超聲彈性成像監測冷凍手術的仿真實驗研究

劉蕾，蘇立楠，王倩，劉靜＊

清華大學醫學院生物醫學工程系，北京，100084

低溫外科手術從提出到獲得推廣，經歷了一個漫長的發展過程[1]。早期，雖然此項技術在一些人體深部腫瘤的治療方面報道了許多令人鼓舞的結果，但距離為臨床普遍接受還存在一定距離，原因主要是由于冷凍控制方面的困難所致[2]。低溫醫學中實施選擇性凍傷的關鍵之一在于發展無損成像技術，相應的監測對象主要是凍結范圍即冰球大小。在迄今所建立的各種成像方法中，超聲作為一種實時成像工具，既能引導冷凍探針的插入定位，又能監測出冷凍后組織凍結壞死所形成的冰球邊緣，并可多角度探測，特別是由于其檢查成本適中，因而在肝癌、前列腺癌等的冷凍治療中發揮了重要作用。該方法實際上自其在低溫醫學中的應用被提出以來就一直是臨床上所采用的主要影像監測措施之一。然而，這種方法在實踐中仍然存在很大局限性，主要問題在于測量對象—冰球與周邊組織的對比度不高，圖像分辨率相對較低。因此，若能很好解決這一問題，無疑將能更充分地發揮超聲監測在冷凍外科手術中的作用。在超聲影像技術的一些新發展中，彈性成像作為一種能捕捉生物組織彈性特征的方法[3]，在一定程度上彌補了常規超聲的不足，它充分地利用了病變組織彈性變化的特點，能更加清晰地顯示、定位病變以及鑒別病變性質，因此在一些診斷環節如乳腺癌檢測上已取得良好成效[4]、[5]。總體上，超聲彈性成像是通過獲取組織的彈性信息而成像，而在冷凍手術中，柔軟的組織在凍結形成冰球后，其彈性模量會發生顯著變化。比如，冰的彈性模量約為53 MPa，是組織彈性模量的10倍左右。因此可以推斷，如果將超聲彈性成像應用到冷凍手術的監控中，則有可能獲得較高的成像對比度。正是基于這一考慮，我們于前期首次提出了監測冷凍外科手術中凍結范圍的超聲彈性成像方法[6]，并從理論上研究了新方法的有效性。

本文基于前期研究基礎，通過設計模擬實驗采集超聲射頻數據，重建超聲彈性成像，來評估新方法在冷凍監測中的可行性。

1 實驗設計

實驗中使用的儀器為邁瑞DP-9900全數字黑白超聲診斷系統（每幀的掃描線為240條，每條掃描線采樣4115個點，采樣率為20 MHz）。所采集的數據通過外置的射頻數據采集卡傳送到計算機。實驗中選用3.5 MHz凸陣探頭（圓弧半徑50 mm，波束夾角為55°）。

測試對象選用明膠代替生物組織，配置質量分數為6%的明膠溶液，加熱至明膠融化，再冷卻至凝固。在凝固前，將所要觀察的物體放入明膠中，作為超聲試驗中待觀測的對象。在自制明膠體模中倒入少量水做耦合劑。

實驗中用鐵架臺固定住超聲探頭，使之正好與自制明膠體模界面接觸，由此得到的B超圖像清晰。松動鐵架臺，盡量將探頭垂直下移壓縮體模界面，在壓縮過程中及壓縮后分別連續采集10幀圖像。

圖1 加水壓縮法圖示Fig.1 Sketch for hydraulic pressure method

壓縮方法需滿足的條件為：垂直壓縮、施力均勻和施力大小易控。常規方法是借助電控機構推動擠壓板裝置，但實現起來相對復雜。為此，本文探索了一種簡捷高效的壓縮方法——加水壓縮法，如圖1所示，即直接在明膠體模中加入水，利用水的壓力來擠壓體模。水是超聲的良好的耦合劑，不會對圖像產生影響，而實驗中所使用的體模均為在明膠中加入想要觀察的物體，明膠接觸水不會溶解，故也不會對體模產生影響。研究表明，水壓法很容易滿足垂直壓縮、施力均勻和施力大小可控制的成像要求。

數據采集時需要注意的問題有：壓縮過程中對組織施加負載的變化時間應大于數據采集時間，以確保數據采集過程中，負載基本不變；為避免大位移引起的超聲散射回波畸變，通常施加的負載均比較小。同時，忽略組織的粘彈性，而將其假設為各向同性的線彈性體。一般其壓縮量控制在1%。

2 實驗數據處理

2.1 采集數據預處理

由于采集的只是射頻數據，沒有經過數字掃描變換器，要顯示圖像需要進行掃描變換。

本文實驗中采用的是凸陣探頭，掃描變換的過程涉及坐標變換與插補。圖2給出了掃描變換后的扇形圖像，其中虛線部分表示被測物體。

圖2 經過掃描變換后的B超圖像Fig.2 B mode ultrasonic image after digital scan converter.

