【《磁动力超声成像国内外研究现状文献综述》3600字】

磁动力超声成像国内外研究现状文献综述磁动力超声(Magneto-motiveUltrasound，MMUS)成像由Oh等人于2006年提出[36]，该成像方法通过检测磁性纳米粒子对外部磁激励的机械响应来探测磁性纳米粒子的分布。磁动力超声成像的原理是：将聚焦的高强度脉冲磁场施加到被磁性纳米粒子标记的生物组织上，并使用超声成像设备来监测它们的机械运动(位移)，因此可以用来确定磁性纳米粒子的在生物组织中的分布。因为生物组织具有磁透明性，所以对于超声成像设备来说，在外部磁场下的生物组织不会发出声信号。而磁性纳米粒子容易对外部磁激励做出响应，受到磁力并向磁势较低的方向运动。在运动的过程中，磁性纳米粒子不可避免地会受到组织阻力，该阻力与运动方向相反。由于磁力和组织阻力引起的磁性纳米粒子的振动可以使用基于超声波的运动跟踪技术来检测，从而实现磁性纳米粒子的体内可视化。MMUS理论中构建了磁性纳米粒子磁化率与磁力之间的关系，而MMUS信号强度与磁力有关，其相关关系如下所示 MMUSsignal∝FMMUS=Vnpfmχnpμ0Bz∂其中，FMMUS是磁性纳米粒子在外部磁场激励下受到的磁力；Vnp是总体积；fm是体积分数；χnp是体积磁化率；Oh等人的灵感来自于Oldenburg等人提出的磁动力光学相干断层扫描(MagnetomotiveOpticalCoherenceTomography，MMOCT)成像。与光信号相比，超声信号更适合内部振动信号的检测，因此也引起了大量学者的重视和研究。基于目前已有的研究现状，下面从硬件设备、振动检测算法、以及新方法三个方面展开介绍。到目前为止，还未有成型的商业化的MMUS成像设备，对于MMUS的研究均在自主设计搭建的硬件系统上完成的，成像装置主要包括磁场激励信号和超声采集信号两个部分。激励磁场信号通常利用带有铁芯的通电螺线管来实现，对螺线管线圈的匝数、电流大小、线径、导线材料等参数进行调节可以实现磁场强度的调整。部分学者直接利用已有的商用经颅磁刺激(TranscranialMagneticStimulation，TMS)线圈系统来获得较强的感应磁场[37]。另外，对于激励的时间特性也分为两种，一种是连续的，另一种是脉冲的。在实际实验中，连续激励的模式会造成螺线管和组织的热效应较为明显，为了克服该缺陷，Mehrmohammadi等人于2009年提出脉冲磁声(PulsedMagneto-AcousticImaging，PAMI)成像，在该方法中，高强度脉冲磁场用于在磁性纳米粒子标记的组织内诱发运动[38]。对于超声信号的采集，MMUS技术中主要用现有的商用超声成像设备来完成。最常用的是Verasonics超声多通道成像系统，其具有较高的灵活性，能独立控制各通道的发射和接收模式，可实时访问各通道的数据。该类产品的其他型号还支持线阵、凸阵、相控阵等[39]。在MMUS中，磁性纳米粒子的机械运动是一种微弱的变化，不仅对传感器的要求较高，而且信号的检测分析方法也需要优化。常规的磁性纳米粒子位移计算方法是基于同相和正交数据的相位的抽样评估，此过程中受到低信噪比数据的影响较大，以至于位移估计的方差增加。为了优化检测方法，Ersepke等人于2019年研究了归一化相关(NormalizedCrossCorrelation，NCC)位移估计器和递归Bayesian位移估计器的性能，发现前者适用于小的位移幅度[40]。MMUS除了用来探测磁性纳米粒子在体内的分布外，还可以进行磁性纳米粒子介导的超声弹性成像。Grasland-Mongrain等人于2016年首次发现了MMUS中软组织内诱发的剪切波，并用超声探测剪切波传播，获得了周围组织的弹性信息[41]。相比于传统的超声弹性成像，MMUS弹性成像可以实现磁性纳米粒子分布和其周围组织弹性信息的同时获取，这也为靶向弹性成像提供了可能[42]。综上所述，MMUS成像中，将聚焦的高强度脉冲磁场施加到磁性纳米粒子上，这可能会超出人体组织能承受的安全电磁场范围；另外，使用超声成像来监测它们的位移来确定磁性纳米粒子在组织内的分布受组织本身自然运动位移影响较大[4]，该成像方法目前仍然处于在研阶段。基于磁声效应的磁性纳米粒子成像国内外研究现状图1.2感应式磁声成像Figure1.2MagnetoacousticTomographywithMagneticInduction感应式磁声成像(MagnetoacousticTomographywithMagneticInduction，MAT-MI)技术最早由学者HeBin提出，是一种融合了电-磁-声场的多物理场探测与成像技术[43]。该方法兼具电阻抗成像的高对比度和超声成像高分辨率的优点，能够反映病变生物组织的电导率变化信息。