磁共振溫度成像技術(shù)研究進(jìn)展

高天欣 呂 宙 丁海艷 唐曉英

腫瘤熱療是利用物理能量加熱人體局部或全身，使腫瘤組織溫度上升到有效治療溫度，并維持一定的時(shí)間，以達(dá)到使腫瘤細(xì)胞凋亡但不損傷正常組織的一種治療方法。一般正常組織可以長時(shí)間耐受42～43℃高熱，加熱到57～60℃（蛋白質(zhì)變性閾值）數(shù)秒后組織即開始凝結(jié)壞死，即使溫度低于該值，延長加熱時(shí)間也會殺死組織。特別在高強(qiáng)度聚焦超聲（high intensity focused ultrasound, HIFU）熱療中，靶組織的溫度上升速度可以達(dá)到3℃/s，空間分辨率低于2 mm3即會產(chǎn)生較大的測溫誤差[1]，因此，加熱過程中對組織溫度的實(shí)時(shí)檢測十分必要。

1 腫瘤熱療對磁共振溫度成像的要求

磁共振溫度成像技術(shù)可以對活體組織的任意層面進(jìn)行溫度成像，能實(shí)時(shí)檢測腫瘤熱療中靶組織的溫度，具有無輻射、無創(chuàng)傷、高時(shí)空分辨率等特點(diǎn)，是目前測溫領(lǐng)域的研究熱點(diǎn)。不同的熱療手段對磁共振溫度成像的準(zhǔn)確性、時(shí)空分辨率有不同的要求，其中以HIFU熱療要求最高。表1為3種典型的腫瘤熱療方案對溫度成像的基本要求。

表1 各種腫瘤熱療方法對磁共振溫度成像的要求[2]

2 基于縱向弛豫時(shí)間T1的磁共振溫度成像方法

T1又稱自旋-晶格弛豫時(shí)間，溫度與T1的關(guān)系最早由Bloembergen等[3]發(fā)現(xiàn)，隨后被Parker等[4]應(yīng)用于磁共振溫度成像中。這種關(guān)系受組織中大分子和水分子移動及轉(zhuǎn)動的影響，可由公式（1）描述：

其中Eα(T1)代表縱向弛豫的活化能，在不同組織中取值范圍為0.5～1.5 eV，k是波爾茲曼常數(shù)，T是絕對溫度，單位K。僅在很小的溫度范圍內(nèi)，T1與溫度存在線性關(guān)系，一旦組織發(fā)生凝結(jié)（一般在60℃），T1與溫度的線性關(guān)系就會被破壞。T1與溫度的線性關(guān)系可以表示為公式（2）：

T表示待測溫度，T1,T、T1,ref分別表示加熱后和加熱前的組織T1值，Tref表示加熱前的參考溫度，m=dT1/dT，是由組織特性決定的經(jīng)驗(yàn)值[5]。

基于T1溫度成像方法的關(guān)鍵在于準(zhǔn)確地測量和獲取T1值，利用反轉(zhuǎn)脈沖序列的經(jīng)典方法能較準(zhǔn)確地測得T1值，但成像時(shí)間很長，難以用在熱療監(jiān)控中。Gensler等[6]使用快速小角度激發(fā)梯度回波序列，得到了7.6 s的時(shí)間分辨率，測溫誤差＜1℃，但仍難以用于熱療實(shí)時(shí)監(jiān)控中。

T1溫度成像仍然面臨著很多問題。首先對不同組織而言T1與溫度的相關(guān)系數(shù)不同，在進(jìn)行T1溫度成像前必須先知道該組織的T1溫度相關(guān)系數(shù)[7]；其次由于溫度變化，水質(zhì)子共振頻率也會變化，造成散相、信號減弱，溫度估計(jì)產(chǎn)生偏差。此外，脂肪T1值與溫度的相關(guān)系數(shù)與水不同，因此壓脂也是成像中的必要環(huán)節(jié)。這些問題使得T1溫度成像一般僅用于非定量的定性溫度測量中。

