3GHz微波熱聲成像系統

摘要： 為了評估3 GHz微波熱聲成像系統的性能，采用圓形掃描的探測方式，對不同形狀、不同對比度以及埋在豬肉脂肪中不同深度處的仿體進行了熱聲成像實驗.仿體實驗結果表明，該系統對具有不同對比度的10 mm×20 mm的矩形吸收體、邊長8 mm的正方形吸收體以及直徑8 mm的圓形吸收體能夠清晰地成像，系統的空間分辨率和成像深度分別為2和5 cm.

關鍵詞： 微波；熱聲成像；仿體實驗

中圖分類號： TN24； R445.9文獻標志碼： A 3 GHz Thermoacoustic Tomography SystemHUANG Lin1，LIU Lixin1，LU Kui1，ZHONG Xiaochun2，

微波熱聲成像（thermoacoustic tomography， TAT）是一種新型的非侵入、非電離式無損醫學成像方式，因其同時具有超聲成像的高分辨率和微波成像的高對比度優勢，近年來受到廣泛的關注[15].該技術用窄脈沖微波照射吸收體，吸收體吸收微波能量后由于熱致伸縮產生熱致超聲波信號，利用檢測到的超聲波信號對吸收體中微波能量吸收分布成像.乳腺腫瘤組織和正常組織之間的微波吸收對比度約為 6∶1[6]，如此大的微波吸收差異會使產生的熱聲信號強度也有很高的對比度，因此，與傳統的乳腺癌檢測手段相比，熱聲成像技術有望實現對早期乳腺癌的高對比度、高分辨率成像.

熱聲成像技術的發展主要受制于熱聲源技術的落后.結合光聲成像[1]以及理論分析[7]可知，成像分辨率主要受到超聲探測器帶寬以及微波源脈寬的影響，窄脈寬微波源和高頻率、寬帶寬的探測器在理論上可以達到極限分辨率.同時，要實現對生物組織的深層成像，微波源頻率還必須滿足具有深層穿透性的條件.目前，研究熱聲成像的實驗小組所采用的微波源要么是微波源頻率穿透性好但脈沖寬度較寬使得分辨率不高[2，8]；要么就是具有窄的脈沖寬度但是穿透性不好[910].本文綜合考慮成像深度、分辨率、對比度以及特異性[7]等方面因素后，采用對人體肌肉和脂肪的穿透深度分別是1.2和9.0 cm的3 GHz微波源來研究熱聲成像，在國內乃至于國際上都具有先進性.

本文首先對熱聲成像的基本理論和使用的圖像重建算法進行了介紹，然后對3 GHz熱聲成像系統進行了描述，最后利用該系統對不同形狀、不同對比度和埋在不同深度處的吸收體進行了成像研究，得到了與原始吸收體吻合很好的熱聲成像結果.1熱聲成像理論基礎生物組織受到短脈沖電磁輻照會導致局部熱膨脹，這一熱膨脹過程會發射相應頻率和幅值的超聲波信號，通過超聲換能器收集從生物組織中傳播西南交通大學學報第48卷第2期黃林等：3 GHz微波熱聲成像系統出來的熱聲信號，并用相應的算法重建圖像，就能夠將生物組織內部微波能量吸收的分布重建出來.熱聲波動方程（1）是熱聲成像的基本依據[11]：

其中，PAT實驗系統已經通過大量實驗進行了測試，所進行的改進僅僅是將脈沖激光源更換為脈沖微波發生器.在單探頭圓形掃描TAT實驗系統中，所用的微波源參數為：頻率3 GHz，峰值功率≥70 kW，脈寬0.75 μs，在波導末端通過一個喇叭天線（114 mm×144 mm角錐喇叭）將微波耦合到樣品上，從而產生熱聲波.脈寬以及峰值功率的選擇需要滿足熱限制和壓力限制[7]，以及安全性考慮.綜合考慮對生物組織的穿透能力和可提供的微波對比度[1]，實驗選用3 GHz作為微波源的中心頻率.實驗中照射到樣品表面的微波功率密度小于10 mW/cm2，這比IEEE Std C95.1TM， 2005標準規定的3 GHz安全輻照功率為20 mW/cm2的值要小，保證了實驗的安全性和可以臨床應用的前提.由于系統中微波源脈寬在μs量級，對應產生的超聲波頻率在1 MHz以下，所以選用中心頻率在2.25 MHz，帶寬60%（PANAMETRICS—NDT，V323）的超聲換能器可以獲得大約0.5 mm的空間分辨率.實驗中將超聲換能器和吸收體同時浸于裝滿變壓器油的水槽中來實現微波傳輸和超聲信號的耦合，旋轉電機（分辨率0.001 25°）控制超聲換能器以天線的中心線為軸旋轉，旋轉的步進角取為2°，旋轉一周可以采集到180組數據.采集到的熱聲信號首先被前置放大器放大，然后由數據采集卡（data sampling card DSC）將該信號轉換為數字信號并存儲在計算機中.整個數據采集過程通過Labview程序控制.就系統目前的運轉情況來看，進行一次180組數據的采集需要約3 min.如果將單一超聲換能器更換為陣列超聲換能器將大大縮短數據采集的用時.