如图1.2所示，将需要成像的生物组织目标体至于静磁场中，通过载流线圈将脉冲磁场施加到目标体上，目标体内感应出涡旋电流，感应出的涡流在静磁场下受到洛伦兹力作用而产生机械振动，从而产生超声波(常称之为磁声信号)。由于感应出的涡旋电流与目标体内的电导率有关，那么通过超声换能器获取磁声信号，并通过相应的重建算法，即可获得具有较高对比度和空间分辨率的目标体电导率分布图像。MAT-MI是一种以超声波为载体的多物理场电导率成像技术，利用生物组织的磁透明性，提高了成像深度。目前，学者们已经从理论和实验上证实了这一成像方法的优越性，但目前国内外的研究程度仍然处于理论的完善与实验设备改善的阶段，离临床研究仍有较长的路程要走[44]。直到2012年，Hu等人首次将磁性纳米粒子引入感应式磁声成像中，他们以嵌入生物组织的超顺磁性纳米粒子为研究对象，实验结果证明了感应式磁声成像可以用来获取生物组织中磁性纳米粒子的尺寸和位置信息[45]。同年，Steinberg等人使用的特定的超顺磁性纳米粒子结合到肿瘤部位，对肿瘤-磁性纳米粒子复合物进行磁刺激和声学检测，从理论和实验上验证了感应式磁声技术有能力发现直径为5毫米、深度为3厘米的球形肿瘤，为癌症的早期筛查提供了新的途径[46]。但该方法仅提供了关于肿瘤存在的数据，而没有空间信息。基于此，Tsalach等人于2014年开发了一种以到达时间差(TimeDifferenceofArrival，TDOA)为基础的肿瘤定位算法，通过声传感器阵列测量的肿瘤-磁性纳米粒子复合物产生的声信号来实时估计肿瘤的三维位置[47]。感应式磁声成像已经证实了磁声效应，但其声波频率与激励场的频率相同，而引入磁性纳米粒子以后，Kellnberger等人发现磁性纳米粒子产生的声信号为二次谐波压力波，并首次用基于光纤干涉仪压力检测器的磁声系统进行了证实[48]，随后Guo等也证实了在交变磁场激励下磁性纳米粒子只能产生二次谐波磁声振荡[49]。在2016年，HeBin团队的Mariappan将基于感应式磁声成像的磁性纳米粒子成像应用于活体裸鼠上，对小鼠后肢诱发的前列腺癌的淋巴结肿的磁性纳米粒子的分布进行成像，与超声成像做对比，证明该方法具有良好的分辨率和成像深度[50]。虽然引入了磁性纳米粒子，但若组织的电导率特性仍然存在，磁声信号就来自于导电物质和磁性纳米粒子两部分所产生的振动，2017年Liu等做了相关研究，提出导电物质和磁性纳米粒子的磁声显微成像，能对生物组织和外来的磁性纳米粒子同时进行成像[51]。直到2018年，闫孝姮等人才研究了磁性纳米粒子对磁声成像的影响，理论上证明磁性纳米粒子能让磁声信号更明显、分布更均匀，为进一步的研究奠定了理论基础[52]。同年，该团队还研究了磁性纳米粒子的物理参数对感应式磁声成像中电磁场和声场的影响，为感应式磁声成像中磁性纳米粒子物理参数地选择起到了一定地指导作用[53]。此后，张帅等人于2019年提出基于时间反演的“磁动力超声成像”[54]。从原理上来看，该方法与上一小节提到的MMUS不同，仍然是用超声信号分析声场压力，而不是分析组织位移，所以笔者仍将该方法归类为基于磁声效应的磁性纳米粒子成像方法。目前大多数研究均是基于磁性纳米粒子的磁化率参数来对其进行电磁边缘检测，临床医学中磁性纳米粒子的剂量是医生们关注的重点。基于此，史晓钰等人于2020年提出感应式磁声磁性纳米粒子浓度成像(MACT-MI，被动式)[5],以经典Langevin顺磁理论为基础，推导了磁力于磁性纳米粒子数量浓度之间的理论关系，建立了包含磁性纳米粒子数量浓度的声压波动方程，并于同年实现了磁性纳米粒子数量浓度的B型扫描成像[55]。2021年，闫孝姮等人提出了一种基于矩量法的MACT-MI重建算法，利用不同形状的模型对算法进行了评估后发现，该算法能够很好地重建磁性纳米粒子地数量浓度分布[56]。随着感应式磁声成像技术被应用磁性纳米粒子探测，从基本的存在信息探测到位置、尺寸成像，再到如今的定量估计，经历了从无到有的艰辛研究历程，但该技术仍有较大地发展空间。从以上国内外研究现状来看，无论是正问题中成像原理的改进还是逆问题中图像重建方法的优化，均是为了得到最终成像效果的提升，分辨率便是衡量成像效果的标准之一。那么，提高基于感应式磁声成像技术中的磁性纳米粒子成像的分辨率是目前纳米医学成像亟待解决的问题。如今的信号获取设备都达到了相当高的精度，但分辨率依旧不高的主要原因在于磁声信号的信噪比较低，故从原理上提升磁声信号的强度是从根本上解决分辨率低下的主要办法之一。此外，还可以另辟蹊径，通过研究新的成像理论来解决图像分辨率低下的问题。本文基于MACT-MI的反模式，提出了超声诱导磁性纳米粒子浓度成像(UICI，主动式)正问题，被动式