哈工大数字超声成像报告Word格式.docx

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正如文献2阐述的，热应变成像技术可用于基于温度导致的组织传播声速的变化，对组织局部区域温度场变化分布的成像。

用于加热的有向能量源的类型主要由治疗应用和监测程序的热应变成像技术决定，有助于优化能量传递以达到理想的临床效果。

许多研究者认为热应变成像技术这个应用程序作为一个一般的测温工具在技术上存在着很大的局限性。

然而有几个临床应用热应变成像技术很可能得到监控和优化指导的热疗法。

在接下来的章节将会阐述其中的一类应用。

作为比较和判断组织特征（如脂类鉴定）的热应变成像技术考虑了这样的事实：

对于含水组织声速随温度的变化与脂肪组织的方向是相反的。

使用声速变化的热相关成像是识别脂质池和含水脂肪组织内的一个很有潜力的无损性工具。

从这项应用上看，有向能量源用于提供一个瞬时热脉冲提供一个局部化的，无损的只有1~2℃的变化。

几种类型的有向能量源都已经针对热应变成像技术做过测试。

我们认为有两种情况适用于医疗应用：

电磁（射频、微波）和超声波。

两者都已经广泛应用于迅速加速软组织的医疗应用中，两者都为可以精密控制的热源，可以应用于热应变成像技术无损检测组织特性的应用中。

当向一个软组织短时施加电磁辐射时，会由于组织介电性能电磁吸收引起升温。

类似的局部组织对高频压力波的吸收也可以引起加热。

有向能量源引起的局部温度改变会使超声斑辐射发生明显位移，因此可用散斑跟踪估计声速的局部变化。

由位移导致的热应变可用于热应变成像技术。

本文的结构安排如下：

第二部分介绍热应变成像技术的理论基础及描述物理方程；

第三部分简要介绍热应变成像技术的有向热源种类；

第四部分给出一些热应变成像技术成功应用的案例。

我们首先给出基于易损动脉斑块在含水及含脂组织间的强烈对比关系的组织鉴定识别。

接着介绍了在心内射频消融时，有向能量传递的热应变成像技术一篇先期性研究。

我们还陈述了这种方法的局限与困难。

最后，本文总结性论述了有望应用热应变成像技术得到改进的医疗应用。

2.基础热应力理论

TSI适用于无创测温和相位敏感的温度依赖性为基础的声速组织分化创建热（时间）应变图像。

我们首先用一种通用热源解释这一理论，然后具体分析了几种特殊的有向能量源。

用z表示局部坐标系，

表示软组织到换能器表面的深度，组织所在处初始温度为

，声速分布场为

。

处散射体回波的全程时间延迟为：

在经历一些温度变化后，

由于热应力扩张到z，温度分布变为

考虑组织的一维热应力扩张，

其中，

为热扩展的线性系数，

为温度变化。

温度变化导致新的声速分布

因此新的时间延迟为：

或者用

表达式为：

因此，组织加热或冷却导致的时间变化为

上面方程给出了由温度变化产生在

深度附近每单位长度的回波时间差，

作为一阶估计，假设声速与温度间存在线性关系。

这一关系在接近37度的足够大的温度变化范围内已经证实（约10℃），它可以准确描述由于差分温度变化导致的差分速度变化。

根据公式，

是决定声速温度变化关系的线性系数。

通常，λ自己也是温度函数。

当

，代入上述方程可得

或

因此

，根据以上公式，可推导出

变化率

有时间应变的形式，因此叫热应变来表示热源的明显变化导致的超声波脉冲回波信号。

含水组织的λ范围从

到

，含脂组织的λ范围从

，在正常体温附近。

若假设升温1℃且不考虑热扩张，含水组织的热应变接近

，含脂组织的热应变接近

正如下面所示在合理温度范围内可以忽略热扩展，但是在浸水组织中通常用于温热疗法且热扩展必须考虑。

根据上式可以看出热应变与温度变量呈现明显的线性关系。

比例恒定且与声速对温度的依赖性直接相关。

含水组织由温度引起的声速变化与水的影响模式、性质完全相同。

在37℃附近，λ为正值且至少大于β一个阶次。

然而，当温度达到50℃以上时声速不会再继续上升且λ也变为一个极小的负值。

在这一点上，热扩展导致的物理位移与速度变化处于同一等级。

