刘蕾，苏立楠，王倩，刘静＊

清华大学医学院生物医学工程系，北京，100084

低温外科手术从提出到获得推广，经历了一个漫长的发展过程[1]。早期，虽然此项技术在一些人体深部肿瘤的治疗方面报道了许多令人鼓舞的结果，但距离为临床普遍接受还存在一定距离，原因主要是由于冷冻控制方面的困难所致[2]。低温医学中实施选择性冻伤的关键之一在于发展无损成像技术，相应的监测对象主要是冻结范围即冰球大小。在迄今所建立的各种成像方法中，超声作为一种实时成像工具，既能引导冷冻探针的插入定位，又能监测出冷冻后组织冻结坏死所形成的冰球边缘，并可多角度探测，特别是由于其检查成本适中，因而在肝癌、前列腺癌等的冷冻治疗中发挥了重要作用。该方法实际上自其在低温医学中的应用被提出以来就一直是临床上所采用的主要影像监测措施之一。然而，这种方法在实践中仍然存在很大局限性，主要问题在于测量对象—冰球与周边组织的对比度不高，图像分辨率相对较低。因此，若能很好解决这一问题，无疑将能更充分地发挥超声监测在冷冻外科手术中的作用。在超声影像技术的一些新发展中，弹性成像作为一种能捕捉生物组织弹性特征的方法[3]，在一定程度上弥补了常规超声的不足，它充分地利用了病变组织弹性变化的特点，能更加清晰地显示、定位病变以及鉴别病变性质，因此在一些诊断环节如乳腺癌检测上已取得良好成效[4]、[5]。总体上，超声弹性成像是通过获取组织的弹性信息而成像，而在冷冻手术中，柔软的组织在冻结形成冰球后，其弹性模量会发生显著变化。比如，冰的弹性模量约为53 MPa，是组织弹性模量的10倍左右。因此可以推断，如果将超声弹性成像应用到冷冻手术的监控中，则有可能获得较高的成像对比度。正是基于这一考虑，我们于前期首次提出了监测冷冻外科手术中冻结范围的超声弹性成像方法[6]，并从理论上研究了新方法的有效性。

本文基于前期研究基础，通过设计模拟实验采集超声射频数据，重建超声弹性成像，来评估新方法在冷冻监测中的可行性。

1 实验设计

实验中使用的仪器为迈瑞DP-9900全数字黑白超声诊断系统（每帧的扫描线为240条，每条扫描线采样4115个点，采样率为20 MHz）。所采集的数据通过外置的射频数据采集卡传送到计算机。实验中选用3.5 MHz凸阵探头（圆弧半径50 mm，波束夹角为55°）。

测试对象选用明胶代替生物组织，配置质量分数为6%的明胶溶液，加热至明胶融化，再冷却至凝固。在凝固前，将所要观察的物体放入明胶中，作为超声试验中待观测的对象。在自制明胶体模中倒入少量水做耦合剂。

实验中用铁架台固定住超声探头，使之正好与自制明胶体模界面接触，由此得到的B超图像清晰。松动铁架台，尽量将探头垂直下移压缩体模界面，在压缩过程中及压缩后分别连续采集10帧图像。

图1 加水压缩法图示Fig.1 Sketch for hydraulic pressure method

压缩方法需满足的条件为：垂直压缩、施力均匀和施力大小易控。常规方法是借助电控机构推动挤压板装置，但实现起来相对复杂。为此，本文探索了一种简捷高效的压缩方法——加水压缩法，如图1所示，即直接在明胶体模中加入水，利用水的压力来挤压体模。水是超声的良好的耦合剂，不会对图像产生影响，而实验中所使用的体模均为在明胶中加入想要观察的物体，明胶接触水不会溶解，故也不会对体模产生影响。研究表明，水压法很容易满足垂直压缩、施力均匀和施力大小可控制的成像要求。

数据采集时需要注意的问题有：压缩过程中对组织施加负载的变化时间应大于数据采集时间，以确保数据采集过程中，负载基本不变；为避免大位移引起的超声散射回波畸变，通常施加的负载均比较小。同时，忽略组织的粘弹性，而将其假设为各向同性的线弹性体。一般其压缩量控制在1%。

2 实验数据处理

2.1 采集数据预处理

由于采集的只是射频数据，没有经过数字扫描变换器，要显示图像需要进行扫描变换。

本文实验中采用的是凸阵探头，扫描变换的过程涉及坐标变换与插补。图2给出了扫描变换后的扇形图像，其中虚线部分表示被测物体。

图2 经过扫描变换后的B超图像Fig.2 B mode ultrasonic image after digital scan converter.

