引言

国家癌症中心最新发布的癌症数据显示，我国每年新发现肿瘤病例超过350万，死亡病例超过200万^[1].肿瘤治疗效果差、复发转移率高，肿瘤治疗副作用大、精准性差，治愈难度大^[2].磁共振成像（Magnetic Resonance Imaging，MRI）某些参数对温度较为敏感，因此可用于测量温度^[3].MRI引导高强度聚焦超声（High Intensity Focused Ultrasound，HIFU）治疗作为一种非侵入治疗技术，已经应用于诸多肿瘤的临床治疗，最常见的是用于子宫肌瘤的治疗^[4].它是在MRI的精准解剖定位及其测温序列实时测温引导下，通过聚焦超声束能量沉积于肿瘤瘤体内，使组织局部温度升高至60 ℃以上而导致肌瘤组织产生凝固性坏死，从而达到治疗目的.因此，准确获取组织温度分布图，并依据温度分布判断焦点位置、组织是否发生凝固性坏死、周围边界组织的损伤风险，以实现HIFU辐照能量的调整成为该技术的关键.

为了更安全地引导HIFU治疗，在治疗的整个温度范围内，MRI温度敏感参数应该与温度具有很好的线性关系，以便根据温度敏感参数确定温度，从而准确呈现被辐照组织的温度分布.目前，常用的磁共振测温方法主要有质子共振频率法（Proton Resonance Frequency，PRF）和纵向弛豫时间（Longitudinal Relaxation Time，T₁）法^[5].诸多研究^{[6, 7]}发现水模测温或在组织无相变温度范围内，MRI温度敏感参数和温度线性关系很好.因此传统的磁共振测温引导HIFU治疗技术沿用了MRI温度敏感参数和温度的线性关系.

PRF测温引导HIFU治疗已经用于临床^[8-10]，美国食品及药物管理局（Food and Drug Administration，FDA）也批准通过了PRF测温引导的子宫肌瘤治疗疗法^{[11, 12]}.但是，现阶段该技术还存在一些问题，如脂肪组织温度检测^[13-15]、组织相变对其测温准确性的影响等.除此以外，PRF测温利用了温度与质子共振频率之间的线性关系进行测温，但是质子共振频率对温度的敏感性较弱，且易受场漂等其它因素影响，而且有研究发现共振频率和温度线性关系存在不可逆的现象.例如，文献^{[16, 17]}发现凝固性坏死相变前后，质子共振频率随温度有轻微的不可逆性，特别是达到60℃以上，升温和降温曲线具有不可逆性.2013年，Diakite等人^[18]将T₁测温用于引导HIFU治疗，当温度超过60℃时，T₁的升温和降温曲线也存在不可逆现象.Delannoy等人^[19]也得到类似的研究结果.不可逆现象可能已影响了磁共振测温引导HIFU治疗的准确性.2001年，Hynynen等人^[20]在磁共振测温引导下用HIFU治疗9例乳腺纤维肌瘤疾病时，由于11处病灶的3处靶区超声能量估计过高或过低，导致治疗后2例出现并发症、1例无效治疗，并且1例术中由于在最高温度60℃附近测量不准确，找不到焦点位置，导致“脱靶”.梁松年等人^[21]于2012年用磁共振测温引导HIFU治疗21例子宫肌瘤时，也由于超声能量估计过高，导致引发并发症，术中12例腹痛、7例皮肤灼伤、4例腰腿麻木.

但是，磁共振测温引导HIFU治疗的研究中，研究者并没有深究不可逆现象对测温结果的影响，以及这种不可逆现象产生的原因.而本文认为这种现象是由组织相变引起的.在不断供热条件下，组织性质会发生变化，从一种相变成另一种相，在相变过程中虽然继续供热，但温度并不升高，温度是无法检测的^[22].在不同的相中，组织性质不同，温度随其他参数的变化是不同的.HIFU治疗过程中，肿瘤组织涉及相变.大量磁共振测温监控热治疗研究^[23-25]表明在43 ℃附近出现相变，磁共振测温不准确，根据温度敏感参数不能确定唯一的温度值，从而得不到组织准确的温度分布.本文通过实验和理论分析发现，组织在60 ℃附近也会出现相变，并且本文以基于T₁加权图像信号的磁共振测温为例，探讨HIFU治疗过程组织相变对磁共振测温时的影响，进而探讨磁共振测温能否用于实时引导HIFU治疗.

1 材料与方法 1.1 实验装置及材料

系统装置如图 1所示，由磁共振系统、荧光光纤温度计、计算机控制系统组成.