2.2 超聲彈性成像

實現彈性成像的基本過程為[4]：利用探頭或者一個探頭-擠壓板裝置，沿著探頭的縱向(軸向)壓縮組織，分別采集組織壓縮前、后的射頻信號，利用互相關算法對信號進行分析，得到組織內部在不同位置的位移；然后經過數值微分操作，計算出組織內部的應變分布情況，并以偽彩圖或灰度圖的形式顯示出來，即可得到所謂的應變圖像或彈性圖像。由此圖像可間接反映出組織內部的彈性模量分布。

在上述算法基礎上，為提高成像精度，可進行兩處改進：① 由于受射頻信號采樣率限制，利用互相關法進行時延估計的誤差在±0.5個采樣點之間。為減小這一誤差，我們對互相關函數進行了二次曲線插值，從而明顯降低了時延估計的誤差；② 由于組織受壓縮，相應回波信號產生形變，每段信號只能與原信號部分重合，因此實驗估計的結果不夠準確。為減小波形畸變對實驗估計的影響，采用了壓縮擴展的方法[7]，即線性插值，將被壓縮信號拉伸成與原信號同長，以增加壓縮前后波形的重合度。詳細處理可參閱文獻[6]，此處不贅述。

經過改進后得到的算法精確度得到了明顯提高，經用于下文中計算仿真數據的彈性圖評估后，效果較好。

3 實驗結果

研究中，我們分別制備出三種不同的體模，計算超聲彈性成像并分析其結果，從而在實驗上驗證超聲彈性成像在監測冷凍手術上的可行性。

3.1 含玻璃塊的體模

圖3 含玻璃塊體模的B超圖Fig.3 B mode ultrasonic image for phantom embedded with glass block

圖4 玻璃體模超聲彈性成像：(a) 加水深度2 cm彈性偽彩圖；(b) 加水深度3cm彈性偽彩圖；(c)、(d)分別為(a)、(b)對應的灰度圖Fig.4 Ultrasonic elastography for phantom embedded with glass block: (a)Pseudo color elastography for the case of adding 2 cm depth water; (b) Pseudo color elastography for the case of adding 3cm depth water; (c) and (d) are gray images of (a) and (b), respectively.

為考察超聲彈性成像應用于強反射物體的效果，我們首先對由硬質長方體玻璃塊與明膠制成的模型進行了測試，相應的B超成像如圖3所示。隨后，我們分別在模型中加入2 cm、3 cm深的水，并采集射頻數據，由此計算得到超聲彈性圖像，結果如圖4所示，紅色反映了不規則形狀玻璃體的外輪廓。可見，與原始B超圖像作對比，待測對象的彈性圖像顯得更加清晰。

3.2 常溫組織體模情形

如下以瘦肉、肥肉等組織為研究對象，考察超聲彈性成像應用于生物組織時的效果。實驗所采用的體模分別為肥肉明膠體模、瘦肉明膠體模和瘦肉肥肉混合明膠體模，其中明膠質量分數均為6%。

圖5 常溫組織體模的B超圖像和超聲彈性圖像：(a) 肥肉明膠體模的B超圖像；(b) 肥肉明膠體模的超聲彈性圖像；(c) 瘦肉明膠體模的B超圖像；(d) 瘦肉明膠體模的超聲彈性圖像；(e) 瘦肥肉混合明膠體模B超圖像；(f) 瘦肥肉混合明膠體模的超聲彈性圖像Fig.5 Type-B ultrasonic image and elastography for phantom embedded with tissues at normal temperature: (a) Type-B ultrasonic image for phantom gel with fat; (b) Elastography for phantom gel with fat; (c) Type-B ultrasonic image for phantom gel with muscle; (d) Elastography for phantom gel with muscle; (e)Type-B ultrasonic image for phantom gel with mixed fat and muscle;(f) Elastography for phantom gel with mixed fat and muscle.