3實驗結果與討論為了驗證TAT系統的成像能力和對其性能進行評估，利用微波吸收特性與乳腺病變組織相似的模擬吸收體進行實驗.吸收體由瓊脂+水+鹽+墨水按照一定比例配置后加熱、冷卻而成，其對微波吸收特性的不同主要由其中的鹽含量決定，墨水含量并不影響成像的對比度，其作用僅是為了便于觀察.實驗中吸收體是將100 mL水+10 g瓊脂+1滴墨水+1/2/3/4/5 g鹽混合后加熱、冷卻而形成的凝膠狀物體，圖3～7中x軸和y軸分布代表坐標尺度.

圖3給出了TAT系統對單個吸收體的成像能力，在微波能量分布不均勻的情況下仍然可以得到清晰的熱聲圖像，重建圖像中吸收體的形狀和尺寸也與實物基本一致，都是10 mm×20 mm的矩形吸收體；同時可以看到，不同含鹽量吸收體的熱聲重建圖像信號質量也不一樣，濃度高的吸收體得到重建圖像對比度較高，這與具有高鹽含量對應高微波吸收和高熱聲信號幅值的事實相符.

（a） 含3 g鹽/100 mL水吸收體（b） 含4 g鹽/100 mL水吸收體（c） 含5 g鹽/100 mL水吸收體（d） 4 g鹽/100 mL水吸收體照片注：所有吸收體尺寸均為10 mm×20 mm圖3單個吸收體熱聲重建圖像

Fig.3Recovered TA images for single absorbers圖4和5分別是不同濃度、同一形狀吸收體和不同濃度不同形狀吸收體的熱聲重建圖像.對不同濃度吸收體的熱聲成像可以進一步驗證高鹽含量對應高微波吸收的結論，同時對不同形狀吸收體的成像也為該系統進行復雜目標成像提供了前期可靠的參考依據.圖4（a）中下方的吸收體在圖像重建中出現中間斷裂的問題，是由于微波能量分布不均勻以及吸收體制作過程中存在的鹽分布不均勻造成的，這也是導致圖5（a）和圖5（b）中下方吸收體形狀與實物之間出現差異的原因.鑒于這些因素，下一步將會設計能量分布更加均勻的天線以及完善在吸收體制作過程中的工藝流程.

另外，采用不同尺寸的矩形吸收體對TAT系統分辨率進行研究，通過反復實驗對比發現，目前2 mm是系統能夠分辨的最小尺寸，其樣品圖像及重建圖像如圖6所示.

圖7是將一個規則吸收體埋在豬肉脂肪中不同深度處得到的熱聲成像結果，這一成像結果證實了該系統具有深度成像的能力，對于以脂肪為主的乳房組織，深達5 cm的熱聲成像能力完全具備臨床實用價值，這為我們研制第1臺早期乳腺癌熱聲成像系統打下了堅實的基礎.