3 基于橫向弛豫時(shí)間T2的磁共振溫度成像方法

T2又稱自旋-自旋弛豫時(shí)間，純水的T2與溫度呈正相關(guān)，但這種關(guān)系在組織中會受很多因素的干擾。Graham等[8]發(fā)現(xiàn)，當(dāng)溫度較高時(shí)，T2加權(quán)像中信號強(qiáng)度明顯減弱，T2-溫度曲線總體呈S形。Daniel等[9]認(rèn)為可以利用有效自旋-自旋弛豫時(shí)間T2*進(jìn)行低溫溫度成像，能給出低至－25℃的溫度圖，但測量精度尚未達(dá)到臨床要求。由于T2與溫度間的非線性關(guān)系，目前T2溫度成像的應(yīng)用比較有限。

4 基于水分子擴(kuò)散系數(shù)D的磁共振溫度成像方法

擴(kuò)散又稱布朗運(yùn)動，是指分子受熱能激發(fā)而產(chǎn)生的一種微觀、隨機(jī)的運(yùn)動。水分子擴(kuò)散系數(shù)D可以定量體現(xiàn)布朗運(yùn)動，其與溫度的關(guān)系可以表示為公式（3）：

其中Eα(D)表示水分子擴(kuò)散運(yùn)動的活化能，k表示波爾茲曼常數(shù)，T是絕對溫度，單位K。由公式（3）可以推出公式（4）：

假定溫度變化不大，即△T 《Tref，并且水分子擴(kuò)散運(yùn)動的活化能Eα(D)不隨溫度變化，則溫度變化△T可以表示為公式（5）：

其中D和Dref分別代表溫度為T和Tref時(shí)的水分子擴(kuò)散系數(shù)。水分子擴(kuò)散系數(shù)對溫度變化十分敏感，溫度每上升1℃，水分子擴(kuò)散系數(shù)D大約增加2%。但基于水分子擴(kuò)散系數(shù)的測溫方法在活體中的應(yīng)用受到很多因素的限制：細(xì)胞結(jié)構(gòu)、大分子蛋白、細(xì)胞膜等均會影響水分子在組織中的運(yùn)動，熱療過程中一旦組織發(fā)生凝結(jié)，就會造成擴(kuò)散系數(shù)突變，公式（5）不再適用；該方法對運(yùn)動十分敏感；脂肪分子的擴(kuò)散系數(shù)比水小很多，隨溫度變化不明顯，會對測溫結(jié)果造成干擾，因此掃描時(shí)需要壓脂。鑒于以上因素的限制，目前基于水分子擴(kuò)散系數(shù)的測溫方法應(yīng)用也較少。

5 基于質(zhì)子共振頻率PRF的磁共振溫度成像方法

質(zhì)子共振頻率測溫法利用一定溫度范圍內(nèi)（－15～100℃）水質(zhì)子共振頻率與溫度的線性關(guān)系來測量溫度，該方法時(shí)空分辨率高，與溫度之間呈穩(wěn)定的線性關(guān)系，且無組織依賴性，是目前使用最廣泛的磁共振溫度成像方法。Hindman[10]在研究水分子的形成和作用力時(shí)，首先發(fā)現(xiàn)了水分子共振頻率與溫度的關(guān)系；隨后由De Poorter[11]用于磁共振測溫中。PRF測溫的原理與化學(xué)位移現(xiàn)象密切相關(guān)。

根據(jù)拉莫爾進(jìn)動方程，磁共振成像中質(zhì)子的共振頻率ω可以表示為公式（6）：

其中γ代表核旋磁比（氫核取42.58 MHz/T），對特定的原子核而言是不變的。因此ω與主磁場強(qiáng)度B0成正比。然而在實(shí)際應(yīng)用中，由于電子的屏蔽作用等原因，質(zhì)子感受到的有效磁場Beff并不等于B0，共振頻率產(chǎn)生偏移。這種因屏蔽效應(yīng)而導(dǎo)致質(zhì)子共振頻率產(chǎn)生偏移的現(xiàn)象稱為化學(xué)位移。

