超聲激發聲信號幅值實時監測HIFU焦域組織損傷*

田 麗 鄭 昊 謝 偉 李發琪 王智彪,2 李雁浩

(1 重慶醫科大學超聲醫學工程國家重點實驗室、生物醫學工程學院 重慶 400016)

(2 超聲醫療國家工程研究中心 重慶 401121)

0 引言

高強度聚焦超聲(High intensity focused ultrasound,HIFU)是一種非侵入、無電離輻射并能夠選擇性消融體內腫瘤的無創技術，目前已在子宮肌瘤、肝癌、骨腫瘤、乳腺癌等適應癥治療領域開展了較為廣泛的臨床應用和推廣[1-5]。因此，安全有效的實時損傷監測十分重要。而大多的損傷監測方法主要依賴于影像，譬如CT、磁共振成像(Magnetic resonance imaging,MRI)、超聲成像等，這3 種成像技術都各有特點[6]，CT與MRI成像清晰，但實時性較差，主要用于術前診斷以及術后的療效評估；超聲成像利用超聲穿透人體時會產生反射波，反射的回波信號經過信號處理，得到具有灰度變化的超聲圖像，因其易與現有超聲治療設備相結合，實時性較高等特點，是當前HIFU 治療中應用最廣泛的監測手段[7]。但該強回聲信號表現了組織的聲阻抗變化，缺乏特異性，且易受到焦域處空化泡和沸騰泡的影響，當HIFU 治療產生的焦域較小或聲阻抗差不大時，聲像圖的灰度變化不明顯[8]。因此HIFU 治療時的焦域組織的實時損傷監控仍是一個尚待解決的難題。

超聲激發聲發射(Ultrasound stimulated acoustic emission,USAE)信號可用于監測組織損傷。通過兩束聲波的相互作用，可對共焦區組織產生沿軸向的低頻振動聲輻射力，該聲輻射力作用于共焦區組織，使其發生低頻振動，向外輻射聲波，即聲發射信號。該信號反映組織的聲學特性與力學特性[9]，具有只在焦域處產生、特異性高、易于現有超聲治療設備相結合等優點。1996年，Fatemi 等首先提出雙頻超聲激發聲發射信號[10]，在對USAE信號的研究中，Fatemi 等檢測了USAE 信號的幅度與相位，驗證USAE 信號可區分不同共振頻率的同材料音叉[11]；通過比較瞬態法、剪切波測量法以及振動聲成像法成像方式，進一步說明了USAE 信號攜帶了豐富的組織信息，應用范圍優于傳統成像模式[12]；Konofagou 等[13]建立有限元模型，提出USAE信號幅值與病灶區域剛度變化存在一定的對應關系，從理論上完善了USAE 信號變化與組織損傷的對應關系，隨后Fatemi 等將該方法用于HIFU治療監測，即治療時采用單頻模式治療，在治療間隙對靶組織進行損傷監測[14]，且所采用的治療功率很低，施加的電功率小于20 W，形成一個位置的損傷需要數百秒時間，因而未真正實現實時損傷監測。

本文基于1-3 材料的寬帶特性，開發了雙頻HIFU 換能器。在雙頻HIFU治療過程中，通過外部水聽器接收雙頻激發的組織聲發射信號，該聲發射信號的幅值、頻率等聲學特性與組織特征緊密相關，且避開了傳統超聲圖像引導的監測缺陷，使得傳統超聲診斷無法探測的疾病可精確診斷。這種方法不僅實現了高效率雙頻治療，還可在治療過程中進行實時損傷監測。且監測中利用了用于治療的功率超聲信號，檢測的信噪比和靈敏度得到了極大的提高。通過解析治療過程中的USAE 信號變化規律，獲得組織損傷進程，從而實現治療增效和組織損傷的監測，有望解決HIFU治療的組織損傷實時監測難題。

1 方法

1.1 監測系統與雙頻HIFU治療系統的集成

1.1.1 監測系統

圖1 所示的雙頻HIFU 換能器由于f1和f2的相互作用，使得共焦區組織受到一個沿軸向的低頻振動聲輻射力，并發生振動，產生聲發射信號。為有效監測聲發射信號，需采用高靈敏度的低頻水聽器進行監測，水聽器使用小球水聽器(RHS(A)-20,Hangzhou applied acoustic research institute,Hangzhou,China)，工作頻率范圍：10 Hz～100 kHz，低頻靈敏度：(-197±1)dB。為了避開超聲發射聲束的干擾，水聽器放置在與聚焦超聲聲束軸垂直的位置上，在保持水聽器與聚焦超聲換能器相對位置不變的條件下，來監測焦域組織發出的USAE信號。

圖1 系統搭建示意圖Fig.1 Schematic diagram of system construction

小球水聽器檢測到的聲發射信號通過PicoScope 示波器模塊(Picoscope 2407B,Picoscope Tech.,Cambridgeshire,UK)采集后實時傳至PC上位機。數據采集采用RunBlock 模式，采樣間隔48 ns/sample，每幀采集長度400 μs，每幀間隔200 ms。PC機實時將每幀數據進行傅里葉變換，并提取差頻信號的幅值，實時描繪該幅值隨時間的變化曲線。