2.2 超声弹性成像

实现弹性成像的基本过程为[4]：利用探头或者一个探头-挤压板装置，沿着探头的纵向(轴向)压缩组织，分别采集组织压缩前、后的射频信号，利用互相关算法对信号进行分析，得到组织内部在不同位置的位移；然后经过数值微分操作，计算出组织内部的应变分布情况，并以伪彩图或灰度图的形式显示出来，即可得到所谓的应变图像或弹性图像。由此图像可间接反映出组织内部的弹性模量分布。

在上述算法基础上，为提高成像精度，可进行两处改进：① 由于受射频信号采样率限制，利用互相关法进行时延估计的误差在±0.5个采样点之间。为减小这一误差，我们对互相关函数进行了二次曲线插值，从而明显降低了时延估计的误差；② 由于组织受压缩，相应回波信号产生形变，每段信号只能与原信号部分重合，因此实验估计的结果不够准确。为减小波形畸变对实验估计的影响，采用了压缩扩展的方法[7]，即线性插值，将被压缩信号拉伸成与原信号同长，以增加压缩前后波形的重合度。详细处理可参阅文献[6]，此处不赘述。

经过改进后得到的算法精确度得到了明显提高，经用于下文中计算仿真数据的弹性图评估后，效果较好。

3 实验结果

研究中，我们分别制备出三种不同的体模，计算超声弹性成像并分析其结果，从而在实验上验证超声弹性成像在监测冷冻手术上的可行性。

3.1 含玻璃块的体模

图3 含玻璃块体模的B超图Fig.3 B mode ultrasonic image for phantom embedded with glass block

图4 玻璃体模超声弹性成像：(a) 加水深度2 cm弹性伪彩图；(b) 加水深度3cm弹性伪彩图；(c)、(d)分别为(a)、(b)对应的灰度图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.

为考察超声弹性成像应用于强反射物体的效果，我们首先对由硬质长方体玻璃块与明胶制成的模型进行了测试，相应的B超成像如图3所示。随后，我们分别在模型中加入2 cm、3 cm深的水，并采集射频数据，由此计算得到超声弹性图像，结果如图4所示，红色反映了不规则形状玻璃体的外轮廓。可见，与原始B超图像作对比，待测对象的弹性图像显得更加清晰。

3.2 常温组织体模情形

如下以瘦肉、肥肉等组织为研究对象，考察超声弹性成像应用于生物组织时的效果。实验所采用的体模分别为肥肉明胶体模、瘦肉明胶体模和瘦肉肥肉混合明胶体模，其中明胶质量分数均为6%。

图5 常温组织体模的B超图像和超声弹性图像：(a) 肥肉明胶体模的B超图像；(b) 肥肉明胶体模的超声弹性图像；(c) 瘦肉明胶体模的B超图像；(d) 瘦肉明胶体模的超声弹性图像；(e) 瘦肥肉混合明胶体模B超图像；(f) 瘦肥肉混合明胶体模的超声弹性图像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.

图5给出了几种常温组织体模的B超图和超声弹性成像图对比。红笔标出的轮廓皆为不规则形状的组织的外轮廓。可以看到，在常温组织监测方面，超声弹性成像的图像分辨率及对比度与B超成像相比，没有明显的提高。这是因为，超声弹性成像是对组织的应变量成像，而B超则是对组织中存在声阻抗差异的反射界面成像。因此，当组织弹性模量大小相差不大，而组织的声阻抗不同时，超声弹性成像的区分能力弱于B超成像。

对于存在明显弹性模量差异的组织，则可以得到清楚得多的图像。从图5（b）、图5（d）中可以看出，超声弹性成像能很清楚地区分出肥瘦肉和明胶的范围，而且所显示组织的范围基本与其在B超下的成像一致。

超声弹性成像的对比度与弹性模量差是直接相关的。如图5（b）中的肥肉组织较图5（d）中的瘦肉组织的外轮廓清晰，这是因为肥肉组织的弹性模量与明胶弹性模量的相差量，大于瘦肉组织与明胶的相差量。

组织弹性发生变化后，可较明显地反应在超声弹性图像上。图5（f）成像比其他图片模糊的主要原因在于体模。本实验的3个体模均用新鲜的猪肉组织同时制备，通过实验安排，我们将瘦肥肉混合体模放置时间较长，组织由于长时间在明胶中的浸泡，其弹性会发生变化，即变软。从而将其图像的成像效果与图5（b）、图5（d）对比，可以比较明显地看出变化。由此可以预见，当组织发生冻结时，会在弹性成像上呈现很好的对比度，而这一点对于监测冷冻手术中冰球的成长和消融过程将十分有利。

