生物醫(yī)學(xué)微波熱聲成像*

王雨 張慧敏 覃歡?

1)(華南師范大學(xué),激光生命科學(xué)教育部重點實驗室,廣州 510631)

2)(華南師范大學(xué),廣東省激光生命科學(xué)重點實驗室,廣州 510631)

3)(華南師范大學(xué),廣州市光譜分析與功能探針重點實驗室,廣州 510631)

4)(華南師范大學(xué)生物光子學(xué)研究院,廣州 510631)

微波熱聲成像是一種以生物組織電特性差異為原理基礎(chǔ)的多物理場耦合成像方法.其采用脈沖微波作為激發(fā)源,通過熱彈性效應(yīng)產(chǎn)生的超聲波呈遞深層生物組織的結(jié)構(gòu)與功能信息,融合了微波成像高對比度和超聲成像高分辨率的優(yōu)點.目前已在無損腦結(jié)構(gòu)成像、乳腺腫瘤篩查、人體關(guān)節(jié)炎成像、肝脂肪含量檢測等方面展現(xiàn)出了廣闊的醫(yī)學(xué)應(yīng)用前景,有望成為新的物理醫(yī)學(xué)影像方法.本文對微波熱聲成像技術(shù)的物理原理、系統(tǒng)裝置以及近來的代表性研究進展進行了系統(tǒng)性的介紹,并分析探討了微波熱聲成像技術(shù)值得關(guān)注的發(fā)展方向以及面臨的挑戰(zhàn).

1 引言

生物醫(yī)學(xué)影像是獲取生命科學(xué)信息的重要手段.醫(yī)學(xué)診療手段的每一次革新,都依賴于生物醫(yī)學(xué)影像技術(shù)的跨越式發(fā)展.現(xiàn)在常用的醫(yī)學(xué)成像方法中,電子計算機斷層掃描成像(computed tomography,CT)是利用X 光透過人體后由于密度差異造成能量衰減,從而獲得組織結(jié)構(gòu)圖像的醫(yī)學(xué)成像方法[1],在骨科疾病和肺部疾病的診斷上具有不可替代的優(yōu)勢,但其有可能產(chǎn)生的電離輻射風(fēng)險限制了它的使用頻率和場景.核磁共振成像(magnetic resonance imaging,MRI)是繼CT 后醫(yī)學(xué)影像學(xué)的又一重大進步,它通過對靜磁場中的人體施加某種特定頻率的射頻脈沖,使人體中的氫質(zhì)子受到激勵而發(fā)生磁共振,依據(jù)氫原子核質(zhì)子所釋放的能量在物質(zhì)內(nèi)部不同結(jié)構(gòu)環(huán)境中不同的衰減,通過外加梯度磁場檢測所發(fā)射出的電磁波,據(jù)此重建成人體內(nèi)部結(jié)構(gòu)與功能圖像[2,3].MRI 具有良好的軟組織分辨能力,在軟組織診斷中具有突出優(yōu)勢[4],但受到敏感性不足和時間分辨率低的限制不適于對急診病人檢查.超聲成像利用超聲聲束掃描人體,因聲阻抗差異發(fā)生反射,通過對反射信號的接收、處理,以獲得體內(nèi)器官的圖像[5-7],可實現(xiàn)無創(chuàng)、高分辨率成像.然而,由于早期病變組織聲阻抗差異較小,超聲檢測對比度不足,難以識別早期病變.現(xiàn)有醫(yī)學(xué)影像技術(shù)的創(chuàng)新與發(fā)展推動了影像醫(yī)療的革新與進步,為廣大患者病情的診斷起到了不可或缺的作用.每一種成像技術(shù)在顯示其優(yōu)勢的同時,仍有適用的局限性,特別是在病變早期,當生物組織的密度、形態(tài)尚未發(fā)生明顯變化時.針對人民群眾對健康生活的向往以及不斷發(fā)現(xiàn)的新的醫(yī)學(xué)問題,仍然亟需發(fā)展新物理原理的生物醫(yī)學(xué)影像技術(shù)方法.