4結論本文基于熱聲成像基本理論和系統介紹，結合實驗研究和理論分析，對3 GHz微波熱聲成像系統的性能進行了多方面的評估，利用該系統對具有不同形狀、不同含鹽量和埋在不同深度處的吸收體實現了熱聲成像.通過控制吸收體中鹽含量的變化模擬了不同類型的乳房組織，使實驗結果有臨床參考價值，為今后乳腺腫瘤的熱聲成像研究打下了基礎.實驗結果表明吸收體的含鹽量越高，則對比度越高，從理論上與微波成像和熱聲轉換機理相吻合，使得實驗系統的性能得到進一步的驗證；雖然實驗得出的2 mm分辨率比實驗所用微波源脈寬0.75 μs對應的1.13 mm的最好分辨率要大，但是2 mm的分辨率已經能夠滿足乳腺癌早期檢測的需求.為了進一步提高系統的分辨率，下一步將會采用聚焦型的超聲換能器.

綜上所述，該系統對早期乳腺癌檢測具有高對比度、非侵入、深層成像的潛在能力，這些實驗研究為下一步的動物活體實驗和臨床研究提供了可靠的保障，同時為下一階段定量微波熱聲層析成像重建電導率分布的研究也打下了堅實的基礎.

參考文獻：

[1]PRAMANIK M， KU G， LI Changhui， et al. Design and evaluation of a novel breast cancer detection system combining both thermoacoustic （TA） and photoacoustic （PA） tomography[J]. Medical Physics， 2008， 35（6）： 22182223.

[2]KRUGER R A， REINECKE D R， KRUGER G A. Thermoacoustic computed tomographytechnical considerations[J]. Medical Physics， 1999， 26（9）： 18321837.

[3]NIE Liming， ZHOU Quan， YANG Diwu， et al. Microwaveinduced thermoacoustic scanning CT for highcontrast and noninvasive breast cancer imaging[J]. Medical Physics， 2008， 35（9）： 40264032.

[4]KU Geng， WANG Lihong. Scanning microwaveinduced thermoacoustic tomography：signal，resolution， and contrast[J]. Medical Physics， 2001， 28（1）： 410.

[5]KELLNBERGER S， HAJIABOLI A， RAZANSKY D， et al. Nearfield thermoacoustic tomography of small animals[J]. Physics in Medicine and Biology， 2011， 56（11）： 34333444.

[6]OROURKE A P， LAZEBNIK M， BERTRAM J M， et al. Dielectric properties of human normal， malignant and cirrhotic liver tissue： in vivo and ex vivo measurements from 0.5 to 20 GHz using a precision openended coaxial probe[J]. Physics in Medicine and Biology， 2007， 52（15）： 47074719.

[7]XU Minghua， WANG L V. Analytic explanation of spatial resolution related to bandwidth and detector aperture size in thermoacoustic or photoacoustic reconstruction[J]. Physical Review E， 2003， 67（5）： 115.

[8]婁存廣，邢達，聶立銘. 快速微波熱聲層析成像在生物醫學中的潛在應用[J]. 激光生物學報，2008，17（4）： 530534.

LOU Cunguang， XING Da， NIE Liming. Fast microwaveinduced thermoacoustic tomography and the application in biomedicine[J]. Acta Laser Biology Sinica， 2008， 17（4）： 530534.

[9]聶在平，于萬寶，陳國平，等. 微波致熱超聲成像系統的研究[J]. 電子科技大學學報，2009，38（2）： 218221.

NIE Zaiping， YU Wanbao， CHEN Guoping， et al. Preliminary study on microwaveinduced thermoacoustic tomography system[J]. Journal of University of Electronic Science and Technology of China， 2009，38（2）： 218221.

[10]NIE Liming， OU Zhongmin， YANG Sihua， et al. Thermoacoustic molecular tomography with magnetic nanoparticle contrast agents for targeted tumor detection[J]. Medical Physics， 2010， 37（8）： 41934200.

[11]YAO Lei， GUO Gaofeng， JIANG Huabei. Quantitative microwaveinduced thermoacoustic tomograph[J]. Medical Physics， 2010， 37（7）： 35723579.

[12]HOELEN C G A， de MU F F M. Image reconstruction for photoacoustic scanning of tissue structures[J]. Applied Optics， 2000， 39（31）： 58725883.

[13]榮健，陳炳章，鐘曉春，等. 基于PCI4732的高定位精度光聲成像系統設計[J]. 西南交通大學學報，2012，47（1）： 115120.

RONG Jian， CHEN Binzhang， ZHONG Xiaochun， et al. Design of photoacoustic imaging system with high positioning accuracy based on PCI4732[J]. Journal of Southwest Jiaotong University， 2012， 47（1）： 115120.