3.3 冻结组织体模情形

如下考察冻结组织的情况，以模拟超声弹性成像监测冷冻外科手术的情形，以进一步从更接近真实的实验上验证相应方法的可行性。

首先分别将肥瘦肉组织放置在冰箱冷冻，温度控制为-26oC，使组织完全冻结。制备明胶溶液，溶液制好后置于2oC处让其冷却（温度过低会使明胶溶液直接结冰）。在明胶溶液冷却并即将凝固之前，将制好的冻结组织放入明胶溶液中，并将含有冻结组织的明胶溶液在-26oC中放置约5分钟，使明胶表面凝固成型。

利用水压法采集冻结组织体模的数据。体模经过运输、超声仪器准备等环节，其内的冻结组织与明胶接触的部分会融化，从而出现组织的固液交界面，而中心的冰冻组织类似冰球，正好模拟了冷冻手术中需要观察的冰球的情况。

如图6中所示，（a）、（c）为冻结组织体模的B超图像，（b）、（d）为相对应的超声弹性成像图。两条标注线之间是未冻结组织，而下方的标注线是冻结分界线。从这些实测结果可以看出，超声弹性成像具有准确性高、分辨率高的特点。

图6 冻结组织体模成像：（a）冻结瘦肉体模1的B超图像；（b）冻结瘦肉体模1的超声弹性成像；（c）冻结瘦肉体模2的B超图像；（d）冻结瘦肉体模2的超声弹性成像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 讨论

如下讨论由于实验条件和算法理论的不同，导致产生的误差及改进方向。

4.1 凸阵探头产生的影响

图7（a）为凸阵探头成像原理图。本实验使用的超声探头的圆弧半径为50 mm，超声波束夹角为55o，超声采样率为20 MHz。由于使用凸阵探头，压缩前后的同一条超声扫描线对应的组织已经发生了改变，故使用前文提到的超声弹性成像算法将会产生一定的误差。下面定性分析误差的来源及大小。

图7 凸阵探头成像原理(a)及实验中凸阵探头成像示意(b)Fig.7 Imaging principle for convex array probe (a) and schematic for convex array probe imaging in the present experiment (b)

图7（b）为实验中凸阵探头成像示意图。超声束从O点发出，超声OMH为波束中左侧最边缘的一根。因此使用的腹腔探头，探测深度较大，而根据平常使用的经验，体模是最大深度的一半左右，即在AD=2000采样点左右，矩形ABGH为探头的最大视野，而矩形ABCD为明胶体模的位置。

当加水压缩明胶体模后，设体模被压缩1%，即AB面压缩到FE处。则原来在ML线上的组织移动到NL线上。但是在超声弹性成像的算法中，使用压缩前后的OML扫描线上的采样点进行互相关运算，从而找出位移的变化。但事实上，压缩前后的组织并不在同一条超声扫描线上。设组织压缩后偏移角为ɣ，则容易看出，在所有的偏移角ɣ中，最左端和最右端的偏移角即∠MLN为最大者。而垂直线OP处的采样点没有偏移。下面计算∠MLN的大小。可以写出(注：式中长度单位为采样点)：

由余弦定理可得：

由以上计算可得：

(1) 在所有的偏移角中，偏移角∠MLN为最大。故本实验中使用凸阵探头对每条扫描线造成的偏移不大于0.22o。

(2) OP扫描线的组织在压缩前后并不发生偏移，越是接近OP处，发生的偏差越小。故实验时尽量将需要观察的物体放在超声波束的中间部位。

(3) 单就一条扫描线来看，则底部的偏移小，顶部的偏移大。如ML扫描线上，L处没有偏差，而M点偏差20个采样点，故应该尽量将需要观察的物体放在超声视野的下方。

(4) 如果明胶体模的深度AD增加，则各扫描线的偏移角不发生变化。但是扫描线上方的点的偏移数增加。因此没有必要加大明胶体模的深度。

4.2 超声弹性算法的改进方向

本实验使用的算法和硬件设备并不完善。超声弹性成像的算法相对单一，从超声仪器中直接采样出来的射频数据没有经过有效的去噪算法处理，较之在超声仪器中显示的图像分辨率差一些。文献[6]利用拟合数据已经验证了本实验所采用的超声弹性算法的正确性以及较高的分辨率。其明显的缺点即为抗噪能力较弱。而实验数据为直接采集自未经有效去噪的射频数据，包含许多噪声，因此会使超声弹性成像算法的结果出现较多失真。