圖5給出了幾種常溫組織體模的B超圖和超聲彈性成像圖對比。紅筆標出的輪廓皆為不規則形狀的組織的外輪廓。可以看到，在常溫組織監測方面，超聲彈性成像的圖像分辨率及對比度與B超成像相比，沒有明顯的提高。這是因為，超聲彈性成像是對組織的應變量成像，而B超則是對組織中存在聲阻抗差異的反射界面成像。因此，當組織彈性模量大小相差不大，而組織的聲阻抗不同時，超聲彈性成像的區分能力弱于B超成像。

對于存在明顯彈性模量差異的組織，則可以得到清楚得多的圖像。從圖5（b）、圖5（d）中可以看出，超聲彈性成像能很清楚地區分出肥瘦肉和明膠的范圍，而且所顯示組織的范圍基本與其在B超下的成像一致。

超聲彈性成像的對比度與彈性模量差是直接相關的。如圖5（b）中的肥肉組織較圖5（d）中的瘦肉組織的外輪廓清晰，這是因為肥肉組織的彈性模量與明膠彈性模量的相差量，大于瘦肉組織與明膠的相差量。

組織彈性發生變化后，可較明顯地反應在超聲彈性圖像上。圖5（f）成像比其他圖片模糊的主要原因在于體模。本實驗的3個體模均用新鮮的豬肉組織同時制備，通過實驗安排，我們將瘦肥肉混合體模放置時間較長，組織由于長時間在明膠中的浸泡，其彈性會發生變化，即變軟。從而將其圖像的成像效果與圖5（b）、圖5（d）對比，可以比較明顯地看出變化。由此可以預見，當組織發生凍結時，會在彈性成像上呈現很好的對比度，而這一點對于監測冷凍手術中冰球的成長和消融過程將十分有利。

3.3 凍結組織體模情形

如下考察凍結組織的情況，以模擬超聲彈性成像監測冷凍外科手術的情形，以進一步從更接近真實的實驗上驗證相應方法的可行性。

首先分別將肥瘦肉組織放置在冰箱冷凍，溫度控制為-26oC，使組織完全凍結。制備明膠溶液，溶液制好后置于2oC處讓其冷卻（溫度過低會使明膠溶液直接結冰）。在明膠溶液冷卻并即將凝固之前，將制好的凍結組織放入明膠溶液中，并將含有凍結組織的明膠溶液在-26oC中放置約5分鐘，使明膠表面凝固成型。

利用水壓法采集凍結組織體模的數據。體模經過運輸、超聲儀器準備等環節，其內的凍結組織與明膠接觸的部分會融化，從而出現組織的固液交界面，而中心的冰凍組織類似冰球，正好模擬了冷凍手術中需要觀察的冰球的情況。

如圖6中所示，（a）、（c）為凍結組織體模的B超圖像，（b）、（d）為相對應的超聲彈性成像圖。兩條標注線之間是未凍結組織，而下方的標注線是凍結分界線。從這些實測結果可以看出，超聲彈性成像具有準確性高、分辨率高的特點。

圖6 凍結組織體模成像：（a）凍結瘦肉體模1的B超圖像；（b）凍結瘦肉體模1的超聲彈性成像；（c）凍結瘦肉體模2的B超圖像；（d）凍結瘦肉體模2的超聲彈性成像Fig.6 Images on phantom gel embedded with pre-frozen tissues:(a) Type-B ultrasonic image for phantom gel #1 with frozen muscle;(b) Elastography for phantom gel #1 with frozen muscle; (c) Type-B ultrasonic image for phantom gel #2 with frozen muscle;(d) Elastography for phantom gel #2 with frozen muscle

4 討論

如下討論由于實驗條件和算法理論的不同，導致產生的誤差及改進方向。

4.1 凸陣探頭產生的影響

圖7（a）為凸陣探頭成像原理圖。本實驗使用的超聲探頭的圓弧半徑為50 mm，超聲波束夾角為55o，超聲采樣率為20 MHz。由于使用凸陣探頭，壓縮前后的同一條超聲掃描線對應的組織已經發生了改變，故使用前文提到的超聲彈性成像算法將會產生一定的誤差。下面定性分析誤差的來源及大小。

圖7 凸陣探頭成像原理(a)及實驗中凸陣探頭成像示意(b)Fig.7 Imaging principle for convex array probe (a) and schematic for convex array probe imaging in the present experiment (b)

圖7（b）為實驗中凸陣探頭成像示意圖。超聲束從O點發出，超聲OMH為波束中左側最邊緣的一根。因此使用的腹腔探頭，探測深度較大，而根據平常使用的經驗，體模是最大深度的一半左右，即在AD=2000采樣點左右，矩形ABGH為探頭的最大視野，而矩形ABCD為明膠體模的位置。