1.1.2 雙頻HIFU治療系統

為實現雙頻HIFU 治療，換能器采用基于1-3壓電復合材料的球面自聚焦換能器，如圖2 所示。將換能器表面分成共球心的兩個環形，中間開孔安裝用于引導和監控的B 超探頭，為保證雙頻工作穩定且形成有效的聲發射信號，將雙頻換能器的兩部分設計成相同面積，雙頻HIFU 換能器中心孔徑d11=75 mm，外圈開孔直徑d22=220 mm，內圈開口直徑d12= 130 mm，幾何焦距R= 170 mm。由于在生物組織中， 聲衰減系數隨超聲頻率增加而增大，因此將雙頻激勵頻率差異設定在100 kHz 之間，兩個元件的頻率分別設為1.16 MHz(內圈)和1.14 MHz(外圈)，其3 dB 頻帶寬度均大于60 kHz。

圖2 雙頻換能器示意圖Fig.2 Schematic diagram of dual frequency transducer

雙頻HIFU工作的原理是利用兩個自制的功率放大器分別驅動雙頻HIFU 換能器的兩個部分。功率放大器基于開關模式全橋逆變諧振的拓撲進行設計[15]，最高工作頻率1.5 MHz，最大輸出功率1.5 kW。功率放大器通過信號發生器(AFG3102C,Tektronix,Beaverton,OR,USA)進行輸出控制，信號發生器則由PC 上位機進行控制。輸出功率的調整是通過外部程控直流電源(GEN1500W,TDKLambda,Chuo-ku,Tokyo,Japan)完成的，該電源同樣通過PC 上位機(以太網協議)控制其輸出電壓。

雙頻換能器與海扶刀?聚焦超聲腫瘤治療系統(Chongqing Haifu Medical Technology Co.Ltd.,Chongqing,China)兼容。為了避免周圍介質聲反射的影響，換能器周圍覆蓋一層吸聲材料(超聲醫療國家工程研究中心提供)，使用通透率高的超聲透聲膜將離體脫氣牛肝固定在雙頻HIFU 換能器上方。

1.2 實驗步驟

1.2.1 實驗材料制備

新鮮離體牛肝(屠宰后24 h 內)樣本尺寸約為50 mm×50 mm×50 mm，將樣品放入真空室進行脫氣處理。

1.2.2 實驗過程

取f1=1.16 MHz，f2=1.14 MHz(用數字示波器TDS380進行監測，Tektronics)，聲波功率用吸收目標的輻射力天平校準。

將3 組脫氣的肝臟樣品放入25°C 脫氣水中，分別在35 W、50 W、80 W 聲功率下對離體牛肝組織進行40 s的間歇式輻照(輻照6 s，停2 s，共5回合輻照)，在治療間歇采集B 超監控影像，并觀察B 超影像灰度和聲發射信號幅值的變化趨勢。

再取3 組脫氣牛肝樣本，同樣條件下輻照離體牛肝，實時觀察B 超圖像與聲發射信號幅值的變化趨勢，當聲發射信號出現明顯下降趨勢后，立即停止輻照。

2 結果

圖3～圖5 顯示了使用雙頻HIFU 間歇式輻照離體牛肝組織，聲功率分別為35 W、50 W、80 W結果圖。圖3 為聲發射信號的變化趨勢圖，圖中的信號展示了30 s有效輻照時間，將曲線平滑處理，實際的曲線受空化活動等影響有小范圍的波動，但平滑處理并未改變曲線的變化趨勢；圖4 為不同聲功率輻照后，立即將接受輻照的樣品沿共焦平面切開的組織損傷圖；圖5 表示不同聲功率下，輻照前后的B超灰度對比圖像。

圖3 不同輻照聲功率下，聲發射信號幅值隨輻照時間的變化結果Fig.3 The change results of USAE signal amplitude with irradiation time under different irradiation sound power

圖4 不同聲功率對離體牛肝組織的損傷結果Fig.4 The damage results of different sound power on bovine liver tissue in vitro

圖5 不同聲功率下，輻照前后B 超影像Fig.5 B-ultrasound images before and after irradiation under different sound power

聲發射信號幅值出現拐點(圖6)；沿聲軸方向切開組織后，發現已產生凝固性損傷(圖7)，損傷面積均較??；B 超影像中均未出現可觀察到的灰度變化(圖8)。

圖6 不同輻照聲功率下，聲發射信號幅值隨輻照時間的變化結果Fig.6 The change results of USAE signal amplitude with irradiation time under different irradiation sound power

圖7 不同聲功率對離體牛肝組織的損傷結果Fig.7 The damage results of different sound power on bovine liver tissue in vitro

圖8 不同聲功率下，輻照前后B 超影像Fig.8 B-ultrasound images before and after irradiation under different sound power

