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摘要： 为了评估3 GHz微波热声成像系统的性能，采用圆形扫描的探测方式，对不同形状、不同对比度以及埋在猪肉脂肪中不同深度处的仿体进行了热声成像实验.仿体实验结果表明，该系统对具有不同对比度的10 mm×20 mm的矩形吸收体、边长8 mm的正方形吸收体以及直径8 mm的圆形吸收体能够清晰地成像，系统的空间分辨率和成像深度分别为2和5 cm.
关键词： 微波；热声成像；仿体实验
中图分类号： TN24； R445.9文献标志码： A 3 GHz Thermoacoustic Tomography SystemHUANG Lin1，LIU Lixin1，LU Kui1，ZHONG Xiaochun2，
微波热声成像（thermoacoustic tomography， TAT）是一种新型的非侵入、非电离式无损医学成像方式，因其同时具有超声成像的高分辨率和微波成像的高对比度优势，近年来受到广泛的关注[15].该技术用窄脉冲微波照射吸收体，吸收体吸收微波能量后由于热致伸缩产生热致超声波信号，利用检测到的超声波信号对吸收体中微波能量吸收分布成像.乳腺肿瘤组织和正常组织之间的微波吸收对比度约为 6∶1[6]，如此大的微波吸收差异会使产生的热声信号强度也有很高的对比度，因此，与传统的乳腺癌检测手段相比，热声成像技术有望实现对早期乳腺癌的高对比度、高分辨率成像.
热声成像技术的发展主要受制于热声源技术的落后.结合光声成像[1]以及理论分析[7]可知，成像分辨率主要受到超声探测器带宽以及微波源脉宽的影响，窄脉宽微波源和高频率、宽带宽的探测器在理论上可以达到极限分辨率.同时，要实现对生物组织的深层成像，微波源频率还必须满足具有深层穿透性的条件.目前，研究热声成像的实验小组所采用的微波源要么是微波源频率穿透性好但脉冲宽度较宽使得分辨率不高[2，8]；要么就是具有窄的脉冲宽度但是穿透性不好[910].本文综合考虑成像深度、分辨率、对比度以及特异性[7]等方面因素后，采用对人体肌肉和脂肪的穿透深度分别是1.2和9.0 cm的3 GHz微波源来研究热声成像，在国内乃至于国际上都具有先进性.
本文首先对热声成像的基本理论和使用的图像重建算法进行了介绍，然后对3 GHz热声成像系统进行了描述，最后利用该系统对不同形状、不同对比度和埋在不同深度处的吸收体进行了成像研究，得到了与原始吸收体吻合很好的热声成像结果.1热声成像理论基础生物组织受到短脉冲电磁辐照会导致局部热膨胀，这一热膨胀过程会发射相应频率和幅值的超声波信号，通过超声换能器收集从生物组织中传播西南交通大学学报第48卷第2期黄林等：3 GHz微波热声成像系统出来的热声信号，并用相应的算法重建图像，就能够将生物组织内部微波能量吸收的分布重建出来.热声波动方程（1）是热声成像的基本依据[11]：
其中，PAT实验系统已经通过大量实验进行了测试，所进行的改进仅仅是将脉冲激光源更换为脉冲微波发生器.在单探头圆形扫描TAT实验系统中，所用的微波源参数为：频率3 GHz，峰值功率≥70 kW，脉宽0.75 μs，在波导末端通过一个喇叭天线（114 mm×144 mm角锥喇叭）将微波耦合到样品上，从而产生热声波.脉宽以及峰值功率的选择需要满足热限制和压力限制[7]，以及安全性考虑.综合考虑对生物组织的穿透能力和可提供的微波对比度[1]，实验选用3 GHz作为微波源的中心频率.实验中照射到样品表面的微波功率密度小于10 mW/cm2，这比IEEE Std C95.1TM， 2005标准规定的3 GHz安全辐照功率为20 mW/cm2的值要小，保证了实验的安全性和可以临床应用的前提.由于系统中微波源脉宽在μs量级，对应产生的超声波频率在1 MHz以下，所以选用中心频率在2.25 MHz，带宽60%（PANAMETRICS—NDT，V323）的超声换能器可以获得大约0.5 mm的空间分辨率.实验中将超声换能器和吸收体同时浸于装满变压器油的水槽中来实现微波传输和超声信号的耦合，旋转电机（分辨率0.001 25°）控制超声换能器以天线的中心线为轴旋转，旋转的步进角取为2°，旋转一周可以采集到180组数据.采集到的热声信号首先被前置放大器放大，然后由数据采集卡（data sampling card DSC）将该信号转换为数字信号并存储在计算机中.整个数据采集过程通过Labview程序控制.就系统目前的运转情况来看，进行一次180组数据的采集需要约3 min.如果将单一超声换能器更换为阵列超声换能器将大大缩短数据采集的用时.