图1表示声速温度函数在血液、牛肝中的函数曲线。

这些曲线的顶点通常处在45℃及55℃之间。

正如上面讨论的，这一有趣的性质有潜质用于调节心内射频消融的能量传递。

图1声速函数在血液、牛肝中的温度函数曲线

理论上为了生成热应变成像超声散点图案在介质加载热脉冲前后立即测量。

实际上实时超声成像需要施加热脉冲之前，之中，之后持续且立即地测量。

斑点构造与统计特性直接与潜在组织微观结构有关，可用空间标记追踪组织运动。

二维ST用于根据这些图像的精细结构（散斑图）之间的相似性的对图像之间的位移进行量化。

在二维ST中，有一个复杂的关联系数函数R，代表源自射频图像分析信号的散点结构的相似性，以

为中心的图像i及以

为中心的图像i+1，计算如下式

核维度

直接关系到空间分辨率和信噪比（SNR）。

权衡值有两个，它们分别是精度（即较小的方差）与空间分辨率。

核维度越小，空间分辨率越大。

然而，当核维度减小到超声脉冲的自相关宽度以下时，变化量会增大。

大内核的大小代表几个斑点，应变解信号和空间分辨率和精度降低。

因此，自相关核维度应该取大约散斑的最佳应变估计。

在信噪比的额外增益可能通过空间滤波的相关函数在几个斑点，以减低的空间分辨率为代价。

二维位移（

）最初是通过寻找的峰值位置的空间滤波相关系数函数使用抛物线拟合。

轴向位移

，然后通过计算的相位过零的位置的峰值相关系数，进一步细化。

由于没有横向方向的相位信息，横向位移估计远大于轴向的方差。

总体上，二维ST在每个图像像素产生三种输出：

轴向位移，侧向位移和顶点位置的自相关系数幅值

，这一幅值可用于可以用作相关过程的相似/质量度量。

方程中的热应变可以从每个图像点的二维ST过程位移输出估计得（即视位移）

是在

像素的毫米级位移；

像素的毫米级位移。

是采样系统在空间范围（毫米）的像素。

用于计算最终应变的窗口大小应该是过滤器关于相关函数的大小。

热应变成像技术在空间的分辨率最终由n确定。

热应变与力学应变形式相同，当有大的力学应变出现时可能会使二者混淆。

正如以上讨论，使用热应变成像技术方法时要尽最大努力使力学应变不会对热应变的测量造成混淆干扰。

下面第四节中给出了这种算法在几项相关应用上的结果。

3.加热源

精确控制的热源是热应变成像技术系统的关键环节。

尽管从商业角度超声波加热更方便加入超声检测成像系统的整体，我们还是对电磁加热与超声加热都做出了调查研究。

3.1微波诱导加热

在早期研究工作中，基于热应变成像技术的组织识别（当时叫做微波诱导热应变）被广泛认可。

电磁波辐射用于诱导加热，然后由温度变化引起的局部声速变化用基于自相关的相位敏感器ST模拟。

在同一课题组的后期研究中，热应变成像技术用于血管成像的导尿管组织模型。

最终目标是设计一个适合的有向能量源以对冠状动脉提供控制加热源，用热应变成像技术区分冠状动脉斑块特点。

例如，一个微带环形散热器设计优化效率在915兆赫提供连续微波辐射组织等效模型。

它创立了与天线表面平行的一致平面辐射模式。

估计产生能量70瓦。

在微波加热期间，波束辐射数据用采样频率为50兆赫的火山学视觉图像系统收集。

尽管对微波加热的概念做出成功阐释，可以注意到有一些实际应用的局限。

首先，由于用于研究的天线不能聚焦所以最基本的问题是对表面的过度加热。

在一个能聚焦在目标区域加热的更复杂的天线阵列设计出来前，这种方式还不能临床应用。

3.2用医疗成像换能器实现的超声诱导热应变成像

一个热应变成像技术应用的简单精确控制热源成功设计出用于二元共焦点换能器。

作为这项研究的扩展，以一个513个元构成的二维医疗相控阵与一个常用超声扫描仪组合。

相控阵用于做加热源，相控阵为几何半径150毫米的球形截面。

工作频率为1MHz。

通过对驱动信号元素施加合适的相角变化，可以设计出对目标区域（ROI）特定延伸方向一致加热几秒的脉冲序列。

通过设计的超声加热束形式及脉冲序列，ROI目标在合理的低峰值密度下加热几秒，考虑到此项研究中的力学指数（MI）较高，但是仍低于联邦药监局指标，同样的升温值可由更高频率的超声换能器产生。

