超声激发声信号幅值实时监测HIFU焦域组织损伤*

田 丽 郑 昊 谢 伟 李发琪 王智彪,2 李雁浩

(1 重庆医科大学超声医学工程国家重点实验室、生物医学工程学院 重庆 400016)

(2 超声医疗国家工程研究中心 重庆 401121)

0 引言

高强度聚焦超声(High intensity focused ultrasound,HIFU)是一种非侵入、无电离辐射并能够选择性消融体内肿瘤的无创技术，目前已在子宫肌瘤、肝癌、骨肿瘤、乳腺癌等适应症治疗领域开展了较为广泛的临床应用和推广[1-5]。因此，安全有效的实时损伤监测十分重要。而大多的损伤监测方法主要依赖于影像，譬如CT、磁共振成像(Magnetic resonance imaging,MRI)、超声成像等，这3 种成像技术都各有特点[6]，CT与MRI成像清晰，但实时性较差，主要用于术前诊断以及术后的疗效评估；超声成像利用超声穿透人体时会产生反射波，反射的回波信号经过信号处理，得到具有灰度变化的超声图像，因其易与现有超声治疗设备相结合，实时性较高等特点，是当前HIFU 治疗中应用最广泛的监测手段[7]。但该强回声信号表现了组织的声阻抗变化，缺乏特异性，且易受到焦域处空化泡和沸腾泡的影响，当HIFU 治疗产生的焦域较小或声阻抗差不大时，声像图的灰度变化不明显[8]。因此HIFU 治疗时的焦域组织的实时损伤监控仍是一个尚待解决的难题。

超声激发声发射(Ultrasound stimulated acoustic emission,USAE)信号可用于监测组织损伤。通过两束声波的相互作用，可对共焦区组织产生沿轴向的低频振动声辐射力，该声辐射力作用于共焦区组织，使其发生低频振动，向外辐射声波，即声发射信号。该信号反映组织的声学特性与力学特性[9]，具有只在焦域处产生、特异性高、易于现有超声治疗设备相结合等优点。1996年，Fatemi 等首先提出双频超声激发声发射信号[10]，在对USAE信号的研究中，Fatemi 等检测了USAE 信号的幅度与相位，验证USAE 信号可区分不同共振频率的同材料音叉[11]；通过比较瞬态法、剪切波测量法以及振动声成像法成像方式，进一步说明了USAE 信号携带了丰富的组织信息，应用范围优于传统成像模式[12]；Konofagou 等[13]建立有限元模型，提出USAE信号幅值与病灶区域刚度变化存在一定的对应关系，从理论上完善了USAE 信号变化与组织损伤的对应关系，随后Fatemi 等将该方法用于HIFU治疗监测，即治疗时采用单频模式治疗，在治疗间隙对靶组织进行损伤监测[14]，且所采用的治疗功率很低，施加的电功率小于20 W，形成一个位置的损伤需要数百秒时间，因而未真正实现实时损伤监测。

本文基于1-3 材料的宽带特性，开发了双频HIFU 换能器。在双频HIFU治疗过程中，通过外部水听器接收双频激发的组织声发射信号，该声发射信号的幅值、频率等声学特性与组织特征紧密相关，且避开了传统超声图像引导的监测缺陷，使得传统超声诊断无法探测的疾病可精确诊断。这种方法不仅实现了高效率双频治疗，还可在治疗过程中进行实时损伤监测。且监测中利用了用于治疗的功率超声信号，检测的信噪比和灵敏度得到了极大的提高。通过解析治疗过程中的USAE 信号变化规律，获得组织损伤进程，从而实现治疗增效和组织损伤的监测，有望解决HIFU治疗的组织损伤实时监测难题。

1 方法

1.1 监测系统与双频HIFU治疗系统的集成

1.1.1 监测系统

图1 所示的双频HIFU 换能器由于f1和f2的相互作用，使得共焦区组织受到一个沿轴向的低频振动声辐射力，并发生振动，产生声发射信号。为有效监测声发射信号，需采用高灵敏度的低频水听器进行监测，水听器使用小球水听器(RHS(A)-20,Hangzhou applied acoustic research institute,Hangzhou,China)，工作频率范围：10 Hz～100 kHz，低频灵敏度：(-197±1)dB。为了避开超声发射声束的干扰，水听器放置在与聚焦超声声束轴垂直的位置上，在保持水听器与聚焦超声换能器相对位置不变的条件下，来监测焦域组织发出的USAE信号。

图1 系统搭建示意图Fig.1 Schematic diagram of system construction

小球水听器检测到的声发射信号通过PicoScope 示波器模块(Picoscope 2407B,Picoscope Tech.,Cambridgeshire,UK)采集后实时传至PC上位机。数据采集采用RunBlock 模式，采样间隔48 ns/sample，每帧采集长度400 μs，每帧间隔200 ms。PC机实时将每帧数据进行傅里叶变换，并提取差频信号的幅值，实时描绘该幅值随时间的变化曲线。