以生物組織電特性差異為原理基礎(chǔ)的微波熱聲成像技術(shù)(microwave-induced thermoacoustic imaging,MTAI)采用短脈沖微波(一般脈寬小于500 ns)作為激發(fā)源,生物組織中的極性分子、離子吸收微波能量后通過熱彈性效應(yīng)產(chǎn)生超聲波[8-10],被激發(fā)的超聲波攜帶著生物組織病理、生理信息向外傳播,通過采集生物組織周圍各個方向的超聲信號可以重建出組織內(nèi)部形態(tài)結(jié)構(gòu)與功能圖像[11-13].由于微波的低散射特性,通過微波到超聲能量傳遞形式的變換,微波熱聲成像技術(shù)可實現(xiàn)生物組織無損、數(shù)厘米深度、百微米分辨率的成像[14],在無損腦結(jié)構(gòu)成像[15]、乳腺腫瘤篩查[16]、人體關(guān)節(jié)炎成像[17]、肝脂肪含量檢測等方面展現(xiàn)出廣闊的醫(yī)學(xué)應(yīng)用前景,有望成為新物理原理的醫(yī)學(xué)影像方法.然而,現(xiàn)階段微波熱聲成像技術(shù)在成像精細度和靈敏度方面仍然難以滿足臨床轉(zhuǎn)化應(yīng)用的實際要求,還需在微波熱聲激發(fā)物理機理和超聲探測方法上進行深入研究.本文主要對微波熱聲成像技術(shù)原理、系統(tǒng)裝置和微波熱聲成像技術(shù)生物醫(yī)學(xué)潛在應(yīng)用方面展開描述,并結(jié)合微波熱聲成像技術(shù)面臨的挑戰(zhàn)對未來進行展望.

2 微波熱聲成像技術(shù)原理

2.1 微波與生物組織的相互作用機制

微波與生物組織的相互作用機制是微波耦合系統(tǒng)設(shè)計及微波熱聲成像應(yīng)用開發(fā)的理論基礎(chǔ).生物組織能夠反射、折射和吸收電磁波.微波吸收作為微波與生物組織相互作用過程中能量耗散的主要機制之一,是微波熱聲成像技術(shù)的物理基礎(chǔ).

微波與生物組織的相互作用機制與生物組織的介電特性緊密相關(guān)[18].生物組織的介電特性由其復(fù)介電常數(shù)εc描述,復(fù)介電常數(shù)定義為

其中ε′是復(fù)介電常數(shù)實部;ε′′是復(fù)介電常數(shù)虛部;j為虛數(shù)單位;σ是有效電導(dǎo)率,包括電子位移極化電導(dǎo)率σc,離子位移極化電導(dǎo)率σi和固有偶極矩取向極化電導(dǎo)率σd;ω是角頻率.復(fù)介電常數(shù)εc的實部ε′與微波的傳播有關(guān),通常不同生物組織的ε′不同,在ε′差異的界面會引起微波的反射和折射,改變生物組織中的電場分布.一般用于成像的生物組織尺寸小于電磁波半波長時,近似認為生物組織中的電場分布是均勻的;反之認為電場分布是不均勻的,由于天線感應(yīng)近場區(qū)域的復(fù)雜性,此時的電場分布沒有解析解,一般通過仿真的方式確定生物組織中電場的分布.虛部ε′′決定了微波的損耗特性,在生物組織中,微波被生物組織吸收后主要以熱損耗形式耗散.當生物組織處于微波場時,生物組織內(nèi)的水分子等極性分子會隨微波交變電場發(fā)生反復(fù)旋轉(zhuǎn),極性分子高頻的旋轉(zhuǎn)摩擦?xí)a(chǎn)生固有偶極矩極化損耗[19].同時生物組織內(nèi)的離子也會被交變電場極化,位移遲滯也會產(chǎn)生位移極化損耗[18,20],這兩部分損耗宏觀上以產(chǎn)熱的形式表現(xiàn)出來.

在微波熱聲成像中,通常用單位時間內(nèi)單位質(zhì)量的物質(zhì)吸收的電磁能量,即比吸收率(specific absorptivity,SAR)來衡量物質(zhì)吸收電磁波的能力,并定義為[13]

其中σ(r) 是樣品在空間位置r處的有效電導(dǎo)率,|E(r)| 為空間位置r處電場強度幅值,ρ(r) 為空間位置r處質(zhì)量密度.

樣品中聲波是由熱彈性效應(yīng)產(chǎn)生,隨后在樣品中傳播,此過程可由3 個方程描述.首先是溫升與SAR 之間的一般關(guān)系為[21]

其中τ是電磁波脈寬,Cv是定容比熱容,ΔT是物質(zhì)溫升.

2.2 熱聲效應(yīng)

當電磁波脈寬τ滿足熱禁閉(1)式和應(yīng)力約束(2)式條件時,物質(zhì)吸收電磁波脈沖后產(chǎn)生瞬時溫升,通過熱彈性效應(yīng)將轉(zhuǎn)化為機械能(聲波)[22,23],過程如圖1 所示.熱聲效應(yīng)分為兩個過程:微波能量的吸收和聲波的產(chǎn)生.

