高強度聚焦超聲治療子宮肌瘤中水囊耦合的影響評估*

陳燕華 馮 煉 周 芳 王永領 周小偉

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

(2 超聲醫療國家工程研究中心 重慶 401121)

0 引言

子宮肌瘤(又稱平滑肌瘤或肌瘤)是最常見的子宮良性腫瘤[1-2]。高強度聚焦超聲(High intensity focused ultrasound,HIFU)已經被證明對治療子宮肌瘤十分有效[3]，且2020年被納入子宮肌瘤治療的臨床指南。作為一種無創的熱消融技術，HIFU通過將能量聚焦在局部位置[4]，在不損傷周圍正常組織的情況下使肌瘤組織發生熱凝固性壞死。為了精準高效地對子宮肌瘤進行消融，HIFU 治療模塊一般需要與超聲影像引導模塊相結合[5]，組成具有引導功能的治療平臺(如圖1 所示)。在治療子宮肌瘤的過程中，病人處于俯臥狀態，超聲治療頭從下往上發射能量進行治療，臨床醫生會依據腫瘤的位置、大小、聲通道的環境來制定最佳的熱消融治療方案。除了脫氣水作為HIFU 治療的耦合劑外[6]，水囊也作為一種額外的輔助器件在子宮肌瘤的治療過程中發揮著重要作用(圖1)。具體而言，醫生可以通過升降超聲影像探頭，擠壓水囊以推開聲通道中的障礙(如膀胱或直腸等)，并能夠減小病灶離皮膚表面的距離(當病灶較深時，此舉可以降低治療難度)，以此來尋找最佳的治療窗口。但是，水囊的引入在某種程度上也使得聲通道變得復雜，會影響治療效率和監控影像質量，特別是當水囊的材料選擇不當時。

圖1 HIFU 治療系統與超聲影像引導相結合的系統平臺Fig.1 HIFU treatment system combined with ultrasound image guidance system platform

超聲波由超聲換能器發出再到達靶組織的過程會出現超聲吸收、超聲散射和超聲折射等物理現象[7]，從而影響聲能量焦點在靶組織上的聚焦性。在HIFU 治療子宮肌瘤中，超聲波的耦合機制要為超聲換能器和組織之間的能量傳輸過程提供最佳的聲阻抗匹配。因此有效的耦合劑必須具有與人體組織相近的聲學系數[8](如聲阻抗、聲速，并具有較低的衰減系數)，以保證能量的穿透率并降低聲波傳播的偏移。一般情況下，脫氣水是一種臨床較為接受的耦合方式。加入水囊后，如果水囊不滿足以上聲學屬性要求，將會造成耦合問題。從治療層面來說，這不僅會造成超聲能量的損失，還會破壞聲波傳播過程中的聲通道環境使得聲波無法聚焦；從監控影像層面來說，由水囊造成的復雜聲通道也會使成像質量惡化。

理論表明，一列平面波垂直入射中間層介質時，若中間層介質的厚度遠小于超聲波波長，中間層介質不影響超聲波的傳播，超聲波能完全透射過去[9]。但本文在實驗中發現，當聲波處于1～3 MHz 范圍時，即使水囊的厚度只有50 μm，也會對超聲波的傳播造成不容忽視的影響。為了評估這種影響，本文基于k-Wave 聲學仿真軟件，一方面建立超聲在生物介質中的非線性傳播模型，在有無水囊條件下對比焦域處的溫度變化，以此分析水囊對治療效率的影響；另一方面建立超聲成像過程的仿真模型，通過分析超聲圖像的質量來評估水囊對監控影像質量的影響。

1 材料與方法

1.1 聲波透過3層介質理論模型

水囊(原材料為熱塑性聚氨酯彈性體又稱熱塑性聚氨酯橡膠，簡稱TPU)的材質是透明的TPU 薄膜，其厚度為50 μm。在治療過程中，水囊裝著適量的脫氣水作為一種中間層介質放置在換能器和皮膚組織之間。如圖2 所示，在一種介質中插入一中間層介質時，聲波垂直入射中間層介質的聲強透射系數[9]為

圖2 聲波透過中間層及坐標系Fig.2 Sound waves pass through the mesosphere and the coordinate system

式(1)中，R1=ρ1c1，R2=ρ2c2，k2=ω/c2；當k2d ?1時，有ti ≈1，即當中間層介質的厚度遠小于其超聲波波長時，聲波幾乎能全部透射，該中間層對聲波的傳播沒有影響。