4.3 加水压缩法与实际应用的差别

加水压缩法中，使用了装在固定容器中的明胶来模拟人体组织，故加水之后组织只有垂直方向的压缩。因此在超声弹性成像算法中只需要考虑2维数据的互相关问题。而在实际操作中，探头压缩组织后，组织既有垂直方向也有水平方向的压缩，故需要考虑3维数据的互相关，来确定压缩的情况。考虑到算法和硬件两方面的制约，本文研究定位为初步在理论和实验上验证超声弹性成像在冷冻手术监测上的可行性。可以预计，后期若能改进算法和设备，还将大大提高实际成像效果。最后，在临床应用中，需要人体组织冷冻前后的弹性模量的基础数据。要想使得超声弹性成像在冷冻手术中得到应用，首先需要对人体组织冷冻前后的弹性模量进行测量。个体之间虽然有一定差异，但是可限定在一定的误差范围内。弹性模量基础数据的确定可以帮助有效地判断组织的类型及冻结的程度。

5 结论

超声弹性成像作为一种对组织力学特性实施成像的技术，理论上可用于任何可用超声监测的、可接受静态或动态压力的组织系统，前景比较广阔。目前，这种方法主要用于乳腺癌[8]、前列腺癌的检测[9]，心肌功能的评价[10]，肾脏和前列腺等具有弹性模量差异的正常解剖结构的成像[11]，用于射频消融检测，强度聚焦超声检测的研究[12]以及化学消融范围监测[13]等。

低温冷冻治疗作为一种新的绿色肿瘤治疗方法，具有麻醉镇痛、止血或减少出血以及能防止肿瘤扩散等优点，且副作用远低于放疗和化疗，被确认为是一种治疗抗药性很强的大块肿瘤的重要方法[14]。如果能精确的控制冷冻范围，则低温冷冻方法无疑会成为一种临床肿瘤治疗的理想选择。

本文实验首次表明，将超声弹性成像应用于冷冻手术中的冻结范围检测时具有明显的可行性。相对于其他方法，超声弹性成像监测的是弹性模量信息，应用在冷冻手术监测时，可得到相对较高的图像对比度。当然，为了将该方法发展为成熟的临床监测方法，尚需开展更多的研究和探讨。虽然目前研究尚处于初级阶段，但是可以确信，超声弹性成像在冷冻手术监测中有很好的应用前景，将有助于推动低温外科医学向精确化迈进。

致谢 本文成稿过程及理论分析中，得到高上凯教授具体帮助，谨致谢意。作者感谢高等学校博士学科点专项科研基金及清华-裕元医学科学基金对本研究工作给予的资助。

[1]刘静.低温生物医学工程学原理[M].北京: 科学出版社.2007.

[2]Rubinsky B.Cryosurgery [J].Annu.Rev.Biomed.Eng., 2000, 2:157-187.

[3]Ophir J, Cespedes I, Ponnekanti H, et al.Elastography: A quantitative method for imaging the elasticity of biological tissues[J].Ultrason Imaging, 1991, 13 (2): 111-134.

[4]罗建文，白净.超声弹性成像的原理及理论分析[J].国外医学生物医学工程分册，2003, 26(3): 97- 101.

[5]富丽娜，王怡，王涌.超声弹性成像在探索乳腺肿瘤上的价值[J].上海医学影像, 2006, 15(2): 167-169.

[6]刘蕾，刘科，刘静.提升冷冻手术中冰球检测对比度的超声弹性成像方法[J].科技导报，2009，27(13): 32-35.

[7]Chaturvedi P.2-D Companding for noise reduction in strain imaging [J].IEEE Transactions on Ultrasonics, Ferroelectrics,and Frequency Control, 1998, 45(1): 179-190.

[8]Carra BS, Cespedes EI, Ophir J, et al.Elastography of breast lesions: initial clinical results [J].Radiology, 1997,202:79-86.

[9]Cochlin DL, Ganatra RH，Griffiths DF.Elastography in the detection of prostatic cancer [J].Clin Radiol, 2002, 57: 1014-1020.

[10]Konofagou EE, DHppge J, Ophir J.Myocardial elastography feasibility study in vivo[J].Ultrason imaging, 2002, 28: 475-482.

[11]Kallel F, Price RE, Konofagou , et al.Elastographic Imaging of the normal canine prostate in vitro [J].Ultrason Imaging, 1999,21: 201-215.

[12]Righetti R, Kallel F, Stafford RL, el al.Elastographic characterization of HIFU-induced lesions in canine livers [J].Ultrasound Med Biil, 1999, 25: 1099-1113.

[13]Shao J, Wang J, Zhang Y, Cui L, Liu K, Bai J.Subtraction elastography for the evaluation of ablation-induced lesions:a feasibility study [J].IEEE Trans Ultrason Ferroelectr Freq Control.2009, 56(1): 44-54.

[14]王洪武．现代肿瘤靶向治疗技术[M]．北京：中国医药科技出版社, 2005.