据估计，热应变成像技术在橡胶模目标区域产生的热量为3.2℃/s且与预测值非常吻合。

3.3单换能器超声诱导热应变成像

最近研究表明单一超声阵列诱导的热应变成像是可行的。

用一个超声驱动的线性阵列探针对一个直径为3毫米的橡胶夹杂的明胶模型加热并成像。

基于热应变成像技术，内含物在1.1秒加热以后就被确定为含脂材料。

根据含脂组织的λ值，内容物温度上升速率以1℃/s的速率上升。

当超声扫描操作在医疗模式，短脉冲透射用于成像，它可以维持所有像素点的MI低于0.96。

在文献中阐述了诱导末梢区域血管，如颈动脉的组织构成特性温度上升足够高上可以办到的，在1秒内用与成像系统同样的合理的工作循环即可。

3.4射频消融治疗心内应用

导管为基础的干预已成为治疗对许多心律失常的选择。

目前在这些程序中最常使用的能源是单极射频能量，通常为300至1000千赫并允许靶向组织的精确破坏。

目的是成功的关键组织内消融心动过速电路或焦点，但避免局部并发症和相邻的解剖结构的间接损害。

如下一章节所示，一个心导管监测心脏消融可以使用热应变成像技术帮助引导程序。

消融和射频损伤形成的生物替代能源可以在其他文献中找到，本文不再赘述。

3.5讨论

在测温的应用中加热源主要由治疗的流程确定。

但是对于组织特性研究，加热源非侵入性的系统优于传统的易于集成的超声成像系统。

超声加热用阵列换能器集中于目标区域比其他有向能量源传播更多可控热量。

并且，一个超声加热/成像体制系统用单一的超声探针连接到一个商业超声扫描可以提供很强的系统实用性，而且它并不需要特别设计电磁屏蔽室。

总之，电磁与超声加热都用于阐释TSI的可行性。

未来的热应变成像技术医疗设备应用会广泛地应用超声加热除非医疗目的的电磁加热设备已经完成一体化设计。

4热应变成像生物医学的应用

4.1菌斑表征和含脂组织的远程检测

冠心病影响到了1亿3千万美国人的生活，大约每年造成50万美国人死亡。

大多数急性冠脉事件的基本机制是冠状动脉粥样硬化斑块的释放凝血物质导致血栓形成的破坏。

易破裂斑块在冠状动脉或脆弱斑块通常包括一个大的富含脂质的核心偏心增厚的中央部分内膜和一个薄的纤维帽。

识别这些潜在致命斑块并尽早中断在他们的临床上是可取的，并有助于预测心血管风险引导治疗。

含脂与含水组织热应变成像技术特征之间的强烈对比，因为他们在37℃附近参数符号相反。

因此，热应变成像技术有在一个脆弱的斑块内识别一个充满脂质的游泳池的潜力。

我们已经使用2种类型的高分辨率成像系统探索了热应变成像技术这个应用程序：

分别是基于导管的血管内超声和超声显微镜。

动脉血管壁作为一种比较新的方法基于IVUS导管成像，利用高频（20兆赫）探头提供的横截面，断层的船只的角度，并允许实时在空间中的管腔面积和斑块大小的测量超越常规美国成像的决议。

