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1 J South Med Univ, 1, 3(1): 19-1 doi 1.399/j.issn 基础研究 引导超声聚焦热消融的超高场磁共振射频电磁场匀场技术及人体组织比吸收率安全分析 辜石勇, 辛学刚南方医科大学生物医学工程学院, 广东广州 11 摘要 : 目的探究在超高场磁共振引导下的高强度聚焦超声手术中射频电磁场 1 场匀场技术及人体组织比吸收率 (SR) 安全性 方法建立包含温度梯度的女性盆腔模型, 分别仿真计算在正常模型匀场系数激励以及在温度梯度模型的匀场系数激励下的射频电磁场 1 场的均匀性和局部比吸收率 结果对包含温度梯度的女性盆腔模型采用正常模型的匀场系数激励, 组织局部 SR 最大值达到 1., 超出了国际电工委员会 (IEC) 对局部 SR 值规定的 1 的安全阈值 ; 对包含温度梯度的女性盆腔模型采用温度梯度模型的匀场系数激励, 组织局部 SR 最大值为 9. 在 IEC 的安全阈值内 结论在进行超高场磁共振引导下的高强度聚焦超声手术时, 需要考虑超声能量在人体形成的温度分布, 在温度梯度的基础上重新进行匀场优化能将组织局部 SR 值降低到安全阈值内 关键词 : 高强度聚焦超声 ; 超高场 ; 匀场策略 ; 比吸收率 ; 时域有限差分算法 1 field homogeneity and specific absorption rate in ultra-high field magnetic resonance imaging for guiding high-intensity focused ultrasound GU Shiyong, XIN Xuegang School of iomedical Engineering, Southern Medical University, Guangzhou 11, China bstract: Objective To study the efficacy of 1 field shimming technique and evaluate the specific absorption rate (SR) in ultra-high field magnetic resonance imaging (MRI) for MRI-guided high-intensity focused ultrasound (HIFU). Methods n electromagnetic model of the female pelvis with a temperature gradient was established. 1 field homogeneity and local SR were simulated and calculated using regular and optimized 1 shimming coefficients. Results The maximum local SR reached 1., which exceeded the safe threshold of 1, as calculated using regular 1 shimming coefficients in the normal model. Using the optimized 1 shimming coefficients, the maximum local SR of the tissue was 9., which was below the safe threshold. Conclusion The temperature distributions in the body generated by ultrasound energy need to be considered in ultra-high field MRI-guided HIFU surgery. The proposed optimized 1 shimming strategy based on the temperature gradient can be used to control the local SR levels. Key words: high-intensity focused ultrasound; ultra-high field; 1 shimming; specific absorption rate; finite difference time domain 高强度超声聚焦热消融 (HIFU) 是一种将体外低能量的超声波束聚焦到体内靶区, 使靶区温度升高, 导致肿瘤细胞不可逆损伤 组织凝固性坏死同时对靶区周围的正常组织不造成损伤的无创肿瘤治疗方法 不能实时监控人体温度, 阻碍了 HIFU 的临床应用 直到上世纪 9 年代, 磁共振测温技术结合到超声 [1] 聚焦热消融中,HIFU 才开始广泛应用 年美国食品及药物管理局 (FD) 通过了用于治疗子宫肌瘤的磁共振引导超声聚焦热消融手术 (MRgFUS) [] 磁共振 收稿日期 :1-7- 基金项目 : 国家自然科学基金 (1173); 广州市科技计划项目 (1J11) Supported by National Natural Science Foundation of China (1173). 