然而，該理論模型是建立在理想條件下，在實際場合下，這模型的適用范疇有待驗證。本研究在海扶刀?聚焦超聲腫瘤治療系統(JC200 型，重慶海扶醫療科技股份有限公司，以下簡稱“海扶刀?設備(JC200型)”)上，使用Vantage系統采集同一超聲脈沖經過有無水囊情況下的反射回波信號，對比不同機械指數(Mechanical index,MI)下兩種情況在B超圖像上包含水面區域(ROI)的平均幅值大小，得到的幅值見表1。其中，MI 值是按照ICE 標準測量得出，該值可以作為判斷超聲波機械效應(如微氣泡破壞)潛在風險的相對參數，是超聲診斷設備的重要參數之一[10]。

表1 ROI 處平均幅值Table 1 Average amplitude at ROI

通過統計比較多次實驗得到的平均幅值可知，有水囊時，ROI 的幅值在不同MI 下均減小18.1%～37.1%，說明水囊的透聲性能比脫氣水差，即水囊改變了聲通道的環境，增加了聲波在傳播過程中的能量損耗。因此，本文將對水囊造成聲波傳播的影響進行分析評估。

1.2 Westervelt非線性傳播方程

介質為黏性流體時，超聲波在介質中非線性傳播的壓力分布由Westervelt方程來獲得[11-12]：

式(2)中，p為聲壓；ρ0和c0為介質的聲速和密度；β=1+B/2A為流體的非線性系數，其中B/2A是非線性參數；δ=α/ω2為聲擴散系數，其中α為聲傳播介質的吸收系數。該理論模型實施由k-Wave聲學仿真軟件內部實現。

1.3 Pennes生物熱傳導方程

為確定組織域內的溫度分布，將式(2)求解得到的HIFU 治療過程中的壓力分布與Pennes 生物傳熱方程[13-14]耦合：

式(3)中，ρt為組織的密度；Ct、k分別為組織的比熱容和導熱系數；Cb為血液比熱容；ωb為血液灌注率；T和Tart分別為組織和血動脈溫度；Q為超聲在組織域內吸收而產生的熱沉積，可由式(4)計算：

由于本文主要研究水囊對治療效率和成像質量的影響，為簡化計算并未考慮血流的影響，即ωb=0，因此，式(3)可簡化為

基于k-Wave 聲學仿真軟件，在有無水囊情況下求解式(5)得到HIFU 輻照靶組織后的溫度分布，并分析兩種情況下的焦域溫度差異來評估水囊對治療效率的影響。

1.4 凸陣探頭超聲成像及其圖像質量

發散波超聲成像是一種非聚焦式的超聲成像方式[15]，它利用全孔徑發射和接收。單角度發散波發射、接收一次雖然都能得到一幅超聲圖像，但其成像質量較差，為了得到圖像質量更好的圖像，可以對不同角度的超聲圖像進行復合[16]。本文采用計算線陣探頭發射平面波的發射和接收延時的方式來近似得到腹部凸陣探頭每個陣元發射脈沖信號的延時[17]，使其波陣面可以向左或向右偏轉。

利用k-Wave 聲學仿真軟件模擬腹部凸陣探頭(C5-2c)在[-10°,10°]之間偏轉11 個角度發射發散波，將仿真得到的反射回波數據處理成射頻(Radio frequency,RF)信號用于波束合成以得到超聲圖像。在有無水囊的情況下分析超聲圖像的分辨率，并計算其對比度(Contrast radio,CR)、噪聲對比度(Contrast-to-noise,CNR)和背景信噪比(Speckle SNR,SSNR)來評估水囊對成像質量的影響。其中超聲圖像的分辨率越大，表明其圖像質量越差；而CR、CNR 以及SSNR 值越大，說明超聲圖像質量越好。具體計算方式如式(6)、式(7)和式(8)[18-19]所示：

其中，μbg是背景散射體的平均強度，μcyst是暗斑內部的平均強度，σbg是背景散射體的成像強度的標準差，σcyst是暗斑內部的強度的標準差。

1.5 仿真模型及參數

如圖3 所示，本文以海扶刀?設備(JC200 型)中的HIFU 換能器為模型，基于實際的臨床場景，利用k-Wave 工具箱模擬HIFU 換能器發射超聲波經水域、水囊后在靶組織聚焦的過程，該仿真域包含HIFU 換能器、水域、水囊以及與肝臟具有相同聲學特性和物理特性(包括聲速、密度、比熱容和導熱系數)的生物組織。當聲波在介質中傳輸到達計算域邊緣時，它們被一種特殊類型的各項異性吸收邊界層吸收，稱為完美匹配層(Perfectly matched layer,PML)[20-22]。PML 包圍著計算域，均勻添加在計算網格的所有邊，且其必須滿足兩個要求：(1) 該層必須是“透明”的，即聲波可以任意穿過而不會引起任何聲波反射回介質；(2) 該層的媒質必須有“吸收”行為，以使輸出波在到達計算域邊緣時顯著衰減。本研究建立的二維軸對稱模型中，PML設置為2D 默認情況下的模擬值，即PML_size=20(PML_size以網格點為單位定義)。