它是动脉粥样硬化性疾病的重要工具诊断和影像引导下的介入手术，如血管成形术。

然而标准IVUS显示低灵敏度检测内皮下斑块成分，如脂质丰富的病变，关键在于斑块稳定性评价。

容器壁力学性能的研究应变和弹性成像表明可能包含斑块弹性性质与组成。

血管内超声射频数据分析还表明，IVUS有在体内斑块分类的希望。

所有这些技术显示提高IVUS应用检测冠状动脉高危斑块有很大潜力。

施表明作为一个附加的方法，能加强热应变成像技术潜力，对易损斑块的血管内超声表征。

在最初的实验中，施等在TSI对易损斑块的特征，温度不热均匀性试验天线的扩散和相对距离。

三次B超扫描分别在加热的开始，中间和结束时表示在图2上的左边。

在右边的图像，相应的热应变图像叠加在B超并且显示在一个范围为20.16~0.16%为更好的对比图像。

橡胶和明胶的加热过程中，可以从应变图像的可视化。

正如所料，橡胶具有正的热应变和明胶具有负应变。

在图2中，轮廓明胶是突出显示了2个虚线基于应变对比。

内外圆的直径分别为6.4和10.4毫米。

他们与实际尺寸（6.8和11.2毫米）匹配的很好。

微波天线在图中也可见，附近的相关性被发现较差，建议在天线附近区域过热。

金评价斑块缺点的一个小的温度变化（1度）高分辨率显微镜研究使用超声TSI。

使用一个50MHz的单元素聚焦超声换能器产生的离体主冠状动脉高分辨率图像定制显微镜热应变成像技术。

样品被放置在一个温度控制的水室进行横向和纵向扫描。

热水一倒在外培养皿，观察组织温度的单调缓慢上升。

时间（热）应变估计在该地区的温度单调上升。

累积热应变图象重叠到引用的B超图如图3。

蓝色（底部白色箭头）表示负时间应变，由于声音的速度与温度相关，红色（顶部黑色箭头）表示正时间应变下降的声音速度。

横向和纵向的TSI图像比较与扫描动脉体结构，包括内膜、外膜的介质，和脂肪组织。

一个扩展区域的平均热应变估计为0.47±

0.04%的脂肪组织，包括外膜，20.24±

0.05%在内膜和中膜，分别表示温度上升2.8±

0.28c和2.4±

0.58c。

注意平均值用λ；

（0.1%℃–1）含水性组织，（20.17%℃–1）脂肪组织。

温度用热电偶监测组织内的变化是1.6℃。

这表明了高分辨率二维相敏自相关热应变成像技术的可行性。

明确区分含水分组织中的含脂组织测得温度变化与热应变成像技术温度估计吻合。

大多数临床应用都需要感兴趣组织区的远程加热和成像。

作为最初的测试TSI能够远程检测含脂深层组织，采用常规设备加热和成像，一组实验证明了该方法可在3公斤新西兰白兔的肾脏可以正常的进行。

图4（a）表现了对肾脏的B超扫描。

显示器呈现了与加热束方向垂直的径向切片图，红色箭头（从左至右）显示了我们加热的传播方向，蓝色箭头（从上到下）标识热成像的传播方向。

这个低回声的模式反映了采集系统小高回声内代表脂肪。

图4（b）描绘我们的相关系数ST在两个图像帧之间加热前后的变化。

除了一个斑点外，可能是血管，图片的整体相关性很好。

最终，在收集系统外的脂肪组织识别的效果很好，热应变图片与解剖结构相匹配，正如4（c）-（e）图所示。

最后，为了测试超声诱导TSI对于损伤血小板特性的远距离测量，一个带有脂肪组织的大主动脉在内腔里准备好。

把TSI图覆盖在B超图上，如图5（b），（e）。

图5（c），（f）代表超声ST在加热前后的结构自相关系数。

热应变成像技术与解剖图在横向纵向都匹配的很好，虽然在动脉的正下方有人工干扰，尤其在横向扫描外边界处有凝胶。

观察到这一区域低回声对应较低的相关性。

总体而言，初步结果在模型和体外组织样品展示TSI突出高血脂浓度的区域的潜力，或是含水组织。

除了与超声显微镜在热水传递热量研究，在这一段中所示的结果均为定向能的实验系统源和成像系统进行同步但物理解耦。