作者简介 : 辜石勇, 硕士, gsy_17@1.com 通信作者 : 辛学刚, 博士, 副教授, xxg@smu.edu.cn 成像的信噪比随着磁共振主磁场场强的升高而增大, 因而超高场磁共振研究是必然发展趋势 目前国外有研究报道在超高场 ( 7T) 下对老鼠进行磁共振引导热消融手 [3] 术, 针对人体应用的研究还鲜见报道 在超高场下, 射频电磁波的波长与人体器官尺寸相近, 射频电磁波与人体组织相互作用, 会产生抗电共振 [] 现象以及电磁波振幅相长和相消的复杂干涉机制, 同时人体组织的电导率 介电常数等电磁参数具有温度敏 [] 感性, 这些都会影响人体内射频 1 场以及人体射频能量比吸收率 (SR) 的分布 1 场分布的均匀性, 直接影响成像质量 ;SR 值分布直接关乎到超高场扫描患者射频辐射安全性问题 鉴于超高场磁共振引导超声聚集热消融中 1 场以及 SR 随温度变化的规律的相关研究未见报道, 因此进行相关理论研究非常必要 时域有限差分法 (finite difference time domain,

2 1 J South Med Univ, 1, 3(1): FDTD) 广泛应用于超高场 MRI 中 1 场以及 SR 分布 的研究 [] 黄绮华等人采用 FDTD 对超高场下横电磁波 (TEM) 线圈加载盆腔模型进行计算, 得出超高场下 1 [7] [] 场和 SR 分布 Xin 等人采用 FDTD 计算超高场下 胎儿磁共振成像 1 场分布不均匀和 SR 超标等问题, [9] Qing 等人采用 FDTD 比较计算了在超高场下采用单 环表面线圈加载不同电导率体模的电磁场分布 本文 建立了超声聚焦热消融下人体组织的温度梯度分布模 [1] 型, 采用 FDTD 算法, 对加载包含温度模型的女性盆腔以及正常盆腔的 TEM 线圈产生的电磁场进行仿真, 得到了不同盆腔模型 1 场和 SR 分布的数值结果 计算结果表明正常盆腔模型在正交激励下局部 SR 值超出了国际电工委员会 (IEC) [11] 给定的正常模式下躯干局部 SR 值 1 的安全标准, 通过匀场策略可以将局部 SR 值降低在安全标准内 ; 对加载温度梯度模型的盆腔采用同样的匀场系数激励, 局部 SR 值会超出安全标准 针对温度梯度模型局部 SR 超标问题, 对温度梯度模型重新计算匀场系数可以解决局部 SR 值超标的问题 本研究表明, 在超高场下进行热消融需要考虑生物组织电磁参数的温度敏感性对电磁场分布和 SR 安全性的影响 采用相应的 1 场匀场技术能够提升 1 场分布的均匀性并确保局部 SR 分布安全 1 材料和方法 1.1 材料 TEM 线圈模型超高场下常用 TEM 线圈作为发射线圈, 模型如图 1 所示 TEM 线圈主要由射频屏蔽层 1 根铜棒 固定铜棒的聚氯乙烯塑料以及加载在各铜带中间的 1 个激励源和上下两端连接铜棒与屏蔽层的 3 个调谐电容组成, 线圈的直径为 7 cm, 长度为 cm, 铜棒的轴向长度为 33 cm, 聚氯乙烯塑料构成的圆柱体直径为 cm, 轴向长度为 1 cm 组成线圈的金属导体的电导率均为 S/m 1.1. 温度梯度模型临床中常用 HIFU 超声聚能器一次作用的区域通常是宽 1~3 mm, 长 1 mm 的椭球体, 通过旋转 平移超声聚能器, 实现对大肿块的治疗 Hu [1] 等人的研究表明一次消融的区域可以达到 1.3 cm [13] 1.3 cm.7 cm, 结合 Clare 等人研究热消融时人体组织温度分布图, 构建一次热消融时人体组织的温度梯度模型 从 Clare 研究的温度图上可以得到, 靶区中心区域温度相对人体正常体温升高约 3, 靶区附近组织相对正常体温升高约, 在靶区周围的地方, 相对正常体温升高约 基于上述温度分布, 建立大 小 个同轴的椭球体, 短轴长分别为 13 mm 11 mm, 长轴长分别为 7 mm mm, 以两个椭球体中心为球心, 作一个半径. cm 的球体, 用椭球体模拟热消融时靶区的组织, 椭球体外的球形区域模拟热消融时靶区周围的组织, 这 ntenna element PVC layer one Uterus Target Pelvis model of pregant woman RF shield 图 1 TEM 线圈加载盆腔电磁模型 Fig.1 TEM coil-loaded electromagnetic model of the pelvis. 