磁動力超聲成像國內(nèi)外研究現(xiàn)狀文獻綜述磁動力超聲(Magneto-motiveUltrasound，MMUS)成像由Oh等人于2006年提出[36]，該成像方法通過檢測磁性納米粒子對外部磁激勵的機械響應(yīng)來探測磁性納米粒子的分布。磁動力超聲成像的原理是：將聚焦的高強度脈沖磁場施加到被磁性納米粒子標記的生物組織上，并使用超聲成像設(shè)備來監(jiān)測它們的機械運動(位移)，因此可以用來確定磁性納米粒子的在生物組織中的分布。因為生物組織具有磁透明性，所以對于超聲成像設(shè)備來說，在外部磁場下的生物組織不會發(fā)出聲信號。而磁性納米粒子容易對外部磁激勵做出響應(yīng)，受到磁力并向磁勢較低的方向運動。在運動的過程中，磁性納米粒子不可避免地會受到組織阻力，該阻力與運動方向相反。由于磁力和組織阻力引起的磁性納米粒子的振動可以使用基于超聲波的運動跟蹤技術(shù)來檢測，從而實現(xiàn)磁性納米粒子的體內(nèi)可視化。MMUS理論中構(gòu)建了磁性納米粒子磁化率與磁力之間的關(guān)系，而MMUS信號強度與磁力有關(guān)，其相關(guān)關(guān)系如下所示 MMUSsignal∝FMMUS=Vnpfmχnpμ0Bz?其中，F(xiàn)MMUS是磁性納米粒子在外部磁場激勵下受到的磁力；Vnp是總體積；fm是體積分數(shù)；χnp是體積磁化率；Oh等人的靈感來自于Oldenburg等人提出的磁動力光學(xué)相干斷層掃描(MagnetomotiveOpticalCoherenceTomography，MMOCT)成像。與光信號相比，超聲信號更適合內(nèi)部振動信號的檢測，因此也引起了大量學(xué)者的重視和研究?；谀壳耙延械难芯楷F(xiàn)狀，下面從硬件設(shè)備、振動檢測算法、以及新方法三個方面展開介紹。到目前為止，還未有成型的商業(yè)化的MMUS成像設(shè)備，對于MMUS的研究均在自主設(shè)計搭建的硬件系統(tǒng)上完成的，成像裝置主要包括磁場激勵信號和超聲采集信號兩個部分。激勵磁場信號通常利用帶有鐵芯的通電螺線管來實現(xiàn)，對螺線管線圈的匝數(shù)、電流大小、線徑、導(dǎo)線材料等參數(shù)進行調(diào)節(jié)可以實現(xiàn)磁場強度的調(diào)整。部分學(xué)者直接利用已有的商用經(jīng)顱磁刺激(TranscranialMagneticStimulation，TMS)線圈系統(tǒng)來獲得較強的感應(yīng)磁場[37]。另外，對于激勵的時間特性也分為兩種，一種是連續(xù)的，另一種是脈沖的。在實際實驗中，連續(xù)激勵的模式會造成螺線管和組織的熱效應(yīng)較為明顯，為了克服該缺陷，Mehrmohammadi等人于2009年提出脈沖磁聲(PulsedMagneto-AcousticImaging，PAMI)成像，在該方法中，高強度脈沖磁場用于在磁性納米粒子標記的組織內(nèi)誘發(fā)運動[38]。對于超聲信號的采集，MMUS技術(shù)中主要用現(xiàn)有的商用超聲成像設(shè)備來完成。最常用的是Verasonics超聲多通道成像系統(tǒng)，其具有較高的靈活性，能獨立控制各通道的發(fā)射和接收模式，可實時訪問各通道的數(shù)據(jù)。該類產(chǎn)品的其他型號還支持線陣、凸陣、相控陣等[39]。在MMUS中，磁性納米粒子的機械運動是一種微弱的變化，不僅對傳感器的要求較高，而且信號的檢測分析方法也需要優(yōu)化。常規(guī)的磁性納米粒子位移計算方法是基于同相和正交數(shù)據(jù)的相位的抽樣評估，此過程中受到低信噪比數(shù)據(jù)的影響較大，以至于位移估計的方差增加。