診斷率不高。

4 超聲測(cè)溫診斷

超聲測(cè)溫的原理是在不同溫度下射入不同組織時(shí)灰度值存在差異，通過對(duì)反射回波在時(shí)域、頻域或能量域的分析，根據(jù)輻射前、后的紋理和灰度標(biāo)定溫度[11]。Chen 等[12]在2014 年在物理模型結(jié)合統(tǒng)計(jì)模型下用B超射頻測(cè)溫和熱成像，獲得較高的溫度分辨率。有研究[13]提出Gabor 變換和灰度－梯度共生矩陣測(cè)溫法，除噪、提取矩陣獲得溫度特征參數(shù)，在2019 年對(duì)離體豬心激光消融，證明了超聲熱成像測(cè)溫診斷可行[14]。

5 磁共振測(cè)溫診斷

水分子在磁場(chǎng)照射下發(fā)生磁共振，磁共振成像參數(shù)也隨著溫度變化，所以，通過測(cè)量成像參數(shù)[包括擴(kuò)散系數(shù)（D）、質(zhì)子共振頻率漂移（proton resonance frequency shift，PRFS）、縱向弛豫時(shí)間（T1）]重構(gòu)體內(nèi)熱像（magnetic resonance thermal imaging，MRTI 或MRT）。Bloembergen 等[15]發(fā)現(xiàn)了基于自旋晶格弛豫時(shí)間的測(cè)溫法，即溫度與MRI 高速T1加權(quán)序列T1 有依賴，每升高1℃，信號(hào)強(qiáng)度下降0.5%～1.1%。Han 等[16]在2015年用UTE-MRI 量化了化離體皮層骨T1 隨溫度變化的關(guān)系。以1 MHz 頻率，256 單元，13 cm 曲率半徑，2 mm×2 mm×8 mm 焦斑FWHM的相控陣變頻器（miniannular phased array，MAPA）來輔助高強(qiáng)度聚焦超聲對(duì)組織的加熱，然后用與MAPA 匹配的MRI（TIM Trio，Siemens，Germany）掃描人體可獲三維熱圖。這些熱值較為準(zhǔn)確，對(duì)腫瘤診斷有相當(dāng)價(jià)值。

6 有限元模型驗(yàn)溫

Stauffer 等[17]在2014 年以高頻結(jié)構(gòu)模擬器模擬電磁連接有限元（Finite Element）熱軟件E-Physics，制作可隨溫變量灌注的同質(zhì)幻影（homogeneous phantom）熱模型，在腫瘤內(nèi)以特殊吸收速率（specific absorption rate，SAR）為指標(biāo)驗(yàn)證MAPA 敷抹器上的140 MHz 柱狀射頻對(duì)腫瘤的加熱能力。測(cè)得SAR 結(jié)果1℃/cm3與MRT 所測(cè)的升溫分布高度一致，在高溫?zé)岑煴O(jiān)測(cè)過程中，誤差每立方厘米只有1℃[17]。MRT 溫的校驗(yàn)提高了診斷準(zhǔn)確率，見圖2。

7 質(zhì)子共振頻率測(cè)溫

PRFS 測(cè)溫法用溫度與PRF的線性關(guān)系測(cè)溫。Hidman 等[18]于1966 年首先發(fā)現(xiàn)了水分子PRFS 與溫度的關(guān)系，隨后被Pooter 應(yīng)用于核磁測(cè)溫[19]。Waldemar等[20]在體模實(shí)驗(yàn)中用FE 序列掃描溫度的誤差＜1℃。Ahrar 等[21]于2011 年用基于梯度回波的相位差成像及PRFS的溫度敏感性監(jiān)測(cè)骨腫瘤的激光消融。2017年Jonathan 等[22]提出混合徑向EPI 溫度映射脈沖序列測(cè)溫的精度≤1℃。Bever 等[23]于2018 年選用梯度回波分段回聲的平面成像脈沖序列和雙極運(yùn)動(dòng)編碼梯度，通過基線減法計(jì)算PRFS的溫度值改善了時(shí)間分辨率，利用時(shí)間約束重建法每隔4.7 s 測(cè)得溫度位移圖，監(jiān)測(cè)溫度和位移是熱療的重要評(píng)估指標(biāo)。

8 磁共振質(zhì)子波譜測(cè)溫

最近有研究發(fā)現(xiàn)分子擴(kuò)散與溫度相關(guān)，水分子擴(kuò)散系數(shù)D 可以體現(xiàn)布朗運(yùn)動(dòng)，每升高1℃，水分子擴(kuò)散系數(shù)大約升高2%。以“水N-乙酰天冬氨酸頻移”法為核心的多體素磁共振質(zhì)子波譜成像技術(shù)，可測(cè)顱內(nèi)溫度熱成像如下圖3，對(duì)深部腫瘤的診斷很有意義[24-25]。

綜上，各種無損測(cè)溫診斷處于實(shí)驗(yàn)階段，以MRTI深探瘤溫最為有效，其與PRFS 結(jié)合的PRFS-MRTI 以高分辨率、精準(zhǔn)定位著稱，值得臨床進(jìn)一步探討。