样就得到了一次热消融时的温度梯度模型 如图 1 所示, 靶区 ( 椭球体 ) 紧贴子宫壁, 图中球形区域未画出 人体电磁模型女性盆腔模型采用本小组之前研 [1] 究所用数值模型, 该模型是以人体 CT 扫描图像为基础, 首先采用手工分割和体绘制的方式建立三维模型, 然后对该三维模型进行有限元剖分和三角面片优化建立的数值模型 one Fat Muscle Target Uterus Tissue fluid 图 球形区域在目标层的分布 Fig. Distribution of the spherical area at the target layer. 磁共振引导超声聚焦热消融常用于子宫肌瘤手术, 为了模拟在该手术过程中, 由于组织温度的变化引起组织电磁参数的改变对电磁场分布的影响 本文构建了包含温度梯度模型的人体盆腔电磁模型 在数值模型 [1] [1] 的基础上赋予各组织在不同温度下的电磁参数和 [17] 密度值就可以得到用于数值计算的人体电磁模型 1. 方法采用商用软件 SEMCD( version 1.) 作为计算电磁场的工具 对盆腔内部的电场和磁场值进行计算时, 将 TEM 线圈和置于线圈内部的人体负载构成的整体作为 FDTD 的计算域, 并将其划分成 共 113 个 Yee 元胞, 时间步

3 J South Med Univ, 1, 3(1): 长为 1.3 ps, 计算区域边界吸收条件设为完全匹配层, 层数为 场计算 1 场分布的均匀性采用相对标准差 (relative standard deviation, RSD) 进行衡量 : RSD = σ 1%, (1) μ 式中,σ 是感兴趣区域 (Region of Interest, ) 内 + 1 的标准差, 可由下式计算得到 : σ = 1 N - 1 ( + 1 (r) - μ), () 在 (1) 和 () 式中,μ 是 内 + 1 的平均值, 可由下式 计算得到 : μ = 1 N + 1 (r), (3) 式中,N 是 内的 Yee 元胞数 上述式子中 + 1 是 1 场沿着顺时针方向旋转的圆极 化部分, - 1 是 1 场沿着逆时针旋转的圆极化部分, + 1 和 1 - [1] 可以根据互易原理计算得到, 其中 1,x 和 1,y 是 1 在 x 和 y 方向上的分量 + 1 = ( 1,x + i 1,y )/ () 1 - = ( 1,x - i 1,y ) * () 1.. SR 的计算 SR 是进行磁共振扫描时避免受检者产生局部热损伤而引入的防护概念,Yee 元胞网格点上的 SR 可通过 SR(r) = 1 σ(r) ρ(r) E (r), () 式中,σ(r) 和 ρ(r) 分别是 FDTD 域内在空间位置 r 处, 人体组织的电导率和密度值,E(r) 为 FDTD 法计算得到在空间位置 r 处的电场值 在 SEMCD 软件中, 将软件计算的 SR 结果归一化即可得到局部 SR 值, 局部 SR 值定义为任意 1 g 组织 SR 的平均值 归一化因子可以通过以下方式得到 在磁共振成像中, 常常采用使得 内质子磁化矢量的翻转角为 9 的脉冲激励, 使得信号最大 质子磁 化矢量的翻转角 α 与 + 1 之间存在如下关系 : + 1 = α/γτ (7) 上式中 γ 为质子的旋磁比, 大小为. MHz/T,τ 为脉冲的有效持续时间 当采用有效持续时间为 3 ms 的射频脉冲作用使得 [, 19] 内质子磁化矢量的翻转角为 9 时, 由 (7) 式可知此时人体模型该区域内 + 1 的平均值为 1.97 μt, 将实际激励仿真计算得到 内 + 1 的平均值归一化为 1.97 μt, 即可以得到归一化因子, 进而求得局部 SR 值 通过一定的换算方法, 可以得到临床实际扫描中采用的各种不同的序列对应的 9 射频脉冲比对系数, 将 比对系数乘以本文计算得到的归一化 SR 值, 即可得 [19] 到不同扫描序列对应的各自的 SR 值 1..3 匀场技术匀场策略是在部分人体 SR 值和局部 SR 最大值均符合安全标准的条件下, 通过调节 TEM 线圈各个通道激励源的幅度和相位值使得在选定的 内 + 1 分布的均匀性达到最大 匀场过程 : 首先依据 TEM 线圈的正交激励方式, 设定线圈各激励源的幅度为 1, 固定一个激励源相位为, 其余各激励源的相位在此基础上顺次增加. ; 然后在这一初始条件下对 + 1 分布的均匀性进行优化, 优化的自变量是 TEM 线圈 1 个通道上激励源的 1 个幅度和 1 个相位, 目标是使得 内 RSD 值最小的同时部分人体 SR 值和局部 SR 最大值均符合安全标准 其中激励源幅度变化的初始步长是幅度值的 1%, 相位变化的初始步长是, 优化过程中每变化一次自变量计算一次 RSD 部分人体 SR 值和局部 SR 最大值, 当两个 SR 值均符合安全标准而且 RSD 变小时则该自变量按照原来的方向继续变化且步长不变, 否则该自变量就朝着相反的方向变化且步长变为上一步长的二分之一, 不断执行这一优化过程直至幅度和相位变化的步长均小于.1% 结果与讨论为了便于分析结果, 本文选定过温度梯度模型中心所在横断面作为目标层, 温度模型的球被目标层所截的圆形区域作为 图 3 为正交激励下, 正常模型在目标层的 1 场和 SR 分布 在 内 1 场的分布不均匀,RSD 为 3.