為了優(yōu)化檢測方法，Ersepke等人于2019年研究了歸一化相關(guān)(NormalizedCrossCorrelation，NCC)位移估計器和遞歸Bayesian位移估計器的性能，發(fā)現(xiàn)前者適用于小的位移幅度[40]。MMUS除了用來探測磁性納米粒子在體內(nèi)的分布外，還可以進行磁性納米粒子介導(dǎo)的超聲彈性成像。Grasland-Mongrain等人于2016年首次發(fā)現(xiàn)了MMUS中軟組織內(nèi)誘發(fā)的剪切波，并用超聲探測剪切波傳播，獲得了周圍組織的彈性信息[41]。相比于傳統(tǒng)的超聲彈性成像，MMUS彈性成像可以實現(xiàn)磁性納米粒子分布和其周圍組織彈性信息的同時獲取，這也為靶向彈性成像提供了可能[42]。綜上所述，MMUS成像中，將聚焦的高強度脈沖磁場施加到磁性納米粒子上，這可能會超出人體組織能承受的安全電磁場范圍；另外，使用超聲成像來監(jiān)測它們的位移來確定磁性納米粒子在組織內(nèi)的分布受組織本身自然運動位移影響較大[4]，該成像方法目前仍然處于在研階段。基于磁聲效應(yīng)的磁性納米粒子成像國內(nèi)外研究現(xiàn)狀圖1.2感應(yīng)式磁聲成像Figure1.2MagnetoacousticTomographywithMagneticInduction感應(yīng)式磁聲成像(MagnetoacousticTomographywithMagneticInduction，MAT-MI)技術(shù)最早由學(xué)者HeBin提出，是一種融合了電-磁-聲場的多物理場探測與成像技術(shù)[43]。該方法兼具電阻抗成像的高對比度和超聲成像高分辨率的優(yōu)點，能夠反映病變生物組織的電導(dǎo)率變化信息。如圖1.2所示，將需要成像的生物組織目標體至于靜磁場中，通過載流線圈將脈沖磁場施加到目標體上，目標體內(nèi)感應(yīng)出渦旋電流，感應(yīng)出的渦流在靜磁場下受到洛倫茲力作用而產(chǎn)生機械振動，從而產(chǎn)生超聲波(常稱之為磁聲信號)。由于感應(yīng)出的渦旋電流與目標體內(nèi)的電導(dǎo)率有關(guān)，那么通過超聲換能器獲取磁聲信號，并通過相應(yīng)的重建算法，即可獲得具有較高對比度和空間分辨率的目標體電導(dǎo)率分布圖像。MAT-MI是一種以超聲波為載體的多物理場電導(dǎo)率成像技術(shù)，利用生物組織的磁透明性，提高了成像深度。目前，學(xué)者們已經(jīng)從理論和實驗上證實了這一成像方法的優(yōu)越性，但目前國內(nèi)外的研究程度仍然處于理論的完善與實驗設(shè)備改善的階段，離臨床研究仍有較長的路程要走[44]。直到2012年，Hu等人首次將磁性納米粒子引入感應(yīng)式磁聲成像中，他們以嵌入生物組織的超順磁性納米粒子為研究對象，實驗結(jié)果證明了感應(yīng)式磁聲成像可以用來獲取生物組織中磁性納米粒子的尺寸和位置信息[45]。同年，Steinberg等人使用的特定的超順磁性納米粒子結(jié)合到腫瘤部位，對腫瘤-磁性納米粒子復(fù)合物進行磁刺激和聲學(xué)檢測，從理論和實驗上驗證了感應(yīng)式磁聲技術(shù)有能力發(fā)現(xiàn)直徑為5毫米、深度為3厘米的球形腫瘤，為癌癥的早期篩查提供了新的途徑[46]。但該方法僅提供了關(guān)于腫瘤存在的數(shù)據(jù)，而沒有空間信息。基于此，Tsalach等人于2014年開發(fā)了一種以到達時間差(TimeDifferenceofArrival，TDOA)為基礎(chǔ)的腫瘤定位算法，通過聲傳感器陣列測量的腫瘤-磁性納米粒子復(fù)合物產(chǎn)生的聲信號來實時估計腫瘤的三維位置[47]。