然而，对于大多数临床应用，用于成像的相同的设备将最有可能用于定向能源提供控制加热的，正如章节3.3中描述的那样。

为了使人工扰对TSI的影响最小化，急需一种高效率的超声能源传播升温方法。

图3为猪冠状动脉的热应变成像，热应变成像覆盖在B超上并测量4mm宽2mm高。

传感器被放置在图像的顶部。

图（a）为横向视图，图（b）为纵向视图。

图中蓝色（下部白色箭头）代表暂时的舒张（声音速度增加）而红色（上部黑色箭头）代表暂时收缩（声音速度下降）。

热应变成像技术影像的显示色标度为正负千分之五。

图（a）中平均收紧区域被0.2*0.2毫米的区域显示，图（b）中平均收紧区域被0.2*0.5毫米的区域显示，二者均以最大收紧处为中心。

图4为基于超声成像原理的离体的兔子肾脏的热应变成像技术图像，图（a）为B超图像。

红框内呈现的是受热体积中的一个面积为10*10mm的横截面的图像。

图中由左向右的红色箭头代表被激发的超声的的传播方向而由上至下的蓝色箭头代表成像的方向。

框内脂肪（超声回波强的）被以基于水的超声回波弱的收集系统包围着。

图（b）为超声激励前后的两张超声图像的超声散斑跟踪的相关系数。

在脂肪右上方的低相关的斑点造成了应变图像图c到图e中轻微的伪假象并被确定为血管。

在超声激励1秒，2秒和3秒后的不同的热应变图在面板的底部呈现，这些图像和图（a）中的解剖视图很好地匹配。

在3.3节中曾描述过为了减少运动伪假象可以混淆热应变成像（将会在5.1小节中更详细地讨论）期望在一个心动周期内将有效的超声能量传递使其达到理想的温度。

4.2心脏内部射频消融过程中能量的传递规律

射频消融术是用于电生理程序释放射频电流导致局部心内膜及心内膜下心肌凝固型坏死，达到阻断快速心率失常异常传导束和起源点的技术。

调节功率以最大限度的提高安全性和能源利用的有效性是结果成功的重要标志。

目前，散斑追踪传递的结果可以通过对电阻，电图振幅，组织在电生理学的表现和电极尖端的温度的实时监测分析间接的监控。

其中，组织温度与射频消融手术的成功与否有着极为密切的关系。

为了确保损伤不可逆，组织的温度必须达到50℃左右。

观测到要产生一个心传导阻滞需要的最低温度为48℃。

使组织温度显著的超过这个温度是没有必要的并且可能导致并发症的出现。

鉴于温度监控的重要性，在心内射频消融术的过程中会用到一个独立的热电偶或者一个嵌入到电极中的热敏电阻。

在能量传递的过程中，电极的一端与组织接触，另一端与周围的血液接触。

热电偶记录的电极温度反映了由射频场在附近组织产生的热量和对周围血液和其他组织传递过程中流失的热量的复杂关系。

由于热量传递中的流失，热电偶所记录的温度应该始终小于组织中温度最高点处的温度，这会误导手术者增加热量的传递。

例如光纤荧光温度探针可用于增加成本可降低速度的敏感测量中。

在一般情况下，温度传感器是额外的需要处理的设备并且需要安装在一个已经很饱和的导管尖端中。

由于可以用低成本提供二维实时温度信息的潜能超声技术被用于温度成像更具有吸引力。

基于超声波的温度测量范围很大然而由于在显著高于50℃的情况下声速的敏感率变化比较低。

如果考虑一个非常高的温度（组织温度50℃或者更高），在这种情况下高强度聚焦超声的作用是双重的：

一是声速随温度的变化敏感度降低；

二是组织发生状态的变化会从根本上改变超声反向散射体的散射信号特征。

此外，有限的数据可供分析温度和声速在活泼组织中的关系尤其是在高于50℃的情况下。

声速随温度的变化明显转变了散射体的位置，介质的热膨胀改变了散射体的物理位置变化。

超过50℃后热膨胀不再是微不足道的，热膨胀将有助于改变总回波唯一或造成应变的计算延时。

因此，热应变成像在基于精密温度测量的消融检测中将不再可用因为它所能敏感的微小的温度变化是在50℃以下。