%, 盆腔局部 SR 最大值为., 局部 SR 最大值远大于 IEC 给定的正常模式下局部 SR 安全域值 1, 计算结果与之前黄绮华文章结论类似, 即在超高场下, 由于电磁波的波长与人体组织器官尺寸相近, 电磁波与人体作用产生抗电共振现象以及电磁场振幅相长和相消的复杂干涉机制,TEM 线圈采用正交激励模式会存在均匀性变差以及安全性问题 对此本文进行了匀场处理, 匀场系数如表 1 所示, 加载正常模型的 TEM 线圈通过匀场后, 内的 1 场均匀性有了明显的提高,RSD 为 19.3%, 局部 SR 最大值为 9.7,SR 值在安全阈值内, 符合 IEC 的安全标准 图 为采用匀场技术, 正常模型在目标层的 1 场和 SR 分布 为了研究在超声聚集热消融时, 由超声能量所引起的人体组织温度变化对电磁场分布和 SR 的影响, 在表 的匀场系数激励下, 对加载温度梯度模型的 TEM 线圈进行计算, 结果如图 所示, 内的 1 场 RSD 为 1.1%, 盆腔局部 SR 最大值为 1.,SR 值超出了安全范围, 表明在相同的匀场系数激励下, 由于温

4 1 J South Med Univ, 1, 3(1): 图 3 正常模型在正交激励下目标层的 1 场和 SR 分布 Fig.3 1 and SR distribution on the target layer under the quadrature excitation loaded with normal model. 1 1 度变化引起的人体电磁参数的改变, 人体局部 SR 会超过安全域值, 在超高场下进行热消融需要考虑由人体组织温度敏感性引起的电磁参数改变对人体的影响 在正交激励和匀场处理两种模式下, 正常温度模型 内 RSD 由 3.% 变为 19.3%, 均匀性提高了 1. 倍, 局部 SR 最大值由. 变为 9.7, 降低了.3 倍, 即可以通过匀场技术实现在 内质子磁化矢量平均翻转角不变的前提下降低 SR 值 从 SR 的分布可以看出,SR 的分布呈明显的解剖特性 正交激励下, 皮肤, 肌肉和脂肪交界处, 肌肉和骨骼交界处产生局部极值, 通过匀场处理, 皮肤的热点得到改善, 肌肉和骨骼交界处局部极值变小, 肌肉和脂肪交界处局部极值也得到了抑制 在相同匀场处理下, 加载温度梯度模型时, 结果如图 所示, 内 RSD 为 1.1% 相对正常模型 19.3% 降低.%, 局部 SR 最大值由 9.7 变为 1., 相对增加 7% 表明由于人体局部组织电磁参数的改变, 对 1 场整体分布的影响较小 然而在相同匀场系数下加载温度梯度模型的局部 SR 值为 1. 超出了安全阈值, 对人体安全可能产生影响, 此时的 SR 的分布也呈现与人体解剖结构相关的特点, 在肌肉与骨骼, 肌肉与脂肪交界处产生极值 温度梯度模型在正常模型的匀场系数激励下, 局部 表 1 采用 1 场匀场优化 TEM 线圈各通道激励源的幅度和相位值 Tab.1 mplitude and phase settings of TEM coil elements using the 1 shimming strategy ntenna element serial number mplitude (V) Phase (rad) ntenna element serial number mplitude (V) Phase (rad) SR 最大值超出了 IEC 安全标准, 因此需要对温度梯度模型重新匀场优化, 控制局部 SR 最大值在 IEC 的安全标准内, 得到匀场系数如表 在表 的匀场系数激励下温度梯度模型的仿真结果如图 所示, 内 RSD 为 19.7%, 局部 SR 最大值 9. 相对采用正常模型的匀场系数激励, 内 RSD 增加 3.%, 相对不均匀 ; 局部 SR 最大值在 IEC 正常模式下躯干的局部 SR 值安全阈值内, 局部 SR 最大值相对采用正常模型的匀场系数激励降低.11% 通过匀场技术可以解决由于组织电磁参数随温度变化引起的局部 SR 值超 标的问题 本文仿真计算的结果是在未加超声耦合介质以及未考虑超声聚焦热消融时人体代谢 血流对温度分布的影响下计算得出的, 在此种情况下, 温度模型采用正常模型的匀场系数在 9 射频脉冲持续作用 3 ms 时局部 SR 会超出 IEC 的安全标准, 对温度模型采用新的匀场系数激励可以将局部 SR 限定在 IEC 的安全阈值 1 内 磁共振扫描时可以实时监控受检者的 SR 值, 通过调整序列的参数, 来确保人体的射频辐照安全 [19] Collins 等人建议为了保证受检者的安全, 仿真计算时