圖1 熱聲效應(yīng)示意圖Fig.1.Schematic diagram of TA effect.

1)電磁波脈寬τ小于熱傳導(dǎo)弛豫時間.電磁波激勵處于熱傳導(dǎo)約束條件時,初始聲壓產(chǎn)生的瞬間熱量還來不及傳導(dǎo),即熱傳導(dǎo)對初始聲壓分布影響可以忽略[24-26].熱傳導(dǎo)弛豫時間描述了物質(zhì)的熱擴散特性,定義為

其中,τth是熱傳導(dǎo)弛豫時間,dc是加熱區(qū)域的特征尺寸,αth是熱擴散系數(shù).

2) 電磁波脈寬τ小于彈性形變弛豫時間.電磁波激勵處于應(yīng)力約束條件時,初始聲壓產(chǎn)生的瞬間,物質(zhì)內(nèi)部質(zhì)心來不及位移,應(yīng)力傳播對初始聲壓分布影響可以忽略[27,28].彈性形變弛豫時間描述了壓力傳播的特性,定義為

其中,τs是彈性形變弛豫時間,dc是加熱區(qū)域的特征尺寸,vs是物質(zhì)中的聲速.

描述樣品吸收微波能量轉(zhuǎn)換成熱量之后引起熱膨脹過程的熱膨脹方程,可以表示為[29,30]

其中βe是物質(zhì)的體膨脹系數(shù),V是加熱區(qū)域體積,k是等溫壓縮系數(shù),p0是初始聲壓,ΔT是物質(zhì)溫升.最后是波動方程,它描述了聲波的傳播[31-33]:

其中P(r,t) 是熱聲波,vs是物質(zhì)中的聲速,Cp是定壓比熱容,βe是物質(zhì)的體膨脹系數(shù),H(r,t)A(r)I(t)是加熱函數(shù),加熱函數(shù)定義為能量源在單位時間和單位體積內(nèi)沉積的熱量,A(r) 是空間微波吸收系數(shù),I(t) 是微波脈沖包絡(luò)的時域波形.聯(lián)立(2)式,(3) 式和(6)式可得初始聲壓為[34]

其中p0是初始聲壓,βe是物質(zhì)的體膨脹系數(shù),ΔT是物質(zhì)溫升,k是等溫壓縮系數(shù),ρ(r) 為空間位置r處質(zhì)量密度,Cv是定容比熱容,|E(r)| 為空間位置r處電場強度幅值,τ是微波激勵的持續(xù)時間,SAR(r) 是比吸收率.初始聲壓與SAR 成線性關(guān)系,SAR 描述了初始聲壓的強弱.

一般情況下,(7)式在時域中的解,即由超聲換能器檢測到的TA 信號可表示為[32,35-37]

其中,P(r,t) 是熱聲波,vs是物質(zhì)中的聲速,H(r′,t′)是加熱函數(shù),τ是微波激勵的持續(xù)時間,Cp是定壓比熱容,βe是物質(zhì)的體膨脹系數(shù),A(r′) 是空間微波吸收系數(shù),I0是入射脈沖微波能量密度.

綜上,由(3)式,(6)式和(7)式組成的方程組,用H(r,t),ΔT和P(r,t) 可以描述TA效應(yīng)的一般情況.

2.3 微波熱聲圖像重建算法

當脈沖微波照射到生物組織時,生物組織中的吸收體吸收微波能量,產(chǎn)生瞬間溫升,然后通過熱彈性效應(yīng)產(chǎn)生聲波,即熱聲信號,通過對熱聲信號反演可以獲取生物組織的不同吸收體的分布圖像.

圖像重建是微波熱聲成像技術(shù)中最后且重要的一步,關(guān)系到成像的準確性和真實性,主要是對采集到的熱聲信號重建以獲得二維或三維圖像,通常使用MATLAB 軟件對信號進行處理[38].重建算法可分為兩大類:時域算法和頻域算法.微波熱聲成像技術(shù)中最簡單的一種成像算法是延時疊加法,它是基于時域的一種算法,源于雷達信號探測技術(shù),又稱直接反投影法.其基本算法公式為[36]