3实验结果与讨论为了验证TAT系统的成像能力和对其性能进行评估，利用微波吸收特性与乳腺病变组织相似的模拟吸收体进行实验.吸收体由琼脂+水+盐+墨水按照一定比例配置后加热、冷却而成，其对微波吸收特性的不同主要由其中的盐含量决定，墨水含量并不影响成像的对比度，其作用仅是为了便于观察.实验中吸收体是将100 mL水+10 g琼脂+1滴墨水+1/2/3/4/5 g盐混合后加热、冷却而形成的凝胶状物体，图3～7中x轴和y轴分布代表坐标尺度.
图3给出了TAT系统对单个吸收体的成像能力，在微波能量分布不均匀的情况下仍然可以得到清晰的热声图像，重建图像中吸收体的形状和尺寸也与实物基本一致，都是10 mm×20 mm的矩形吸收体；同时可以看到，不同含盐量吸收体的热声重建图像信号质量也不一样，浓度高的吸收体得到重建图像对比度较高，这与具有高盐含量对应高微波吸收和高热声信号幅值的事实相符.
（a） 含3 g盐/100 mL水吸收体（b） 含4 g盐/100 mL水吸收体（c） 含5 g盐/100 mL水吸收体（d） 4 g盐/100 mL水吸收体照片注：所有吸收体尺寸均为10 mm×20 mm图3单个吸收体热声重建图像
Fig.3Recovered TA images for single absorbers图4和5分别是不同浓度、同一形状吸收体和不同浓度不同形状吸收体的热声重建图像.对不同浓度吸收体的热声成像可以进一步验证高盐含量对应高微波吸收的结论，同时对不同形状吸收体的成像也为该系统进行复杂目标成像提供了前期可靠的参考依据.图4（a）中下方的吸收体在图像重建中出现中间断裂的问题，是由于微波能量分布不均匀以及吸收体制作过程中存在的盐分布不均匀造成的，这也是导致图5（a）和图5（b）中下方吸收体形状与实物之间出现差异的原因.鉴于这些因素，下一步将会设计能量分布更加均匀的天线以及完善在吸收体制作过程中的工艺流程. 另外，采用不同尺寸的矩形吸收体对TAT系统分辨率进行研究，通过反复实验对比发现，目前2 mm是系统能够分辨的最小尺寸，其样品图像及重建图像如图6所示.
图7是将一个规则吸收体埋在猪肉脂肪中不同深度处得到的热声成像结果，这一成像结果证实了该系统具有深度成像的能力，对于以脂肪为主的乳房组织，深达5 cm的热声成像能力完全具备临床实用价值，这为我们研制第1台早期乳腺癌热声成像系统打下了坚实的基础.
