彭鰜侨 何 健 郭志华

1.暨南大学附属江门中医院 江门骨科研究所运动医学科，广东江门 529000；2.广州中医药大学附属佛山中医院小儿骨科，广东佛山 528100；3.广州医科大学附属第一医院胸外科 国家呼吸医学中心，广东广州 510120

肿瘤由于细胞高速增殖及毒性因子作用，局部血液循环加速导致温度高于正常组织，但在肿瘤的中晚期由于肿瘤中心液化坏死也会出现低温，测温可以作为局部升温疑似肿瘤的判断依据。在肿瘤的各种诊断中，热诊断因为特异性不强而只作辅助手段，虽然初诊以影像诊断为主，活检才是终诊的金标准，如何克服热诊的短处是个难点。本文对热诊作出系统回顾，无论对学术研究和临床医疗都起到综合指引作用。

工业技术的进步引领着热诊能力的不断提高，围绕光学、声学、电学、磁学、信息学等层面的各种热诊手段推陈出新，达到分子影像学水平。热诊测温准确率的提升也为随之而来的热疗提供必不可少的数据。

1 微波辐射诊断

Enander 等[1]1974 年提出微波辐射在0.9～1.2 GHz频率下测量体温，原理是以微波辐射计接收体内热辐射信号，从中反映目标区域温值[2]。有研究验证了良恶性肿瘤介电常数的差别（恶性∶良性=10∶1）[3]，但微波辐射法穿透组织较浅，对深部肿瘤的探查诊断效果有限。

2 电阻抗诊断

医学电阻抗（electrical impedance tomography，EIT）测温遵循生物组织与器官的电特性变化规律来提取与生理、病理相关的生物医学信息。当正常组织癌变时，组织电阻抗特性也发生变化，这种变化在组织尚未出现结构性改变之前可为EIT 所检测[4]，1978 年，Webster 教授首先提出生物EIT 成像概念，组织之间存在的EIT 差异通过施加微小电流、测量表面电压，然后以重构EIT 断层图描出温度。Barter 等[5]测量在50 MHz～0.9 GHz 范围内的内脏（如乳房）介电常数和电导率，发现乳腺癌的电导率为正常乳房的6.4 倍，介电常数升至3.8 倍。2017 年Rolfe 等[6]探讨了旋转电阻层析成像，通过提高图像分辨度来辨别两种肿瘤混合体。2019 年Latikka 等[7]开发了检测活体脑组织的电阻，在脑瘤术中检测脑膜瘤、胶质瘤时发现肿瘤有不同的电特性，EIT 值有助于肿瘤类型的鉴别诊断[8]。

3 红外线诊断

红外热像仪接收人体发出的红外线辐射，测定目标与其背景间的红外线差异图像，可在发病初期发现可疑病变（图1）[9]。我国在2000 年首先提出热层析成像，应用生物传热理论（pennes bioheat transfer equa tion，PBTE）简化Pennes 模型获得深度热源的三维温度场分布。PBTE 在机体获取热像能量继而转递的过程遵循：ρCt=k∇2T-WCb（T-Tblood）+Q{ρ=组织密度（kg/m3），Ct=组织热度[J/（kg·℃）]/Cb=血流热度[J/（kg·℃）]，T=组织热度（℃）/Tblood=血流热度（℃），k=热传导参数[W/（m·℃）]，W=灌注参数[kg/（m3·s）]，Q=功率沉积密度（W/m3）}。2016 年赵毅斌[10]通过钼靶X线摄影、超声成像的比较，证实了热层析方法的临床价值，用于乳腺、皮肤等浅表部位的肿瘤探测，但诊断率不高。

4 超声测温诊断

超声测温的原理是在不同温度下射入不同组织时灰度值存在差异，通过对反射回波在时域、频域或能量域的分析，根据辐射前、后的纹理和灰度标定温度[11]。Chen 等[12]在2014 年在物理模型结合统计模型下用B超射频测温和热成像，获得较高的温度分辨率。有研究[13]提出Gabor 变换和灰度－梯度共生矩阵测温法，除噪、提取矩阵获得温度特征参数，在2019 年对离体猪心激光消融，证明了超声热成像测温诊断可行[14]。

5 磁共振测温诊断

水分子在磁场照射下发生磁共振，磁共振成像参数也随着温度变化，所以，通过测量成像参数[包括扩散系数（D）、质子共振频率漂移（proton resonance frequency shift，PRFS）、纵向弛豫时间（T1）]重构体内热像（magnetic resonance thermal imaging，MRTI 或MRT）。Bloembergen 等[15]发现了基于自旋晶格弛豫时间的测温法，即温度与MRI 高速T1加权序列T1 有依赖，每升高1℃，信号强度下降0.5%～1.1%。Han 等[16]在2015年用UTE-MRI 量化了化离体皮层骨T1 随温度变化的关系。以1 MHz 频率，256 单元，13 cm 曲率半径，2 mm×2 mm×8 mm 焦斑FWHM的相控阵变频器（miniannular phased array，MAPA）来辅助高强度聚焦超声对组织的加热，然后用与MAPA 匹配的MRI（TIM Trio，Siemens，Germany）扫描人体可获三维热图。这些热值较为准确，对肿瘤诊断有相当价值。

6 有限元模型验温

Stauffer 等[17]在2014 年以高频结构模拟器模拟电磁连接有限元（Finite Element）热软件E-Physics，制作可随温变量灌注的同质幻影（homogeneous phantom）热模型，在肿瘤内以特殊吸收速率（specific absorption rate，SAR）为指标验证MAPA 敷抹器上的140 MHz 柱状射频对肿瘤的加热能力。测得SAR 结果1℃/cm3与MRT 所测的升温分布高度一致，在高温热疗监测过程中，误差每立方厘米只有1℃[17]。MRT 温的校验提高了诊断准确率，见图2。

7 质子共振频率测温

PRFS 测温法用温度与PRF的线性关系测温。Hidman 等[18]于1966 年首先发现了水分子PRFS 与温度的关系，随后被Pooter 应用于核磁测温[19]。Waldemar等[20]在体模实验中用FE 序列扫描温度的误差＜1℃。Ahrar 等[21]于2011 年用基于梯度回波的相位差成像及PRFS的温度敏感性监测骨肿瘤的激光消融。2017年Jonathan 等[22]提出混合径向EPI 温度映射脉冲序列测温的精度≤1℃。Bever 等[23]于2018 年选用梯度回波分段回声的平面成像脉冲序列和双极运动编码梯度，通过基线减法计算PRFS的温度值改善了时间分辨率，利用时间约束重建法每隔4.7 s 测得温度位移图，监测温度和位移是热疗的重要评估指标。

8 磁共振质子波谱测温

最近有研究发现分子扩散与温度相关，水分子扩散系数D 可以体现布朗运动，每升高1℃，水分子扩散系数大约升高2%。以“水N-乙酰天冬氨酸频移”法为核心的多体素磁共振质子波谱成像技术，可测颅内温度热成像如下图3，对深部肿瘤的诊断很有意义[24-25]。

综上，各种无损测温诊断处于实验阶段，以MRTI深探瘤温最为有效，其与PRFS 结合的PRFS-MRTI 以高分辨率、精准定位著称，值得临床进一步探讨。