感應(yīng)式磁聲成像已經(jīng)證實了磁聲效應(yīng)，但其聲波頻率與激勵場的頻率相同，而引入磁性納米粒子以后，Kellnberger等人發(fā)現(xiàn)磁性納米粒子產(chǎn)生的聲信號為二次諧波壓力波，并首次用基于光纖干涉儀壓力檢測器的磁聲系統(tǒng)進行了證實[48]，隨后Guo等也證實了在交變磁場激勵下磁性納米粒子只能產(chǎn)生二次諧波磁聲振蕩[49]。在2016年，HeBin團隊的Mariappan將基于感應(yīng)式磁聲成像的磁性納米粒子成像應(yīng)用于活體裸鼠上，對小鼠后肢誘發(fā)的前列腺癌的淋巴結(jié)腫的磁性納米粒子的分布進行成像，與超聲成像做對比，證明該方法具有良好的分辨率和成像深度[50]。雖然引入了磁性納米粒子，但若組織的電導(dǎo)率特性仍然存在，磁聲信號就來自于導(dǎo)電物質(zhì)和磁性納米粒子兩部分所產(chǎn)生的振動，2017年Liu等做了相關(guān)研究，提出導(dǎo)電物質(zhì)和磁性納米粒子的磁聲顯微成像，能對生物組織和外來的磁性納米粒子同時進行成像[51]。直到2018年，閆孝姮等人才研究了磁性納米粒子對磁聲成像的影響，理論上證明磁性納米粒子能讓磁聲信號更明顯、分布更均勻，為進一步的研究奠定了理論基礎(chǔ)[52]。同年，該團隊還研究了磁性納米粒子的物理參數(shù)對感應(yīng)式磁聲成像中電磁場和聲場的影響，為感應(yīng)式磁聲成像中磁性納米粒子物理參數(shù)地選擇起到了一定地指導(dǎo)作用[53]。此后，張帥等人于2019年提出基于時間反演的“磁動力超聲成像”[54]。從原理上來看，該方法與上一小節(jié)提到的MMUS不同，仍然是用超聲信號分析聲場壓力，而不是分析組織位移，所以筆者仍將該方法歸類為基于磁聲效應(yīng)的磁性納米粒子成像方法。目前大多數(shù)研究均是基于磁性納米粒子的磁化率參數(shù)來對其進行電磁邊緣檢測，臨床醫(yī)學(xué)中磁性納米粒子的劑量是醫(yī)生們關(guān)注的重點。基于此，史曉鈺等人于2020年提出感應(yīng)式磁聲磁性納米粒子濃度成像(MACT-MI，被動式)[5],以經(jīng)典Langevin順磁理論為基礎(chǔ)，推導(dǎo)了磁力于磁性納米粒子數(shù)量濃度之間的理論關(guān)系，建立了包含磁性納米粒子數(shù)量濃度的聲壓波動方程，并于同年實現(xiàn)了磁性納米粒子數(shù)量濃度的B型掃描成像[55]。2021年，閆孝姮等人提出了一種基于矩量法的MACT-MI重建算法，利用不同形狀的模型對算法進行了評估后發(fā)現(xiàn)，該算法能夠很好地重建磁性納米粒子地數(shù)量濃度分布[56]。隨著感應(yīng)式磁聲成像技術(shù)被應(yīng)用磁性納米粒子探測，從基本的存在信息探測到位置、尺寸成像，再到如今的定量估計，經(jīng)歷了從無到有的艱辛研究歷程，但該技術(shù)仍有較大地發(fā)展空間。從以上國內(nèi)外研究現(xiàn)狀來看，無論是正問題中成像原理的改進還是逆問題中圖像重建方法的優(yōu)化，均是為了得到最終成像效果的提升，分辨率便是衡量成像效果的標準之一。那么，提高基于感應(yīng)式磁聲成像技術(shù)中的磁性納米粒子成像的分辨率是目前納米醫(yī)學(xué)成像亟待解決的問題。如今的信號獲取設(shè)備都達到了相當高的精度，但分辨率依舊不高的主要原因在于磁聲信號的信噪比較低，故從原理上提升磁聲信號的強度是從根本上解決分辨率低下的主要辦法之一。此外，還可以另辟蹊徑，通過研究新的成像理論來解決圖像分辨率低下的問題。本文基于MACT-MI的反模式，提出了超聲誘導(dǎo)磁性納米粒子濃度成像(UICI，主動式)正問題，被動式