5 J South Med Univ, 1, 3(1): 图 正常模型采用 1 场匀场策略在目标层的 1 场和 SR 分布 Fig. 1 and SR distribution on the target layer using 1 shimming strategy loaded with the normal model. 应确保 SR 值在安全阈值内, 即使受检者不能得到很 好的监测, 也能保证在常规操作下人体的射频辐照安全 虽然本文计算结果提示在极端情况下, 超高场磁共 振 (7T) 引导下的超声聚焦热消融应用于子宫肌瘤有可 能对人体产生射频辐照安全问题, 但在实际的超声聚焦 热消融中, 由于超声耦合介质的加入, 以及人体血流等因 素, 会使得实际的局部 SR 值比仿真计算得到的值要 小 因此在实际的磁共振引导超声聚焦热消融过程中, 关于射频辐照安全问题还需要结合具体情况具体分析 另外由于超声聚焦系统的引入, 磁共振系统主磁场 的环境与诊断时不一样, 可能会使主磁场 的均匀性变 差 针对这个问题, 可以通过主磁场的匀场技术来调整 改善主磁场的均匀性 在超高场下, 对加载正常盆腔和 包含温度梯度的盆腔模型的 TEM 线圈进行了仿真计 算, 给出了正常模型在正交激励以及匀场下 1 场和 SR 的分布, 同时在相同匀场系数下, 对含有温度梯度 模型的盆腔进行了仿真计算, 结果表明在相同匀场系数 激励下, 含有温度梯度模型的局部 SR 分布会超过 IEC 给出的安全域值, 对人体可能产生安全影响, 需要重新 对温度梯度模型进行匀场计算, 采用新的匀场系数激励 可以控制盆腔局部 SR 最大值在 IEC 的安全标准内 本文仿真计算结果提示临床, 应用于子宫肌瘤的超高场 图 温度梯度模型采用相同 1 场匀场策略在目标层的 1 场和 SR 分布 Fig. 1 and SR distribution on the target layer using the same 1 shimming strategy with the temperature gradient model. 磁共振引导下的超声聚焦热消融在极端情况下在人体可能产生安全问题, 在未来进行超高场磁共振引导下的超声聚焦热消融时需要考虑由于超声能量引入, 人体温度的变化导致的人体组织电磁参数的改变对人体安全性的影响, 需要实时监测人体吸收的射频能量, 保障人体的安全, 在温度分布的基础上对人体重新进行匀场优化可以解决人体局部 SR 值超过安全阈值的问题 针对其它部位和不同种类的肿瘤还需更进一步的探究 参考文献 : [1] Hynynen K, Darkazanli K, Unger E, et al. MRI-guided noninvasive ultrasound surgery[j]. Med Physics, 1993, (1): [] Kopelman D, Papa M. Magnetic resonance-guided focused ultrasound surgery for the noninvasive curative ablation of tumors and palliative treatments: review[j]. nn Surg Oncol, 7, 1 (): 1-. [3] Larrat, Pernot M, et al. MR guidance, monitoring and control of brain HIFU therapy in small animals: in vivo demonstration in rats at 7T[C]. Ultrasonics Symposium ROME: 9. [] Van de Moortele PF, kgun C, driany G, et al. 1 destructive interferences and spatial phase patterns at 7 T with a head transceiver array coil[j]. Magn Reson Med,, ():

6 1 J South Med Univ, 1, 3(1): 图 温度梯度模型采用 1 场匀场策略在目标层的 1 场和 SR 分布 Fig. 1 and SR distribution on the target layer using 1 shimming strategy with the temperature gradient model. 1 1 [] Johnson CC, Guy W. Nonionizing electromagnetic wave effects in biological materials and systems[j]. Proc IEEE, 197, (): [] Yee K. Numerical solution of initial boundary value problems involving Maxwell's equations in isotropic media[j]. ntennas and Propagation, IEEE Transactions on, 19, 1(3): 3-7. [7] 黄绮华, 高勇, 辛学刚. 高场和超高场 MR 下人体内 1 场均匀性及 SR 随场强变化规律的研究 [J]. 