其中i,j是重建點的二維空間坐標,P(i,j) 是熱聲波,N是陣元數(shù)量,gk是探測器第k個陣元接受到的時域信號,xk和yk是探測器的二維空間坐標,vs是物質(zhì)中的聲速.延時疊加算法是利用超聲相干加強的原理進行成像的,該算法的核心思想是將每個陣元接收到的信號進行時延調(diào)節(jié),然后進行加權(quán)疊加,從而得到一個高質(zhì)量的圖像.延時疊加算法需要對每個陣元接收到的信號進行時延調(diào)節(jié),使得這些信號能夠在待成像點處相位同步,從而形成一個聚焦的聲束[39],成像原理如圖2 所示.與超聲成像中利用的時延調(diào)節(jié)類似,微波熱聲成像中的時延調(diào)節(jié)也需要考慮介質(zhì)的聲速和陣元到待成像點的距離,以確定每個陣元的時延量[40].調(diào)節(jié)后的熱聲信號需要進行加權(quán)疊加,以獲得高質(zhì)量的圖像.在加權(quán)疊加中,需要為每個時延調(diào)節(jié)后的信號分配一個權(quán)重系數(shù),然后將這些信號進行疊加,以獲得最終的圖像[41].延時疊加算法計算簡單,可以實現(xiàn)快速成像,但對聲場的近似處理可能會導(dǎo)致一定的誤差,對于高頻信號或?qū)纫筝^高的成像任務(wù),可能需要采用更高級的成像算法.

圖2 微波熱聲信號延時疊加算法示意圖Fig.2.Schematic diagram of the thermoacoustic signal delay superposition algorithm.

微波熱聲成像與深度學(xué)習(xí)相結(jié)合是當前熱聲發(fā)展的一個熱點方向,許多團隊在深度學(xué)習(xí)優(yōu)化熱聲成像方面做出了巨大的貢獻.蔣華北團隊[42]首次將深度學(xué)習(xí)方法應(yīng)用到微波熱聲成像領(lǐng)域,探討了標準U-Net 模型用于熱聲重建不準確的原因,并提出了一種新的TAT-Net 網(wǎng)絡(luò).王雄團隊[43]提出了一種新的深度學(xué)習(xí)支持模式來解決稀疏數(shù)據(jù)重建問題,該算法僅用15 組數(shù)據(jù)即可重建乳腺熱聲圖像,并且與傳統(tǒng)算法相比較偽影更少.另外,王雄團隊[44]在經(jīng)顱熱聲方向?qū)崧暢上衽c深度學(xué)習(xí)結(jié)合,很好地優(yōu)化了腦和顱骨的聲速和聲衰減異質(zhì)性對成像的影響.

為解決不同模型的熱聲圖像重建,越來越多的算法模型和方法被應(yīng)用到微波熱聲成像領(lǐng)域,如壓縮感知算法[45]、聲場迭代算法[46]、全波形反演算法和深度學(xué)習(xí)算法[43,44,47,48]等.

3 微波熱聲成像系統(tǒng)

微波熱聲成像系統(tǒng)三大組成部分為微波激勵組件、信號采集組件、數(shù)據(jù)處理組件[49],一些典型的微波熱聲成像系統(tǒng)如圖3 所示.脈沖微波由微波源產(chǎn)生,通過波導(dǎo)或者同軸電纜傳輸,由天線輻射.受激發(fā)的生物組織產(chǎn)生的超聲信號被超聲換能器探測,超聲換能器將捕捉的超聲信號轉(zhuǎn)變?yōu)殡娦盘?電信號由數(shù)字采集卡采集存儲為數(shù)字信號.經(jīng)后端進行數(shù)據(jù)處理,還原樣品的形態(tài)和結(jié)構(gòu)等信息.

圖3 微波熱聲成像技術(shù)典型實現(xiàn)方案(a)微波乳腺熱聲成像一體化探頭裝置圖[16];(b)微波熱聲腦成像裝置圖[15];(c)微波乳腺熱聲成像裝置[66];(d)微波熱聲關(guān)節(jié)成像裝置圖[17]Fig.3.Typical implementation scheme of microwave thermoacoustic imaging technology:(a) Microwave-induced breast thermoacoustic imaging integrated probe device[16];(b) diagram of a Microwave-induced brain thermoacoustic imaging device[15];(c) microwave-induced breast thermoacoustic imaging system[66];(d) microwave-induced thermoacoustic joint imaging device[17].

微波激勵源是微波熱聲成像系統(tǒng)中最重要的一環(huán),其各個參數(shù)對熱聲圖像質(zhì)量具有決定性作用,如表1 所列.不同生物組織對不同頻率微波的吸收能力不同,因此微波頻率在一定程度上影響圖像對比度.同時,微波頻率還決定成像深度,值得注意的是,微波脈沖能量強度也對成像深度有一定影響[50].微波熱聲成像系統(tǒng)的分辨率由微波脈沖寬度決定[51,52],微波脈沖包絡(luò)的時域波形I(t) 是影響熱聲圖像分辨率的主要因素[38].當微波脈沖寬度和包絡(luò)的時域波形一定時,微波脈沖的重復(fù)頻率映射單位時間樣品的微波吸收量,決定熱聲信號的圖像信噪比和采集速率[53,54].