4结论本文基于热声成像基本理论和系统介绍，结合实验研究和理论分析，对3 GHz微波热声成像系统的性能进行了多方面的评估，利用该系统对具有不同形状、不同含盐量和埋在不同深度处的吸收体实现了热声成像.通过控制吸收体中盐含量的变化模拟了不同类型的乳房组织，使实验结果有临床参考价值，为今后乳腺肿瘤的热声成像研究打下了基础.实验结果表明吸收体的含盐量越高，则对比度越高，从理论上与微波成像和热声转换机理相吻合，使得实验系统的性能得到进一步的验证；虽然实验得出的2 mm分辨率比实验所用微波源脉宽0.75 μs对应的1.13 mm的最好分辨率要大，但是2 mm的分辨率已经能够满足乳腺癌早期检测的需求.为了进一步提高系统的分辨率，下一步将会采用聚焦型的超声换能器.
综上所述，该系统对早期乳腺癌检测具有高对比度、非侵入、深层成像的潜在能力，这些实验研究为下一步的动物活体实验和临床研究提供了可靠的保障，同时为下一阶段定量微波热声层析成像重建电导率分布的研究也打下了坚实的基础.
参考文献：
[1]PRAMANIK M， KU G， LI Changhui， et al. Design and evaluation of a novel breast cancer detection system combining both thermoacoustic （TA） and photoacoustic （PA） tomography[J]. Medical Physics， 2008， 35（6）： 22182223.
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[6]OROURKE A P， LAZEBNIK M， BERTRAM J M， et al. Dielectric properties of human normal， malignant and cirrhotic liver tissue： in vivo and ex vivo measurements from 0.5 to 20 GHz using a precision openended coaxial probe[J]. Physics in Medicine and Biology， 2007， 52（15）： 47074719.
[7]XU Minghua， WANG L V. Analytic explanation of spatial resolution related to bandwidth and detector aperture size in thermoacoustic or photoacoustic reconstruction[J]. Physical Review E， 2003， 67（5）： 115.
[8]娄存广，邢达，聂立铭. 快速微波热声层析成像在生物医学中的潜在应用[J]. 激光生物学报，2008，17（4）： 530534.
LOU Cunguang， XING Da， NIE Liming. Fast microwaveinduced thermoacoustic tomography and the application in biomedicine[J]. Acta Laser Biology Sinica， 2008， 17（4）： 530534.
[9]聂在平，于万宝，陈国平，等. 微波致热超声成像系统的研究[J]. 电子科技大学学报，2009，38（2）： 218221.
NIE Zaiping， YU Wanbao， CHEN Guoping， et al. Preliminary study on microwaveinduced thermoacoustic tomography system[J]. Journal of University of Electronic Science and Technology of China， 2009，38（2）： 218221.
[10]NIE Liming， OU Zhongmin， YANG Sihua， et al. Thermoacoustic molecular tomography with magnetic nanoparticle contrast agents for targeted tumor detection[J]. Medical Physics， 2010， 37（8）： 41934200.
[11]YAO Lei， GUO Gaofeng， JIANG Huabei. Quantitative microwaveinduced thermoacoustic tomograph[J]. Medical Physics， 2010， 37（7）： 35723579.
[12]HOELEN C G A， de MU F F M. Image reconstruction for photoacoustic scanning of tissue structures[J]. Applied Optics， 2000， 39（31）： 58725883.
[13]荣健，陈炳章，钟晓春，等. 基于PCI4732的高定位精度光声成像系统设计[J]. 西南交通大学学报，2012，47（1）： 115120.
RONG Jian， CHEN Binzhang， ZHONG Xiaochun， et al. Design of photoacoustic imaging system with high positioning accuracy based on PCI4732[J]. Journal of Southwest Jiaotong University， 2012， 47（1）： 115120.