（1）磁共振系统

磁共振系统为0.35 T永磁开放式磁共振系统（深圳贝斯达科技有限公司），线圈为体线圈.

（2）多通道荧光光纤温度计

为了适应高磁场的工作环境，不产生电磁干扰，本文选择多通道荧光光纤温度计（苏州英迪戈精密光电科技有限公司，FOTS-DINA-1000系列）用来采集基准温度，其探头为非金属材料.这种温度计利用特殊荧光材料的温度特性进行测温，荧光材料受到某种波长光的照射时，会吸收光能发生能级跃迁，发出荧光，这种荧光的寿命受温度影响.其测温范围为0~80 ℃，测温精度为±0.4 ℃，分辨率为0.1 ℃，平均测温间隔为0.6 s.

（3）水浴加热和降温装置

加热装置由两个烧杯组成，小烧杯和大烧杯内的物质之间存在温度差，因此两烧杯之间会出现热传递，可使两烧杯的温度达到平衡，传热过程中低温度烧杯里的物质温度会升高，达到加热目的.

实验材料为离体新鲜牛肝组织，大小为30 mm×30 mm×30 mm，牛肝组织较为均匀，无明显的大血管.由于HIFU治疗的起始温度是人体的正常温度36 ℃，因此我们采用36 ℃温水水浴，将牛肝组织加热至36 ℃待用.

1.2 实验参数及方法

（1）MRI扫描序列及参数

采用梯度回波（Gradient Recalled Echo，GRE）序列采集T₁加权图像.GRE序列用读出梯度场的正反向切换来采集回波，脉冲间隔重复时间（Repetition Time，TR）短，回波时间（Echo Time，TE）短，小角度激发，其获取图像速度快.扫描参数如下：TR=25 ms，TE=10 ms，平均次数（Number of Averages，NSA）= 8，翻转角（Flip Angle，FA）= 30°，层数（Number of Slice）= 1，层厚（Slice Thickness）= 9 mm，层间距（Separation）= 7 mm，成像视野（Field of View，FOV）= 340×340 mm²，成像时间=28 s.

（2）图像采集

实验过程中，假设牛肝组织与水的比热容、传热速度等性质相同，用荧光光纤温度计同时实时采集牛肝组织中心区域、大烧杯和小烧杯里水的温度.小烧杯内装入水温为36 ℃的水和相同温度的牛肝组织；将小烧杯放入大烧杯，向大烧杯里注入80 ℃热水（注入热水时，不要将热水滴入小烧杯里，以防止新鲜牛肝组织局部凝固性坏死）.因为小烧杯和大烧杯之间存在温度差，会发生热传递现象，直到两烧杯的温度达到相同.实验过程中用热传递使牛肝组织加热至60 ℃.假设小烧杯36 ℃水与牛肝组织体积V1一定时，大烧杯热水为80 ℃，根据

$ (80 - 60)V2 = (60 - 36)V1 $

(1)

可知需要加入的80 ℃热水体积V2.

采集整个升温（36 ℃升温至60 ℃）和自然降温过程（60 ℃自然降温至36 ℃）的T₁加权图像，并记录每幅图像对应的荧光光纤温度计所测牛肝组织的温度.

（3）图像处理

在荧光光纤温度计附近选取半径为2个像素的圆形感兴趣区域（Region of Interest，ROI）里的13个点的T₁加权图像信号，并求其平均值.

（4）线性拟合

对图像感兴趣区域的T₁加权图像信号与荧光光纤温度计所测温度进行回归分析.

2 结果与讨论

实验结果如图 2所示.正方形表示在牛肝组织凝固性坏死前的加热过程，T₁加权图像信号与温度近似呈线性关系，相关系数为0.96.加热过程传热速度快，相对降温过程采集点数少.菱形表示凝固性坏死产生后降温过程，T₁加权图像信号与温度也呈线性关系，相关系数也为0.96.但是组织降温过程中的T₁加权图像信号与升温过程中相同温度时的T₁加权图像信号已经不同.凝固性坏死前后，组织中质子T₁加权图像信号与温度的关系已然不同，呈现不可逆现象.实验过程中，上升温度接近60 ℃时，视觉观察到牛肝组织逐渐由血红色变为了白色，产生明显的凝固性坏死现象.