當加水壓縮明膠體模后，設體模被壓縮1%，即AB面壓縮到FE處。則原來在ML線上的組織移動到NL線上。但是在超聲彈性成像的算法中，使用壓縮前后的OML掃描線上的采樣點進行互相關運算，從而找出位移的變化。但事實上，壓縮前后的組織并不在同一條超聲掃描線上。設組織壓縮后偏移角為?，則容易看出，在所有的偏移角?中，最左端和最右端的偏移角即∠MLN為最大者。而垂直線OP處的采樣點沒有偏移。下面計算∠MLN的大小。可以寫出(注：式中長度單位為采樣點)：

由余弦定理可得：

由以上計算可得：

(1) 在所有的偏移角中，偏移角∠MLN為最大。故本實驗中使用凸陣探頭對每條掃描線造成的偏移不大于0.22o。

(2) OP掃描線的組織在壓縮前后并不發生偏移，越是接近OP處，發生的偏差越小。故實驗時盡量將需要觀察的物體放在超聲波束的中間部位。

(3) 單就一條掃描線來看，則底部的偏移小，頂部的偏移大。如ML掃描線上，L處沒有偏差，而M點偏差20個采樣點，故應該盡量將需要觀察的物體放在超聲視野的下方。

(4) 如果明膠體模的深度AD增加，則各掃描線的偏移角不發生變化。但是掃描線上方的點的偏移數增加。因此沒有必要加大明膠體模的深度。

4.2 超聲彈性算法的改進方向

本實驗使用的算法和硬件設備并不完善。超聲彈性成像的算法相對單一，從超聲儀器中直接采樣出來的射頻數據沒有經過有效的去噪算法處理，較之在超聲儀器中顯示的圖像分辨率差一些。文獻[6]利用擬合數據已經驗證了本實驗所采用的超聲彈性算法的正確性以及較高的分辨率。其明顯的缺點即為抗噪能力較弱。而實驗數據為直接采集自未經有效去噪的射頻數據，包含許多噪聲，因此會使超聲彈性成像算法的結果出現較多失真。

4.3 加水壓縮法與實際應用的差別

加水壓縮法中，使用了裝在固定容器中的明膠來模擬人體組織，故加水之后組織只有垂直方向的壓縮。因此在超聲彈性成像算法中只需要考慮2維數據的互相關問題。而在實際操作中，探頭壓縮組織后，組織既有垂直方向也有水平方向的壓縮，故需要考慮3維數據的互相關，來確定壓縮的情況。考慮到算法和硬件兩方面的制約，本文研究定位為初步在理論和實驗上驗證超聲彈性成像在冷凍手術監測上的可行性。可以預計，后期若能改進算法和設備，還將大大提高實際成像效果。最后，在臨床應用中，需要人體組織冷凍前后的彈性模量的基礎數據。要想使得超聲彈性成像在冷凍手術中得到應用，首先需要對人體組織冷凍前后的彈性模量進行測量。個體之間雖然有一定差異，但是可限定在一定的誤差范圍內。彈性模量基礎數據的確定可以幫助有效地判斷組織的類型及凍結的程度。

5 結論

超聲彈性成像作為一種對組織力學特性實施成像的技術，理論上可用于任何可用超聲監測的、可接受靜態或動態壓力的組織系統，前景比較廣闊。目前，這種方法主要用于乳腺癌[8]、前列腺癌的檢測[9]，心肌功能的評價[10]，腎臟和前列腺等具有彈性模量差異的正常解剖結構的成像[11]，用于射頻消融檢測，強度聚焦超聲檢測的研究[12]以及化學消融范圍監測[13]等。

低溫冷凍治療作為一種新的綠色腫瘤治療方法，具有麻醉鎮痛、止血或減少出血以及能防止腫瘤擴散等優點，且副作用遠低于放療和化療，被確認為是一種治療抗藥性很強的大塊腫瘤的重要方法[14]。如果能精確的控制冷凍范圍，則低溫冷凍方法無疑會成為一種臨床腫瘤治療的理想選擇。

本文實驗首次表明，將超聲彈性成像應用于冷凍手術中的凍結范圍檢測時具有明顯的可行性。相對于其他方法，超聲彈性成像監測的是彈性模量信息，應用在冷凍手術監測時，可得到相對較高的圖像對比度。當然，為了將該方法發展為成熟的臨床監測方法，尚需開展更多的研究和探討。雖然目前研究尚處于初級階段，但是可以確信，超聲彈性成像在冷凍手術監測中有很好的應用前景，將有助于推動低溫外科醫學向精確化邁進。

致謝 本文成稿過程及理論分析中，得到高上凱教授具體幫助，謹致謝意。作者感謝高等學校博士學科點專項科研基金及清華-裕元醫學科學基金對本研究工作給予的資助。

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