关键词： 微波；热声成像；仿体实验
中图分类号： TN24； R445.9文献标志码： A 3 GHz Thermoacoustic Tomography SystemHUANG Lin1，LIU Lixin1，LU Kui1，ZHONG Xiaochun2，
微波热声成像（thermoacoustic tomography， TAT）是一种新型的非侵入、非电离式无损医学成像方式，因其同时具有超声成像的高分辨率和微波成像的高对比度优势，近年来受到广泛的关注[15].该技术用窄脉冲微波照射吸收体，吸收体吸收微波能量后由于热致伸缩产生热致超声波信号，利用检测到的超声波信号对吸收体中微波能量吸收分布成像.乳腺肿瘤组织和正常组织之间的微波吸收对比度约为 6∶1[6]，如此大的微波吸收差异会使产生的热声信号强度也有很高的对比度，因此，与传统的乳腺癌检测手段相比，热声成像技术有望实现对早期乳腺癌的高对比度、高分辨率成像.
热声成像技术的发展主要受制于热声源技术的落后.结合光声成像[1]以及理论分析[7]可知，成像分辨率主要受到超声探测器带宽以及微波源脉宽的影响，窄脉宽微波源和高频率、宽带宽的探测器在理论上可以达到极限分辨率.同时，要实现对生物组织的深层成像，微波源频率还必须满足具有深层穿透性的条件.目前，研究热声成像的实验小组所采用的微波源要么是微波源频率穿透性好但脉冲宽度较宽使得分辨率不高[2，8]；要么就是具有窄的脉冲宽度但是穿透性不好[910].本文综合考虑成像深度、分辨率、对比度以及特异性[7]等方面因素后，采用对人体肌肉和脂肪的穿透深度分别是1.2和9.0 cm的3 GHz微波源来研究热声成像，在国内乃至于国际上都具有先进性.
本文首先对热声成像的基本理论和使用的图像重建算法进行了介绍，然后对3 GHz热声成像系统进行了描述，最后利用该系统对不同形状、不同对比度和埋在不同深度处的吸收体进行了成像研究，得到了与原始吸收体吻合很好的热声成像结果.1热声成像理论基础生物组织受到短脉冲电磁辐照会导致局部热膨胀，这一热膨胀过程会发射相应频率和幅值的超声波信号，通过超声换能器收集从生物组织中传播西南交通大学学报第48卷第2期黄林等：3 GHz微波热声成像系统出来的热声信号，并用相应的算法重建图像，就能够将生物组织内部微波能量吸收的分布重建出来.热声波动方程（1）是热声成像的基本依据[11]：
其中，PAT实验系统已经通过大量实验进行了测试，所进行的改进仅仅是将脉冲激光源更换为脉冲微波发生器.在单探头圆形扫描TAT实验系统中，所用的微波源参数为：频率3 GHz，峰值功率≥70 kW，脉宽0.75 μs，在波导末端通过一个喇叭天线（114 mm×144 mm角锥喇叭）将微波耦合到样品上，从而产生热声波.脉宽以及峰值功率的选择需要满足热限制和压力限制[7]，以及安全性考虑.综合考虑对生物组织的穿透能力和可提供的微波对比度[1]，实验选用3 GHz作为微波源的中心频率.实验中照射到样品表面的微波功率密度小于10 mW/cm2，这比IEEE Std C95.1TM， 2005标准规定的3 GHz安全辐照功率为20 mW/cm2的值要小，保证了实验的安全性和可以临床应用的前提.由于系统中微波源脉宽在μs量级，对应产生的超声波频率在1 MHz以下，所以选用中心频率在2.25 MHz，带宽60%（PANAMETRICS—NDT，V323）的超声换能器可以获得大约0.5 mm的空间分辨率.实验中将超声换能器和吸收体同时浸于装满变压器油的水槽中来实现微波传输和超声信号的耦合，旋转电机（分辨率0.001 25°）控制超声换能器以天线的中心线为轴旋转，旋转的步进角取为2°，旋转一周可以采集到180组数据.采集到的热声信号首先被前置放大器放大，然后由数据采集卡（data sampling card DSC）将该信号转换为数字信号并存储在计算机中.整个数据采集过程通过Labview程序控制.就系统目前的运转情况来看，进行一次180组数据的采集需要约3 min.如果将单一超声换能器更换为阵列超声换能器将大大缩短数据采集的用时.