表1 微波源各參數(shù)對成像影響Table 1.Influence of various parameters of microwave source on imaging.

天線作為輻射組件,在微波熱聲成像系統(tǒng)中負責將波導(dǎo)或同軸線纜中的導(dǎo)行波轉(zhuǎn)換為媒質(zhì)空間中傳播的電磁波,并照射到樣品中.與傳統(tǒng)通訊的天線不同,微波熱聲成像系統(tǒng)中的天線工作在感應(yīng)近場區(qū),感應(yīng)近場區(qū)是一個儲能場,只進行電場和磁場能量的相互轉(zhuǎn)換,不向外輻射[12,55].在微波熱聲成像中,要把微波能量定向地輻射到樣品中,因此在設(shè)計天線時尤其考慮天線增益,天線增益定量地描述了一個天線把輸入功率集中輻射的程度[56].另外在實際天線設(shè)計中,還要考慮天線的耦合環(huán)境、阻抗匹配和極化方式等.

微波熱聲成像系統(tǒng)的理論極限分辨率由微波激勵源決定[51,57],實際接收的微波熱聲信號頻率范圍由超聲換能器帶寬決定,即實際分辨率主要由超聲換能器決定[58-60].此外,微波熱聲信號的幅值大約在μV 量級[61],這就要求信號采集器具有高的靈敏度,使用靈敏度較高的壓電陶瓷和復(fù)合晶體材料制作的超聲換能器能精準采集熱聲信號.當超聲換能器制作材料固定時,可通過改變材料背襯的厚度來改變超聲換能器的中心頻率[62,63],以采集不同頻率的信號.當超聲換能器中心頻率一定時,帶寬與靈敏度成反相關(guān),與時間分辨率成正相關(guān)[64].

數(shù)字采集卡將超聲換能器的電信號采集并存儲為數(shù)字信號.根據(jù)奈奎斯特定理,數(shù)據(jù)采集卡采樣頻率只需大于待測信號最高頻率2 倍即可[65].但實際裝置搭建中,為保證數(shù)據(jù)采集的可靠性和準確性,一般選擇采樣頻率大于待測信號最高頻率5 倍的數(shù)據(jù)采集卡.數(shù)據(jù)采集卡的輸入量程要覆蓋被采集熱聲信號的幅值,大于輸入量程的信號會被采集卡以最大值儲存,從而導(dǎo)致信號失真.當熱聲信號未覆蓋整個輸入量程范圍時,還需考慮數(shù)字采集卡的采樣精度,采樣精度決定熱聲信號被采集后劃分的級數(shù),即熱聲信號被儲存為不同幅值數(shù)字信號的數(shù)量,當級數(shù)大于圖像重建時對應(yīng)的色彩級數(shù)時,被采集的熱聲信號可無失真地重建圖像.最后,數(shù)字采集卡能分辨的最小信號增量,即信號解析度Δv由數(shù)字采集卡的采樣精度R和輸入量程N決定:

信號解析度最終決定了數(shù)字信號的精確度,若采集過程中熱聲信號的變化小于信號解析度,則數(shù)字采集卡在數(shù)模轉(zhuǎn)換時會丟失信號.

4 生物醫(yī)學(xué)應(yīng)用

4.1 微波乳腺熱聲成像

乳腺癌是女性癌癥死亡的主要原因之一,早期發(fā)現(xiàn)可以提高治愈率[67,68].在腫瘤侵襲前沿,腫瘤血管增值和蛋白質(zhì)水合作用增強[69,70].雖然腫瘤細胞含水量增加的機制尚不完全清楚,但膜結(jié)合糖蛋白的結(jié)構(gòu)變化理論已被提出[71].水等極性分子作為微波熱聲成像技術(shù)成像對比度的來源,腫瘤組織離子或水含量升高顯著增加微波吸收,將熱聲信號的強度與生物組織的生理和病理狀態(tài)聯(lián)系,獲得較高對比度的圖像.先前的研究結(jié)果表明,在大多數(shù)微波波段下,惡性乳腺組織與正常脂肪組織的微波吸收比例約為6∶1[50,72,73],使得微波乳腺熱聲成像成為可能.國外Kruger 等[74]首次將微波熱聲成像技術(shù)應(yīng)用于乳腺癌檢測,結(jié)果表明,基于病變區(qū)域與正常組織的微波吸收差異,獲得的腫瘤圖像比正常組織圖像對比度提升了約兩倍.國內(nèi)蔣華北教授團隊[49]成功對乳腺仿體進行了成像,覃歡團隊[16,75]研發(fā)設(shè)計了一種便攜式手持裝置,并對人體乳腺進行了成像,實驗結(jié)果如圖4 所示.各研究組對乳腺檢測工作的開展有力促進了微波熱聲成像技術(shù)在乳腺領(lǐng)域的應(yīng)用.