由圖3可知，隨著治療聲功率的增加，聲發射信號出現拐點，病變的大小也相應增加，50 W和80 W聲功率條件下，組織均伴有一定程度的機械損傷。35 W 聲功率輻照下，低頻聲發射信號在17～18 s 處呈現下降趨勢，輻照結束后切開組織可見凝固性損傷(圖4)，而焦域處的B 超影像灰度在輻照前后觀察不到差異(圖5(a)、圖5(b))；聲功率升高到50 W時，在12～20 s 內聲發射信號持續降低，此時B 超灰度無明顯變化。輻照結束后，組織損傷面積較35 W聲功率下的大，且伴有裂痕(圖4))；聲功率達到80 W 時，聲發射信號在約10 s 后便出現大幅度的下降趨勢，在第3 回合輻照結束后，B 超影像中出現強回聲，且隨著輻照時間的增加，強回聲區域不斷擴大，輻照結束后B超影像展示為圖5(f)，組織損傷面積進一步擴大。

圖3～圖5 與圖6～圖8 為兩組對照組實驗結果圖，當雙頻HIFU持續輻照離體牛肝組織時，對應的聲發射信號幅值出現明顯變化(圖3)與USAE 信號幅值首次出現明顯拐點立即停止輻照(圖6)，組織都出現了相應的損傷(圖4、圖7)，其聲發射信號幅值的變化趨勢都非常靈敏，且同時間段的B 超灰度圖像變化不明顯(圖5、圖8)，兩組對比實驗都表明USAE信號幅值對組織損傷的監測靈敏度都優于B超。3種不同功率下均進行了多次重復實驗，差頻信號幅度的下降與損傷的出現表現出較好的一致性。

3 討論

本研究在雙頻HIFU輻照離體牛肝組織期間對USAE 信號進行了監測。顯然，差頻場僅存在于雙頻HIFU 模式下，USAE 信號綜合反映了共焦區組織的病理學特征，而B超只反映了組織的聲學性質。因此，在相同的工作參數下，USAE信號提供的共焦區組織信息比B 超豐富，且基于超聲激發組織聲發射信號幅值評判組織凝固性壞死的靈敏度要優于B超。其他研究也顯示了USAE信號在監測彈性模量隨溫度變化的潛力[16-17]。但USAE信號幅值的變化不是一瞬間的，因為焦域組織凝固性壞死是一個漸進的過程。組織凝固性壞死的邊界也很難劃分，這可能與溫度上升有關。組織發生凝固性壞死前，溫度與USAE 變化具有一定相關性，但在壞死發生之后，溫度與USAE的關系出現變化[14]。當組織產生熱凝固后，彈性模量逐漸減小，組織振動幅度逐漸減小，所產生的聲發射信號幅值逐漸降低，因此判定組織發生熱損傷的聲發射信號變化閾值的選定還有待更深入的研究。

目前的研究有幾個局限性。首先，雙頻聲場復雜，影響聲發射探測的因素很多，提高信噪比是一個亟待解決的問題，水聽器的靈敏度、位置和方向至關重要；其次，需要更全面的方法，不僅要通過信號幅度，還要通過更多的數據處理方法對USAE 進行更深入的研究；最后，需要結合空化和沸騰的研究方法，探討空化效應對USAE的影響。

4 結論

本文針對雙頻HIFU 治療中焦域組織損傷監測問題，利用超聲激發聲信號技術，構建了一套雙頻聚焦超聲治療及組織損傷實時監測系統，針對HIFU 治療過程中靶組織損傷實時監測問題，構建了一種基于雙頻激發組織聲發射的高靈敏、實時的靶組織損傷監測方案。通過基于該方案的研究，在雙頻高強度聚焦超聲治療的同時，聲發射信號可以實時地檢測組織凝固性壞死，監測靈敏度優于B超。國內外對聲發射場的相關應用展開了一系列研究[18-26]，然而差頻信號產生的空化效應，也會增加聲發射信號的強度，且聲發射信號的幅值變化與組織的彈性模量和聲吸收系數的變化緊密相關，實驗中焦域組織的彈性模量與聲吸收系數的變化并不是瞬時發生。因此，聲發射信號的幅值變化界限很難區分。這都給下一步工作的開展提供了新的思路。

在下一步的研究工作中，將會考慮在體實驗，選用高靈敏度的水聽器，并設計陣列式水聽器傳感器，與本文中已構建的雙頻HIFU 治療系統相結合，使多個水聽器同時檢測焦域組織聲發射信號，對聲發射信號進行聲源定位，提高水聽器的接收靈敏度，深入探討雙頻HIFU治療模式下的USAE信號的變化規律，為雙頻HIFU 治療中靶組織損傷監測提供可供參考的研究數據，提升HIFU 治療的組織實時監測能力；進一步的對雙頻HIFU 治療時空化閾值與空化種類、溫度、聲發射信號及B 超圖像的灰度變化進行同時監測，從多維度評判組織凝固性損傷，從而解耦雙頻HIFU治療時聲發射信號幅值變化的影響因素，量化聲發射信號幅值變化與組織損傷的對應關系。該監測系統易與HIFU治療系統相結合，有望在未來提供一種新的監測手段。