圖3 HIFU 換能器輻照靶組織仿真模型Fig.3 HIFU transducer irradiation target structure simulation model

模型中x軸為超聲波的傳播方向，y軸為換能器開孔直徑方向，網格大小為9200×9200，HIFU輻照靶組織的輻照深度為40 mm。

仿真過程中，水和肝臟組織的參數見表2、表3[23]，換能器的參數見表4。

表2 水和肝臟的屬性Table 2 Water and liver properties

表3 水和肝臟對應基頻和諧波的聲吸收系數Table 3 The acoustic absorption coeffi-cients of water and liver corresponding to fundamental and harmonic frequencies(單位：Np·m-1)

表4 HIFU 換能器的參數Table 4 Parameters of HIFU transducer

腹部凸陣探頭發射發散波掃描散射體并接收回波信號的仿真模型的二維平面圖，如圖4 所示，該模型建立在3600×2400×40的三維網格內。模擬的強散射體的聲速在1400～1600 m/s 的范圍內、密度在933.3～1066.6 kg/m3之間隨機波動。5 個散射點的聲速均為1600 m/s，密度為1200 kg/m3。在k-Wave聲學仿真軟件中，因為完整的三維水囊計算模型的計算量巨大，已經超出實驗室現有的計算能力，所以在模型建立時用了兩個與水囊等厚度的弧形代替完整的水囊。

圖4 腹部凸陣探頭(C5-2c)掃描成像區域仿真模型Fig.4 Simulation model of abdominal protruding array probe (C5-2c) scanning imaging area

本文使用Ram-5000 系統(聲學參數測量系統)對厚度為1 mm、2 mm 的TPU材料樣品(該樣品與水囊的材料一致)進行聲參數測量，根據多次實驗結果計算得到水囊聲參數(聲速、密度以及聲吸收系數)見表5。

表5 水囊的聲參數Table 5 Acoustic parameters of water bag

在k-Wave 仿真建模過程中，腹部凸陣探頭的模型參數見表6。

表6 腹部凸陣探頭參數Table 6 Abdominal convex array probe parameters

2 結果

本文基于k-Wave 聲學仿真軟件，在有無水囊情況下，建立HIFU 輻照靶組織及其超聲引導過程的仿真模型，分別分析水囊對治療效率和成像質量的影響。

2.1 水囊對治療效率的影響

建立HIFU 輻照靶組織的模型，求解Westervelt非線性傳播方程得到基頻和各次諧波分量的聲壓分布，并將求解結果與Pennes傳熱方程耦合。計算傳熱方程中的熱沉積Q時，除基波外還要考慮各諧波分量的影響，本文最高只考慮四次諧波分量。并以聲壓下降-6 dB 為標準計算焦域處的幾何面積，計算結果表明有水囊和沒有水囊時焦域處的幾何面積分別為8.62 mm2和8.54 mm2。

當聲壓分別為100 kPa、130 kPa和160 kPa，輻照時間為1 s、2 s 和3 s 時，探索有無水囊兩種情況下在焦域處的最高溫度變化。比較分析兩種場景下的溫度分布，以不同聲壓輻照靶組織3 s 為例，得到的HIFU 輻照靶組織的溫度分布結果如圖5 所示。該結果可以得到HIFU 輻照靶組織之后的溫度分布情況，通過分析焦域處的溫度場數值可以得到在有無水囊情況下，治療過程中的最高溫度變化。

圖5 聲壓分別為100 kPa、130 kPa 和160 kPa 輻照靶組織3 s 后的溫度分度Fig.5 Temperature fractions of 3 s after irradiation with sound pressures of 100 kPa,130 kPa and 160 kPa,respectively

不同聲壓、不同輻照時間下輻照靶組織后的最高溫度變化如圖6 所示。可見在不同聲壓、不同輻照時間輻照靶組織的情況下，加入水囊后焦域處的最高溫度均減小，且有無水囊場景下的最高溫度差異隨著聲壓的增大而增大。聲壓為160 kPa時，沒有水囊時的最高溫度比有水囊時高13.08°C。

圖6 不同聲壓、不同時間下輻照靶組織后的最高溫度變化Fig.6 The maximum temperature changes of irradiated target tissues under different sound pressures and different time

2.2 水囊對監控影像質量的影響

用k-Wave 聲學仿真軟件建立三維腹部凸陣探頭，使其在[-10°,10°]的范圍內偏轉11個角度發射發散波，將仿真得到的回波數據處理成RF 信號波束合成后得到超聲圖像，沒有水囊和有水囊情況下的超聲圖像如圖7(a)、圖7(b)所示，圖中的紅色圓圈為暗斑的所選區域，綠色圓圈為暗斑區域對應的背景組織的計算區域。成像結果均經過動態壓縮后顯示，動態范圍統一設為60 dB。