组织中质子的弛豫通常由两态快速交换模型^[26-28]来描述，这个模型假设组织中的水有自由水和结合水两种状态.结合水占小部分，被束缚在蛋白质表面；大部分水（≥90%）为自由水.基于两态快速交换模型，组织质子的纵向弛豫率如下：

$ {({T_1})^{ - 1}} = b{({T_{1h}})^{ - 1}} + (1 - b){({T_{1f}})^{ - 1}} $

(2)

(2) 式中，T_1h为结合水的T₁，T_1f为自由水的T₁，b为结合水占的比例.

T_1f与温度关系^[26]为：

$ {T_{1f}} \approx T_{1f}^\infty {{\rm{e}}^{ - \frac{{{E_a}}}{{kT}}}} $

(3)

(3) 式中，E_a为弛豫过程活化能，k是玻尔兹曼常数，T为绝对温度.

在组织中，结合水只占小部分^[25]，忽略结合水的贡献，由(2)式和(3)式得组织中水质子的T₁与温度的关系为：

$ {T_1} \approx \frac{{T_{1f}^\infty {{\rm{e}}^{ - \frac{{{E_a}}}{{kT}}}}}}{{1 - b}} $

(4)

组织中T₁与温度的关系可以近似为：

$ {T_1} \approx T_{1f}^\infty \times \left[ { - \frac{{{E_a}}}{{k(1 - b)}} \times \frac{1}{T} + \frac{1}{{1 - b}}} \right] $

(5)

由(5)式看出，当组织状态不变时，结合水占的比例b、活化能E_a可以看作常数时，T₁与1/T可以近似呈线性关系，因此，可根据T₁准确的确定出组织的温度.

当组织升温达到相变温度，由于组织相变会导致结构变化，结合水份额b、活化能E_a会发生变化，降温过程时温度没变，但是T₁变了，因此如果还是延续之前的线性关系，就会测得错误的温度.在凝固性坏死前后，T₁参数与温度具有不同的关系，因此，应根据不同的T₁参数与温度曲线检测温度.

当组织温度超过相变温度后，相对凝固性坏死前，结合水份额b和活化能E_a将变化为另一个量b1和E_a1，根据(5)式，在同一温度范围，将形成不同的T₁与温度的关系曲线.

根据这一结论，假设凝固性坏死前组织结合水份额b为0.12，凝固性坏死后组织结合水份额b变为0.20，E_a由4.9 kJ/mol变为5.1 kJ/mol^[26]；凝固性坏死相变温度为60 ℃，组织凝固性坏死前后所处的温度范围都设为10~55℃，是远离相变温度范围.通过理论模型，将得到如图 3的T₁加权图像信号与温度关系曲线.（注意：由于T₁值一般采用翻转恢复序列采集，获取时间较长，不符合HIFU治疗监控实时性的要求，故本文采用与T₁值相关的T₁加权图像信号进行研究.）

从离体牛肝组织测温实验结果来看，在牛肝凝固性坏死前，T₁加权图像信号与温度近似呈线性关系，凝固性坏死产生后，T₁加权图像信号与温度也呈线性关系，但凝固性坏死前后组织中T₁加权图像信号与温度的线性关系式不同，呈现出不可逆现象，在60 ℃附近，组织T₁加权图像信号并不能确定唯一的温度值，确实发生了相变.另外，文献[24, 25]在43 ℃附近发现了相变测温误差增大的现象，文献[23]认为43 ℃附近出现相变.HIFU治疗过程中，靶区组织温度由正常温度36 ℃经过超声热效应加热至60 ℃以上，涉及43 ℃和60 ℃附近的相变.虽然在凝固性坏死相变过程测温是困难的，但在偏离相变温度较远区，是可以通过T₁加权图像信号对组织有效测温的.在HIFU治疗中，测温时，温度范围应该尽量远离相变温度，可以用在远离相变的温度范围内得到的温度分布图，预测靶区的位置和周围组织面临的潜在风险，根据远离相变的温度范围内的温度分布推测凝固性坏死时的情况，如靶区位置、坏死区域，边界是否损伤.为了预测更可靠，避免无效治疗.

磁共振测温引导HIFU治疗主要是利用得到的温度分布图，确定治疗时靶区位置和周围组织的风险，为了判断更可靠，避免无效治疗，磁共振测温引导HIFU治疗时，测量的温度范围应该尽量远离相变温度，从而确保治疗的安全性和有效性.尽管本文是基于T₁加权图像信号来进行的，其他参数与之类似，但还需后续研究对其进行验证.

3 结论

根据本文实验结果和理论分析，可以得知在HIFU治疗过程组织凝固性坏死前后，T₁加权图像信号与温度具有不同的关系.因此，在凝固性坏死前后应根据不同的T₁加权图像信号与温度的相关曲线检测温度.