1.1.2 双频HIFU治疗系统

为实现双频HIFU 治疗，换能器采用基于1-3压电复合材料的球面自聚焦换能器，如图2 所示。将换能器表面分成共球心的两个环形，中间开孔安装用于引导和监控的B 超探头，为保证双频工作稳定且形成有效的声发射信号，将双频换能器的两部分设计成相同面积，双频HIFU 换能器中心孔径d11=75 mm，外圈开孔直径d22=220 mm，内圈开口直径d12= 130 mm，几何焦距R= 170 mm。由于在生物组织中， 声衰减系数随超声频率增加而增大，因此将双频激励频率差异设定在100 kHz 之间，两个元件的频率分别设为1.16 MHz(内圈)和1.14 MHz(外圈)，其3 dB 频带宽度均大于60 kHz。

图2 双频换能器示意图Fig.2 Schematic diagram of dual frequency transducer

双频HIFU工作的原理是利用两个自制的功率放大器分别驱动双频HIFU 换能器的两个部分。功率放大器基于开关模式全桥逆变谐振的拓扑进行设计[15]，最高工作频率1.5 MHz，最大输出功率1.5 kW。功率放大器通过信号发生器(AFG3102C,Tektronix,Beaverton,OR,USA)进行输出控制，信号发生器则由PC 上位机进行控制。输出功率的调整是通过外部程控直流电源(GEN1500W,TDKLambda,Chuo-ku,Tokyo,Japan)完成的，该电源同样通过PC 上位机(以太网协议)控制其输出电压。

双频换能器与海扶刀®聚焦超声肿瘤治疗系统(Chongqing Haifu Medical Technology Co.Ltd.,Chongqing,China)兼容。为了避免周围介质声反射的影响，换能器周围覆盖一层吸声材料(超声医疗国家工程研究中心提供)，使用通透率高的超声透声膜将离体脱气牛肝固定在双频HIFU 换能器上方。

1.2 实验步骤

1.2.1 实验材料制备

新鲜离体牛肝(屠宰后24 h 内)样本尺寸约为50 mm×50 mm×50 mm，将样品放入真空室进行脱气处理。

1.2.2 实验过程

取f1=1.16 MHz，f2=1.14 MHz(用数字示波器TDS380进行监测，Tektronics)，声波功率用吸收目标的辐射力天平校准。

将3 组脱气的肝脏样品放入25°C 脱气水中，分别在35 W、50 W、80 W 声功率下对离体牛肝组织进行40 s的间歇式辐照(辐照6 s，停2 s，共5回合辐照)，在治疗间歇采集B 超监控影像，并观察B 超影像灰度和声发射信号幅值的变化趋势。

再取3 组脱气牛肝样本，同样条件下辐照离体牛肝，实时观察B 超图像与声发射信号幅值的变化趋势，当声发射信号出现明显下降趋势后，立即停止辐照。

2 结果

图3～图5 显示了使用双频HIFU 间歇式辐照离体牛肝组织，声功率分别为35 W、50 W、80 W结果图。图3 为声发射信号的变化趋势图，图中的信号展示了30 s有效辐照时间，将曲线平滑处理，实际的曲线受空化活动等影响有小范围的波动，但平滑处理并未改变曲线的变化趋势；图4 为不同声功率辐照后，立即将接受辐照的样品沿共焦平面切开的组织损伤图；图5 表示不同声功率下，辐照前后的B超灰度对比图像。

图3 不同辐照声功率下，声发射信号幅值随辐照时间的变化结果Fig.3 The change results of USAE signal amplitude with irradiation time under different irradiation sound power

图4 不同声功率对离体牛肝组织的损伤结果Fig.4 The damage results of different sound power on bovine liver tissue in vitro

图5 不同声功率下，辐照前后B 超影像Fig.5 B-ultrasound images before and after irradiation under different sound power

声发射信号幅值出现拐点(图6)；沿声轴方向切开组织后，发现已产生凝固性损伤(图7)，损伤面积均较小；B 超影像中均未出现可观察到的灰度变化(图8)。

图6 不同辐照声功率下，声发射信号幅值随辐照时间的变化结果Fig.6 The change results of USAE signal amplitude with irradiation time under different irradiation sound power

图7 不同声功率对离体牛肝组织的损伤结果Fig.7 The damage results of different sound power on bovine liver tissue in vitro

图8 不同声功率下，辐照前后B 超影像Fig.8 B-ultrasound images before and after irradiation under different sound power