圖7 沒有水囊和有水囊情況下C5-2c 凸陣探頭發散波超聲成像Fig.7 Ultrasonic imaging of divergent waves of C5-2c convex array probe without water bag and with water bag

分別在有水囊和沒有水囊的情況下，計算超聲圖像5 個強散射點的平均橫向分辨率，并分析超聲圖像的CR、CNR和SSNR，計算值見表7。可見與沒有水囊情況下相比，雖然有水囊時超聲圖像的橫向分辨率僅升高了0.01 mm，但其CR 降低了12.67%，CNR降低了15.75%，以及SSNR降低了10.01%。因此，加入水囊后超聲圖像質量降低。

表7 圖像質量參數Table 7 Image quality parameter

3 討論

由聲波垂直穿過中間層介質的理論模型可知，當中間層介質的厚度遠小于其超聲波長時，聲波能夠完全透射過去，不受中間層介質的影響。在超聲影像引導下HIFU 治療子宮肌瘤時，換能器和腹部凸陣探頭的中心頻率約為1 MHz 和3.13 MHz，而水囊50 μm 的厚度可能并不算遠小于該頻率下的超聲波波長，因此水囊仍會對聲波的傳播造成影響。

預實驗中，為了說明水囊在不同場景下均會對聲波能量的傳播造成影響，多次在有無水囊的條件下測量從水面反射回來的聲波能量差異。雖然回波幅值存在10%以上差異，但它們各自在有水囊相對無水囊時回波幅值均有所降低，這正是本文在不同實驗場景下為揭示水囊影響而采用的實驗手段。另外，為了避免水囊外壁氣泡對實驗結果的影響，放置完水囊之后都會觀察水囊表面是否有小氣泡，若水囊表面有小氣泡出現，會擦除表面氣泡再進行實驗，由于實驗過程的水域條件是脫氣水，實驗過程中水囊表面很少出現小氣泡。預實驗結果表明，與沒有水囊相比，有水囊情況下的超聲能量被衰減。為了分析水囊對治療效率和成像質量的影響，進而評估HIFU 治療子宮肌瘤中水囊的影響，本文基于k-Wave 聲學仿真軟件建立了HIFU 換能器輻照靶組織和腹部凸陣探頭(C5-2c)掃描成像區域的仿真模型。

HIFU 輻照靶組織的聲學仿真模型將求解Westervelt 非線性傳播方程得到的聲場分布與Pennes 生物熱傳導方程相結合得到HIFU 輻照靶組織的溫度場分布。該方法中的仿真模型參數很容易控制，這對定量、定性分析水囊在臨床治療子宮肌瘤場景中的影響十分有幫助。需要注意的是，在Westervelt 非線性傳播方程的求解過程中，水囊的真實衰減系數過大，會導致計算結果不收斂，因此本研究中水囊的聲吸收系數選為0.8，略微小于真實值。由于水囊的厚度只有50 μm，故該衰減系數的差異不會對本評估過程造成明顯影響。

以上工作已經在仿真模型中證明水囊對治療效率和監控影像質量的影響，可為實驗探索水囊的影響及改善水囊等方面的研究提供參考。由于受限于當前的計算資源，本研究中對治療效率評估的仿真模型是在二維情況下進行的，下一步工作可以采用較大運算能力的設備在三維場景下建立三維仿真模型評估水囊對治療效率的影響；同時，也希望能夠采用一種基于柱坐標的求解器對仿真模型進行求解，這樣能緩解模型求解的計算壓力，可能允許更加真實的三維仿真。另外，當前的仿真模型還不能完全模擬真實的治療環境，特別是復雜的組織結構及其聲學特性，但該簡單模型能夠初步幫助理解水囊所造成的影響，并且提供了一種高效的評估手段。

4 結論

本文針對當前臨床中HIFU技術治療子宮肌瘤場景，建立了HIFU 換能器輻照靶組織及其超聲影像引導過程的數值仿真模型，定量評估手術輔助器件水囊對治療效率和成像質量的影響。對比有無水囊情況下焦域面積大小和焦域處的最高溫度變化，以及分析超聲成像的圖像質量。本文研究結果表明：

(1) 加入水囊后，聲通道環境的改變影響了聲波的傳輸過程，不僅導致焦域處面積變大，即聲波的聚焦性變差，也降低了焦域處的最高溫度。這將會增加HIFU 治療子宮肌瘤時的治療時間，降低治療效率。

(2) 對比分析有無水囊場景下腹部凸陣探頭發射發散波掃描成像區域復合成像的圖像質量可知，加入水囊后超聲圖像的質量降低。

該評估體系可為進一步實驗研究最佳的水囊耦合方式奠定基礎。基于當前研究，作者下一步研究工作將設計離體組織和活體實驗來分析評估真實情況下水囊對治療效率和成像質量的影響。