質(zhì)子在磁場中感受到的有效磁場可以表示為公式（7）：

實(shí)際共振頻率表示為公式（8）：

其中σ表示屏蔽常數(shù)。當(dāng)溫度升高時(shí)，氫核外的電子云屏蔽作用加強(qiáng)，屏蔽常數(shù)的變化與溫度呈線性關(guān)系[12]，見公式（9）：

其中α表示屏蔽常數(shù)的溫度系數(shù)，在－15～100℃范圍內(nèi)值約為－1×10-8/℃，且無組織依賴性[13]。

目前基于PRF測溫的方法主要分為PRF相位相減法和磁共振波譜成像法。

5.1 PRF相位相減法 隨著溫度升高，水質(zhì)子共振頻率降低，使用基本梯度回波序列（gradient recalled echo, GRE）即可以通過計(jì)算加熱區(qū)域相位的變化得到質(zhì)子共振頻率的變化，相位變化的大小與回波時(shí)間TE呈正相關(guān)。溫度變化與相位差的關(guān)系可以表示為公式（10）[12]：

其中Φ(T)和Φ0分別為當(dāng)前圖像（加熱后）和參考圖像（加熱前）的相位，α為屏蔽常數(shù)的溫度系數(shù)，γ代表核旋磁比，B0為主磁場強(qiáng)度。如果參考溫度T0已知，則當(dāng)前溫度T(t)可以通過式T(t)=T0+△T(t)計(jì)算得到。即PRF相位相減法的測溫原理。

目前PRF相位相減法在實(shí)際應(yīng)用中面臨的問題主要包括運(yùn)動偽影、脂肪信號干擾、主磁場漂移等。PRF相位相減法對運(yùn)動的敏感限制了其在很多組織中的應(yīng)用，如胸部和腹腔器官由于受呼吸運(yùn)動、心臟跳動、血液流動的影響，會產(chǎn)生復(fù)雜的位移和變形，增加了測溫難度。尤其是相位相減法中溫度是由體素間的相位差計(jì)算得出的，運(yùn)動產(chǎn)生的相位失配會對測溫精度造成很大的影響。運(yùn)動偽影可以分為幀內(nèi)偽影和幀間偽影，幀內(nèi)運(yùn)動是指在單幅圖像采集時(shí)間內(nèi)的運(yùn)動，幀內(nèi)偽影可以通過加快單幅圖像采集速度來避免，但在加快成像速度的同時(shí)，往往伴隨著圖像質(zhì)量的降低。幀間運(yùn)動是指在多幅連續(xù)圖像采集間的運(yùn)動，幀間偽影可以通過呼吸門控、導(dǎo)航回波、多參考圖法和自參考測溫法等得到解決。Weidensteiner等[14]將呼吸門控用在PRF相位相減法測溫穩(wěn)定性的評估中，所得溫度圖的標(biāo)準(zhǔn)差為2.3℃，僅4%的圖像由于不規(guī)律呼吸產(chǎn)生了偽影。Celicanin等[15]使用導(dǎo)航回波對MRgHIFU進(jìn)行實(shí)時(shí)運(yùn)動補(bǔ)償，在運(yùn)動仿體和活體綿羊上均得到了高信噪比，并準(zhǔn)確鎖定了HIFU的聚焦點(diǎn)。Rieke等[16]提出一種自參考測溫方法，從圖像未加熱區(qū)域獲取參考圖像，能很好地消除非周期性運(yùn)動的偽影和主磁場漂移。Zou等[17]將有限差分應(yīng)用于自參考測溫中，解決了相位解纏的問題，在活體實(shí)驗(yàn)中測溫均方根誤差僅為1.03℃。Grissom等[18]將多參考圖法與自參考測溫法結(jié)合，準(zhǔn)確地測量了肝臟、心臟等運(yùn)動器官的溫度，實(shí)現(xiàn)了比兩種方法單獨(dú)使用時(shí)更小的測溫誤差，對心臟隔膜和左心室壁測溫誤差分別低于3℃和5℃。