圖4 微波熱聲成像乳腺成像(a) Kruger 等[74]的乳腺成像圖;(b) 微波熱聲乳腺成像實操圖[16];(c) 乳房的解剖結(jié)構(gòu)示意圖[16];(d) 覃歡團隊[16]乳腺成像圖Fig.4.MTAI breast imaging:(a) Kruger et al.[74] breast imaging;(b) microwave thermoacoustic breast imaging actual operation diagram[16];(c) anatomical diagram of the breast[16];(d) breast imaging of Professor Qin Huan’s team[16].

雖然目前的MTAI 技術(shù)在乳腺腫瘤成像方面取得了顯著進展,并在志愿者中進行臨床評估,但該技術(shù)在實際應(yīng)用中仍有問題需要解決.首先,微波在微波熱聲檢測過程中不可避免地會影響傳感器.其次,該技術(shù)對含水量較少的腫瘤,如乳腺顯微瘤的敏感性較差.此外,乳腺中惡性組織與正常腺體、纖維結(jié)締組織的微波頻率介電特性差異較小,目前的微波熱聲成像技術(shù)很難在患者體內(nèi)區(qū)分出如此小的差異.微波熱聲成像技術(shù)在乳腺癌檢測領(lǐng)域有著廣闊的應(yīng)用前景,但需要進一步的研究和改進來提高其成像效果和準確性.

4.2 微波熱聲腦成像

腦作為神經(jīng)系統(tǒng)的中心,腦疾病的診斷和治療對人的發(fā)展至關(guān)重要.與傳統(tǒng)的腦成像技術(shù)——核磁共振、超聲和光學(xué)成像相比,微波熱聲成像技術(shù)結(jié)合了微波成像高穿透深度和超聲成像高空間和時間分辨率的優(yōu)點,具有無需注射放射性示蹤劑、非侵入式的特點,可實現(xiàn)實時對全腦結(jié)構(gòu)高分辨率成像.微波熱聲成像技術(shù)基于組織的介電特性影響微波吸收和反射,進而影響熱聲信號的產(chǎn)生和傳播.不同的腦組織具有不同的介電性質(zhì)[15],具體參數(shù)如表2 所列,因此,微波熱聲成像技術(shù)對組織介電差異的高靈敏性使其可以對腦組織各結(jié)構(gòu)進行清晰的分辨[76].同時,組織病變引起電磁特性的改變,造成病變區(qū)域和正常組織的微波吸收差異[77],微波熱聲成像技術(shù)可獲取相關(guān)區(qū)域結(jié)構(gòu)和功能信息.多個研究已經(jīng)證明,微波熱聲成像技術(shù)可以通過繪制腦組織的電學(xué)特性來提供新的組織對比,形成對腦組織完整的層析成像[78].

表2 主要腦組織在3.05 GHz 下的電導(dǎo)率[15]Table 2.Conductivity property of major brain tissues at 3.05 GHz[15].

蔣華北教授團隊[79]對活體小鼠腦進行斷層掃描成像,并進一步驗證了微波熱聲成像技術(shù)對活體小鼠腦出血模型的成像能力[15],在腦組織的形狀和大小方面,微波熱聲圖像和相應(yīng)的組織學(xué)切片結(jié)果高度吻合,特別是與相應(yīng)的組織學(xué)切片相比,微波熱聲成像技術(shù)可以更準確地檢測到小鼠大腦不同深度的血腫區(qū)域,成像結(jié)果如圖5 所示.證明了微波熱聲成像技術(shù)能夠有效地對腦組織功能成像,展示了微波熱聲成像技術(shù)在腦組織成像領(lǐng)域的巨大潛力.

圖5 微波熱聲腦成像[15](a) 兩只新生小鼠腦出血的熱聲圖像及出血區(qū)域標注(白色區(qū)域);(b) 腦出血組織切片與相應(yīng)熱聲圖像對照Fig.5.MTAI brain imaging[15]:(a) MTAI image and bleeding area(white area) of cerebral hemorrhage in two newborn mice;(b) comparison of cerebral hemorrhage tissue slices with corresponding MTAI images.