然而，对于治疗心律失常的消融术更需要的是一个组织坏死的重现性指标而不是绝对的温度检测。

尤其重要的是要知道组织温度什么时候已经达到或超过50℃并停止消融。

考虑将热引起的应变看做消融过程的时间函数，我们假设热引起的应变中有一个点的斜率接近为0。

也就是说就在开始消融之前通过连续跟踪一个参考系热应变将会始终保持平稳状态因为声速作为温度的函数已经达到了它的峰值。

在这一部分提出的信号检测方法发展为通过确定热应变曲线上斜率的幅度显著下降的一个点来研究检测消融治疗的可行性，斜率的幅值的降低主要是由较小的声速随温度的变化而引起的。

消融检测方法的可行性将通过使用动物模型在体内进行试验。

幼猪被用于进行这些研究。

试验中将心电图的电极连接到猪的身上进行标准的三点记录。

心电图的输出将作为IrvineBiomedicalInc进行改进的动力。

一个兼容超声波和心脏内部射频消融系统被整合到以9F为原型的前置线性心腔内超声导管中并可实现同时成像和消融右心房壁。

与此同时，电极内部的热电偶被拉出去接触组织以进行热应变的验证。

图6显示了此装置的大致几何结构。

信号为聚焦为2毫米频率为11兆赫的信号。

在荧光透视法的指引和引导消融导管并进行综合成像的同时进行消融治疗。

图5是基于超声波的离体犬主动脉的热应变成像。

图a和图d中的B超图像中的红色框为超声激励的10*10毫米的区域。

由左向右的红色箭头表示超声激励的方向，由上向下的蓝色箭头表示成像的方向。

图b和图e中热应变成像覆盖在了B超的上面。

超声波的散班追踪的高相关系数保证了热应变成像的图像质量。

图6为前置线性消融导管中锆钛酸铅线性结构的大致几何形状。

图7为B超图像与热应变叠加使用的体内实验。

图像显示的最大热应变幅度的时间。

5.潜在的局限性

5.1组织运动

组织运动包括呼吸和心脏运动是热应变成像灵活运用的主要障碍，热应变作为组织运动引起的机动伴随现象通常要小得多。

每当温度升高1度，将会产生大约0.1%热应变供给水性组织，0.17%给脂类组织，而此时的机械应变峰值在典型动脉里通常占很少一部分比例，在心脏外壁则占20%-30%。

因此，运动重影的有效抑制是热应变成像临床使用的关键。

在低失真要求下，通过使用心电图信号触发阵列发射，充分利用心脏活动的周期性，以尽量减少运动重影，使热应变在多个心脏运动周期逐渐增加。

由于系统不能直接同步心电图，研究已发现采用空间插值和线性最小二乘法拟合的运动补偿的方法可以将残留组织运动的影响减小到70微米无论是在血管研究中还是在心脏成像时都有显著效果。

图8：

体内实验呈现猪的心肌里伴随着温度升高的热应变成像

图9：

温度上升和热扩散效应作为测量和有限元模拟的时间函数，实线，数据，虚线，模型。

初步结果较为局限地论证了心电图能用市售超声波扫描仪来实现对热应变成像的门控的可行性。

在测量一个心动周期时，同时段心脏运动周期的血管脉动内的运动重影大大降低。

尽管总体效果是可观的，但一些技术问题必须要改进。

例如，观察到了意外的随机组织运动，特别是在逐帧跟踪时。

如果这主要是由于呼吸运动，这在医疗上不成问题，因为热应变成像可以在研究对象屏住呼吸的2-3秒内完成。

5.2热扩散

对于大多数热应变成像设备来说，热扩散并不是什么大问题，它们的热脉冲间隔大都为1-5秒。

然而，在温度变化较大的心脏消融监控（通常为15–30℃）其间隔可以达到10–60秒，热扩散可能是一个问题。

特别是，自从斜率随时间的变化被用来监测治疗效果，温度随时间变化的变化应该在ROI是恒定的。

这只能保证热扩散是否是最小化。

为了帮助研究扩散是否会影响上面所描述的RF心脏消融实验热，专门针对这一实验开发了热扩散的有限元模型。

利用生物传热方程的有限元表示来构造RF消融引