脂肪PRF的溫度敏感性較低，基本不隨溫度變化，因而在含有脂肪的組織中測溫精度必然會受到影響，壓脂或?qū)⒅拘盘柵c水信號分離（油水分離）是解決這一問題的兩種途徑。抑制脂肪信號的序列STIR[13]、SPSP[19]等盡管達(dá)到了壓脂的目的，但存在成像時(shí)間過長、對主磁場（B0）和射頻場（B1）不均勻性敏感等問題。油水分離技術(shù)是目前較為理想的方法，在消除脂肪信號干擾的同時(shí)，還能以脂肪信號作為參考。Dixon方法和IDEAL（iterative decomposition of water and fat with echo asymmetry and least squares estimation）技術(shù)就是代表，Soher等[20]將IDEAL用于基于PRF的測溫中，命名為WAFT-MRI，在仿體中進(jìn)行實(shí)驗(yàn)，測得溫度與光纖溫度探頭所測溫度進(jìn)行比較，得到感興趣區(qū)的平均溫度為（－0.09±0.34）℃，但該方法在僅含水或脂肪的組織中使用仍存在問題，并且耗時(shí)較長，離實(shí)時(shí)溫度檢測還有較大的距離。

此外，提高PRF溫度成像的時(shí)空分辨率（特別是時(shí)間分辨率）也是備受關(guān)注的問題?？焖俪上裥蛄腥鏓PI[21]、PRESTO[22]、b-SSFP[23]等的提出均加快了成像速度，并與GRE序列有相當(dāng)?shù)臏囟让舾行?，但均存在各自的問題，如圖像質(zhì)量差、溫度與相位差呈非線性關(guān)系等。EPI序列能夠達(dá)到次秒級的時(shí)間分辨率，但圖像容易產(chǎn)生幾何變形。將并行成像技術(shù)應(yīng)用到EPI序列溫度成像中，使用SENSE、GRAPPA等采集技術(shù)，能有效減少偽影，也能提高成像速度。針對熱療中實(shí)際加熱區(qū)域僅占視野的一小部分這一特點(diǎn)，Zhao等[24]提出一種縮減視野的成像方法，使用空間選擇性激發(fā)脈沖減小相位編碼方向的覆蓋范圍，從而縮短掃描時(shí)間。在圖像重建算法上，通過快速采集k空間的部分?jǐn)?shù)據(jù)也得到了明顯的提速效果。Todd等[25,26]使用實(shí)時(shí)時(shí)域限制（real-time temporally constrained method, RTTCR）的重建方法，通過在時(shí)域上降采k空間數(shù)據(jù)來縮短圖像重建時(shí)間，該方法應(yīng)用在HIFU熱療中對病灶進(jìn)行三維溫度成像，準(zhǔn)確檢測了組織在15 s內(nèi)20℃的溫度變化，實(shí)現(xiàn)了亞秒級的重建速度。Mei等[27,28]將二維空間選擇性激發(fā)、并行成像和傅里葉編碼偽影（unaliasing by Fourierencoding the overlaps using the temporal dimension,UNFOLD）結(jié)合，成像速度達(dá)到傳統(tǒng)GRE序列的24倍，測溫誤差在1℃以內(nèi)。