微波熱聲成像技術(shù)提供了一種新的無創(chuàng)腦成像方案,為人們了解腦的功能結(jié)構(gòu)提供了新的技術(shù)工具,有助于人們進一步對腦功能的探索.進一步發(fā)展實時腦成像方案,克服超聲信號被顱骨干擾的障礙,微波熱聲成像技術(shù)有望成為研究腦功能的重要手段.

4.3 微波誘導(dǎo)關(guān)節(jié)熱聲成像

關(guān)節(jié)疾病是一個嚴重的公共衛(wèi)生問題,會引起疼痛、腫脹、僵硬、功能障礙等一系列癥狀[80,81].由于關(guān)節(jié)結(jié)構(gòu)的復(fù)雜性和多樣性,診斷關(guān)節(jié)疾病,包括關(guān)節(jié)炎和創(chuàng)傷,是一個具有挑戰(zhàn)性的問題.基于對關(guān)節(jié)類疾病的研究,關(guān)節(jié)病變通常會引起關(guān)節(jié)組織的結(jié)構(gòu)和化學(xué)成分的改變,從而對其電導(dǎo)率和介電常數(shù)產(chǎn)生影響[82].當關(guān)節(jié)受到炎癥、損傷或其他疾病的影響時,組織的水分含量可能會發(fā)生變化,導(dǎo)致電導(dǎo)率的改變[83,84].例如,風(fēng)濕性關(guān)節(jié)炎和骨性關(guān)節(jié)炎等炎癥性關(guān)節(jié)病變會導(dǎo)致關(guān)節(jié)周圍的水腫和炎癥,從而導(dǎo)致局部電導(dǎo)率的升高.關(guān)節(jié)的介電常數(shù)通常與其中的水分含量和電荷分布相關(guān),當關(guān)節(jié)受到炎癥、損傷或其他疾病的影響時,組織的水分含量和電荷分布可能會發(fā)生變化,導(dǎo)致介電常數(shù)的改變.例如,軟骨組織的介電常數(shù)較低,但是當軟骨發(fā)生損傷或疾病時,其介電常數(shù)可能會發(fā)生變化,關(guān)節(jié)各組織介電參數(shù)如表3 所列.

表3 關(guān)節(jié)各組織在3 GHz 下的電導(dǎo)率和介電常數(shù)[85]Table 3.Conductivity and permittivity of each tissue of the joint at 3 GHz[85].

在微波熱聲成像技術(shù)的應(yīng)用中,大量的研究表明,基于關(guān)節(jié)內(nèi)部各區(qū)域以及周圍組織的介電差異,致使其各組織對微波吸收后的熱效應(yīng)不同,最終導(dǎo)致熱聲信號的不同.因此,微波熱聲成像技術(shù)能夠清晰分辨關(guān)節(jié)各區(qū)域和附鄰組織,可以高保真地使肌腱、韌帶、軟骨和骨骼可視化[86,87].Chi 等[17]成功使用微波熱聲成像技術(shù)檢測了手指關(guān)節(jié)類風(fēng)濕性關(guān)節(jié)炎,成像結(jié)果與MRI 結(jié)果高度吻合,結(jié)果如圖6 所示,揭示了微波熱聲成像技術(shù)能夠有效復(fù)建指間關(guān)節(jié)的軟硬組織,為臨床應(yīng)用于關(guān)節(jié)和骨骼疾病檢測和診斷提供了基礎(chǔ).

圖6 受試者中指的熱聲圖像(T0-T30)和MRI(M2-M30)的比較[17]Fig.6.Comparison of MTAI(T0-T30) and MRI(M2-M30) of subjects’ middle fingers[17].

雖然微波熱聲成像技術(shù)在關(guān)節(jié)成像方面已經(jīng)取得了一定的進展,但在成像質(zhì)量和技術(shù)成熟度等方面仍存在一些挑戰(zhàn).例如,在獲得更高分辨率的圖像方面,需要進一步優(yōu)化成像算法和技術(shù)參數(shù).此外,還需要對該技術(shù)在不同類型的關(guān)節(jié)疾病和病變中的應(yīng)用進行深入的研究和探索.總體來說,微波熱聲成像技術(shù)在關(guān)節(jié)成像方面具有廣泛的應(yīng)用前景,為醫(yī)學(xué)診斷和治療提供了一個新的視角和工具.

4.4 偏振微波熱聲成像

心肌梗死是由于心肌血管狹窄或阻塞導(dǎo)致心肌缺血壞死所引起的一種疾病.心肌細胞是心肌的基本構(gòu)成單位,它們緊密地排列在心臟組織中形成心肌.在心肌梗死中,缺血壞死的心肌細胞會被纖維組織所代替,導(dǎo)致心肌組織的排列和結(jié)構(gòu)發(fā)生變化[88-92].