中国生物医学工程学报, 13, 3 (1): 1-7. [] Xin SX, Huang Q, Gao Y, et al. Fetus MRI at 7 T: 1 shimming strategy and SR safety implications[j]. IEEE Transactions on Microwave Theory and Techniques, 13, 1(): 1-. [9] Yang Q, Wang J, Zhang X, et al. nalysis of wave behavior in lossy dielectric samples at high field[j]. Magnetic Resonance in Medicine,, 7(): 9-9. [1]Xin X, Wang D, Han J, et al. Numerical optimization of a threechannel radiofrequency coil for open, vertical-field, MR-guided, focused ultrasound surgery using the hybrid method of moment/ finite difference time domain method[j]. NMR in iomedicine, 1, (7): [11]Medical electrical equipment: Part -33: Particular requirements for the basic safety and essential performance of magnetic resonance equipment for medical diagnosis[s]. IEC [1]Hu J, Ding Y, Qian Sh. Simulations of adaptive temperature control with self-focused hyperthermia system for tumor treatment[j]. Ultrasonics, 13, 3(1): [13]Clare M, Elizabeth, radley J, et al. MR imaging-guided focused ultrasound surgery of uterine leiomyomas a feasibility study[j]. Radiology, 3, (3): 表 采用 1 场匀场优化 TEM 线圈各通道激励源的幅度和相位值 Tab. mplitude and phase settings of TEM coil elements using 1 shimming strategy ntenna element serial number mplitude (V) Phase (rad) ntenna element serial number mplitude (V) Phase (rad) [1] 曾雁冰, 黄绮华, 辛学刚. 真实人体三维电磁模型的建立及其在 MR 射频线圈设计中的应用 [J]. 中国医学物理学杂志, 11, (): 31-. [1]Gabriel C, Gabriel S. The dielectric properties of body tissues at RF and microwave frequencies [E/OL]. tissprop/, / [1]Jaspard F, Nadi M. Dielectric properties of blood: an investigation of temperature dependence[j]. Physiol Measurement,, 3(3): 7-. [17]Huang HK, Wu SC. The evaluation of mass densities of the human body in vivo from CT Scans[J]. Computers in iolo and Med, 197, (): [1]Hoult DI. The principle of reciprocity in signal strength calculations: a mathematical guide [J]. Concepts in Magnetic Resonance,, 1(): [19]Collins CM, Li S, Smith M. SR and 1 field distributions in a heterogeneous human head model within a birdcage coil[j]. Magnetic Resonance in Medicine, (199): 7-. ( 编辑 : 孙昌朋 )

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