5.2 PRF波譜成像法 與PRF相位相減法不同，波譜成像法利用某些分子共振頻率不隨溫度變化的特點(diǎn)，將其作為參考信號，用相同體素內(nèi)水質(zhì)子與參考物氫質(zhì)子的共振頻率作差即可以得到絕對溫度信息，參考物一般為脂肪、腦組織中的氮-乙酰天門冬氨酸（N-acetyl-aspartate, NAA）等。這種使用內(nèi)參考模型的成像方法有其獨(dú)特的優(yōu)勢：基本不受場漂和運(yùn)動的影響，且所測溫度為絕對溫度。傳統(tǒng)CSI序列的主要問題是時(shí)空分辨率較低，成像時(shí)間大約為1 min，空間分辨率為3～4 mm，無法用于實(shí)時(shí)溫度檢測中。Pan等[29]提出基于模型的PRF波譜成像法，使用改進(jìn)的Prony算法進(jìn)行信號擬合及頻率估計(jì)，消除了傳統(tǒng)波譜成像法在時(shí)空分辨率上的缺陷。Sprinkhuizen等[30]使用多回波梯度回波序列，將所得數(shù)據(jù)在時(shí)域中進(jìn)行處理分析，也提高了時(shí)空分辨率（在時(shí)域中單個(gè)體素所需計(jì)算時(shí)間為0.1 s）。然而以上兩種方法目前只能用在體素中既含脂肪又含水的組織中。Mei等[27,28]將 LSEPSI（line scan echo planar spectroscopic imaging）用于PRF快速成像中，時(shí)間分辨率達(dá)到與EPI相當(dāng)?shù)?0 ms，但不會出現(xiàn)圖像失真、信號缺失等EPI序列的常見問題，在空間分辨率3 mm×3 mm×5.8 mm上該方法還有待提高。

6 基于組合參數(shù)的磁共振溫度成像方法

PRF相位測溫法盡管在水組織溫度測量中具有獨(dú)特的優(yōu)勢，但由于脂肪質(zhì)子共振頻率對溫度變化不敏感，該方法目前難以應(yīng)用于脂肪組織的測溫中。人體乳腺、胸腔和腹部的較多組織均同時(shí)含有水和脂肪，為了提高熱療過程的安全性，同時(shí)準(zhǔn)確地檢測水組織和脂肪組織的溫度十分必要。Todd等[31]提出PRF/T1組合參數(shù)法來同時(shí)測量水組織（PRF）和脂肪組織（T1）的溫度，該方法使用兩個(gè)翻轉(zhuǎn)角交替激發(fā)的方式，每幀獲取一次PRF信號，每兩幀獲取一次脂肪T1信號，實(shí)現(xiàn)了與傳統(tǒng)PRF方法相同的測溫精度（±1.5℃），并能連續(xù)測得脂肪組織的T1值，T1誤差在5%～10%，對應(yīng)溫度誤差為3.6～7.1℃。該方法在既含水又含脂肪的組織中實(shí)時(shí)溫度成像的應(yīng)用值得期待。

在實(shí)際熱療中，根據(jù)熱療加熱區(qū)域的大小、對時(shí)空分辨率的要求合理地選擇成像序列及視野大小也是確保熱療質(zhì)量的關(guān)鍵?？傊?，磁共振溫度成像中要兼顧很多因素，如何在測溫精度、時(shí)間分辨率、空間分辨率之間找到平衡仍需探索。

7 總結(jié)與展望

本文總結(jié)了基于T1、T2弛豫時(shí)間，水分子擴(kuò)散系數(shù)D，質(zhì)子共振頻率PRF和以PRF/T1為代表的組合參數(shù)5種磁共振溫度成像方法的原理和研究現(xiàn)狀，各種磁共振溫度成像方法比較見表2。由表2可見，以上幾種方法均面臨著壓脂、減少運(yùn)動偽影的問題，又有著各自的特點(diǎn)；而PRF相位相減法具有高時(shí)空分辨率、與溫度良好的線性關(guān)系和無組織依賴性等優(yōu)勢，該方法發(fā)展迅速，一些運(yùn)動不敏感序列、重構(gòu)算法的使用大大減少了運(yùn)動偽影，但對既含水又含脂肪組織的溫度測量仍有待提高。運(yùn)動器官的快速溫度成像是實(shí)現(xiàn)人體組織溫度實(shí)時(shí)檢測的一大挑戰(zhàn)，隨著MRgHIFU在腫瘤熱療中的發(fā)展，許多先進(jìn)快速的圖像采集、重建技術(shù)逐步應(yīng)用到磁共振溫度成像中，相信磁共振溫度成像技術(shù)將迎來更為廣闊的發(fā)展空間。

表2 不同磁共振溫度成像方法比較[32]

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