生物的基本結(jié)構(gòu)組成及其空間排列決定了其電導(dǎo)率分布.對于各向同性物質(zhì),電導(dǎo)率σ是一個標量;對于各項異性物質(zhì),電導(dǎo)率σij是一個張量.例如肌肉和心肌纖維等單長軸組織,電導(dǎo)率是一個非線性和各向異性的張量,其張量矩陣是一個正定矩陣:

那么,(2) 式可改寫為

其中,SAR(r) 是比吸收率,σij(r) 是生物組織電導(dǎo)率,|E(r)| 是電場強度幅值,ρ(r) 是生物組織密度.根據(jù)微波熱聲成像原理,熱聲信號PTA(r,t) 可簡單用溫升、熱膨脹和聲傳播3 個過程描述:

其中,β是熱膨脹系數(shù),SAR 是比吸收率,η是聲傳播系數(shù).可知,熱聲信號 與比吸收率成正相關(guān),顯然PTA(r,t) 中攜帶了生物組織的電導(dǎo)率分布信息,即生物組織的結(jié)構(gòu)和空間排列信息.覃歡團隊[93]成功將偏振微波熱聲成像(polarization microwave-induced thermoacoustic imaging,P-MTAI)技術(shù)應(yīng)用于離體心梗模型檢測,獲得的偏振熱聲圖像與超聲檢測的結(jié)果高度吻合,準確地標定了心梗區(qū)域,成像原理和結(jié)果如圖7 所示.偏振微波熱聲成像可以敏感地捕捉到生物組織的空間排列信息,為組織結(jié)構(gòu)成像提供了技術(shù)支撐,也開拓了熱聲成像檢測心梗等組織結(jié)構(gòu)紊亂型疾病的應(yīng)用.考慮偏振微波熱聲成像技術(shù)臨床化的進一步發(fā)展,如何實現(xiàn)對體內(nèi)心臟梗壞檢測是偏振微波熱聲成像應(yīng)用推廣的方向和難題之一.

圖7 偏振微波熱聲心梗模型成像[93](a) 偏振微波熱聲成像系統(tǒng)的示意圖和用于計算異質(zhì)性參數(shù)(DOMA)的偏振微波熱聲成像機制;(b) 超聲圖像及相應(yīng)的DOMA 圖像Fig.7.P-MTAI myocardial infarction model detection[93]:(a) Schematic diagram of the P-MTAI imaging system and the P-MTAI mechanism used to calculate DOMA;(b) ultrasonic images and corresponding DOMA images.

5 總結(jié)與展望

綜上所述,研究者已從微波熱聲成像的原理、裝置和應(yīng)用等各方面進行了深入研究,但微波熱聲成像技術(shù)作為一種致力于臨床應(yīng)用的新型成像技術(shù),還需要進一步的探索和優(yōu)化,之后的發(fā)展研究應(yīng)考慮以下幾點.

1) 提升成像分辨率和對比度.為了更好地應(yīng)用于生物醫(yī)學(xué)成像,微波熱聲成像技術(shù)需要在成像分辨率和對比度方面進一步提高.未來可以通過開發(fā)新型的探測器、應(yīng)用穩(wěn)定的超短微波輻射源、改善探測器的靈敏度等方面,提高微波熱聲成像技術(shù)的成像分辨率和對比度.

2) 發(fā)展成像算法.目前微波熱聲成像技術(shù)的圖像重建算法主要是借鑒超聲或光聲成像方法,假設(shè)超聲在生物組織中傳播是均質(zhì)的,但是實際上各個生物組織的聲速是不均勻的.研究更先進的算法,解決聲速不均的問題可提升圖像重建的準確度,更精確地還原圖像.

3) 成像系統(tǒng)的小型化.傳統(tǒng)的微波熱聲成像系統(tǒng)微波發(fā)生器多采用磁控管模式,體積大、結(jié)構(gòu)復(fù)雜,難以移動,應(yīng)研究更便攜、更易推進臨床應(yīng)用的小型微波發(fā)生器.

4) 研究多模態(tài)成像.往往一種成像模式難以獲取完整的病理信息,多種成像方式相配合,有利于做出更精確的診斷,發(fā)展微波熱聲、超聲、光聲三模態(tài)成像設(shè)備是一個很有前景的研究方向.

總之,隨著微波熱聲成像技術(shù)的不斷發(fā)展和完善,該技術(shù)將會在醫(yī)療領(lǐng)域得到更廣泛的應(yīng)用和推廣.