由图3可知，随着治疗声功率的增加，声发射信号出现拐点，病变的大小也相应增加，50 W和80 W声功率条件下，组织均伴有一定程度的机械损伤。35 W 声功率辐照下，低频声发射信号在17～18 s 处呈现下降趋势，辐照结束后切开组织可见凝固性损伤(图4)，而焦域处的B 超影像灰度在辐照前后观察不到差异(图5(a)、图5(b))；声功率升高到50 W时，在12～20 s 内声发射信号持续降低，此时B 超灰度无明显变化。辐照结束后，组织损伤面积较35 W声功率下的大，且伴有裂痕(图4))；声功率达到80 W 时，声发射信号在约10 s 后便出现大幅度的下降趋势，在第3 回合辐照结束后，B 超影像中出现强回声，且随着辐照时间的增加，强回声区域不断扩大，辐照结束后B超影像展示为图5(f)，组织损伤面积进一步扩大。

图3～图5 与图6～图8 为两组对照组实验结果图，当双频HIFU持续辐照离体牛肝组织时，对应的声发射信号幅值出现明显变化(图3)与USAE 信号幅值首次出现明显拐点立即停止辐照(图6)，组织都出现了相应的损伤(图4、图7)，其声发射信号幅值的变化趋势都非常灵敏，且同时间段的B 超灰度图像变化不明显(图5、图8)，两组对比实验都表明USAE信号幅值对组织损伤的监测灵敏度都优于B超。3种不同功率下均进行了多次重复实验，差频信号幅度的下降与损伤的出现表现出较好的一致性。

3 讨论

本研究在双频HIFU辐照离体牛肝组织期间对USAE 信号进行了监测。显然，差频场仅存在于双频HIFU 模式下，USAE 信号综合反映了共焦区组织的病理学特征，而B超只反映了组织的声学性质。因此，在相同的工作参数下，USAE信号提供的共焦区组织信息比B 超丰富，且基于超声激发组织声发射信号幅值评判组织凝固性坏死的灵敏度要优于B超。其他研究也显示了USAE信号在监测弹性模量随温度变化的潜力[16-17]。但USAE信号幅值的变化不是一瞬间的，因为焦域组织凝固性坏死是一个渐进的过程。组织凝固性坏死的边界也很难划分，这可能与温度上升有关。组织发生凝固性坏死前，温度与USAE 变化具有一定相关性，但在坏死发生之后，温度与USAE的关系出现变化[14]。当组织产生热凝固后，弹性模量逐渐减小，组织振动幅度逐渐减小，所产生的声发射信号幅值逐渐降低，因此判定组织发生热损伤的声发射信号变化阈值的选定还有待更深入的研究。

目前的研究有几个局限性。首先，双频声场复杂，影响声发射探测的因素很多，提高信噪比是一个亟待解决的问题，水听器的灵敏度、位置和方向至关重要；其次，需要更全面的方法，不仅要通过信号幅度，还要通过更多的数据处理方法对USAE 进行更深入的研究；最后，需要结合空化和沸腾的研究方法，探讨空化效应对USAE的影响。

4 结论

本文针对双频HIFU 治疗中焦域组织损伤监测问题，利用超声激发声信号技术，构建了一套双频聚焦超声治疗及组织损伤实时监测系统，针对HIFU 治疗过程中靶组织损伤实时监测问题，构建了一种基于双频激发组织声发射的高灵敏、实时的靶组织损伤监测方案。通过基于该方案的研究，在双频高强度聚焦超声治疗的同时，声发射信号可以实时地检测组织凝固性坏死，监测灵敏度优于B超。国内外对声发射场的相关应用展开了一系列研究[18-26]，然而差频信号产生的空化效应，也会增加声发射信号的强度，且声发射信号的幅值变化与组织的弹性模量和声吸收系数的变化紧密相关，实验中焦域组织的弹性模量与声吸收系数的变化并不是瞬时发生。因此，声发射信号的幅值变化界限很难区分。这都给下一步工作的开展提供了新的思路。

在下一步的研究工作中，将会考虑在体实验，选用高灵敏度的水听器，并设计阵列式水听器传感器，与本文中已构建的双频HIFU 治疗系统相结合，使多个水听器同时检测焦域组织声发射信号，对声发射信号进行声源定位，提高水听器的接收灵敏度，深入探讨双频HIFU治疗模式下的USAE信号的变化规律，为双频HIFU 治疗中靶组织损伤监测提供可供参考的研究数据，提升HIFU 治疗的组织实时监测能力；进一步的对双频HIFU 治疗时空化阈值与空化种类、温度、声发射信号及B 超图像的灰度变化进行同时监测，从多维度评判组织凝固性损伤，从而解耦双频HIFU治疗时声发射信号幅值变化的影响因素，量化声发射信号幅值变化与组织损伤的对应关系。该监测系统易与HIFU治疗系统相结合，有望在未来提供一种新的监测手段。