3实验结果与讨论为了验证TAT系统的成像能力和对其性能进行评估，利用微波吸收特性与乳腺病变组织相似的模拟吸收体进行实验.吸收体由琼脂+水+盐+墨水按照一定比例配置后加热、冷却而成，其对微波吸收特性的不同主要由其中的盐含量决定，墨水含量并不影响成像的对比度，其作用仅是为了便于观察.实验中吸收体是将100 mL水+10 g琼脂+1滴墨水+1/2/3/4/5 g盐混合后加热、冷却而形成的凝胶状物体，图3～7中x轴和y轴分布代表坐标尺度.
图3给出了TAT系统对单个吸收体的成像能力，在微波能量分布不均匀的情况下仍然可以得到清晰的热声图像，重建图像中吸收体的形状和尺寸也与实物基本一致，都是10 mm×20 mm的矩形吸收体；同时可以看到，不同含盐量吸收体的热声重建图像信号质量也不一样，浓度高的吸收体得到重建图像对比度较高，这与具有高盐含量对应高微波吸收和高热声信号幅值的事实相符.
（a） 含3 g盐/100 mL水吸收体（b） 含4 g盐/100 mL水吸收体（c） 含5 g盐/100 mL水吸收体（d） 4 g盐/100 mL水吸收体照片注：所有吸收体尺寸均为10 mm×20 mm图3单个吸收体热声重建图像
Fig.3Recovered TA images for single absorbers图4和5分别是不同浓度、同一形状吸收体和不同浓度不同形状吸收体的热声重建图像.对不同浓度吸收体的热声成像可以进一步验证高盐含量对应高微波吸收的结论，同时对不同形状吸收体的成像也为该系统进行复杂目标成像提供了前期可靠的参考依据.图4（a）中下方的吸收体在图像重建中出现中间断裂的问题，是由于微波能量分布不均匀以及吸收体制作过程中存在的盐分布不均匀造成的，这也是导致图5（a）和图5（b）中下方吸收体形状与实物之间出现差异的原因.鉴于这些因素，下一步将会设计能量分布更加均匀的天线以及完善在吸收体制作过程中的工艺流程. 另外，采用不同尺寸的矩形吸收体对TAT系统分辨率进行研究，通过反复实验对比发现，目前2 mm是系统能够分辨的最小尺寸，其样品图像及重建图像如图6所示.
图7是将一个规则吸收体埋在猪肉脂肪中不同深度处得到的热声成像结果，这一成像结果证实了该系统具有深度成像的能力，对于以脂肪为主的乳房组织，深达5 cm的热声成像能力完全具备临床实用价值，这为我们研制第1台早期乳腺癌热声成像系统打下了坚实的基础.
4结论本文基于热声成像基本理论和系统介绍，结合实验研究和理论分析，对3 GHz微波热声成像系统的性能进行了多方面的评估，利用该系统对具有不同形状、不同含盐量和埋在不同深度处的吸收体实现了热声成像.通过控制吸收体中盐含量的变化模拟了不同类型的乳房组织，使实验结果有临床参考价值，为今后乳腺肿瘤的热声成像研究打下了基础.实验结果表明吸收体的含盐量越高，则对比度越高，从理论上与微波成像和热声转换机理相吻合，使得实验系统的性能得到进一步的验证；虽然实验得出的2 mm分辨率比实验所用微波源脉宽0.75 μs对应的1.13 mm的最好分辨率要大，但是2 mm的分辨率已经能够满足乳腺癌早期检测的需求.为了进一步提高系统的分辨率，下一步将会采用聚焦型的超声换能器.
综上所述，该系统对早期乳腺癌检测具有高对比度、非侵入、深层成像的潜在能力，这些实验研究为下一步的动物活体实验和临床研究提供了可靠的保障，同时为下一阶段定量微波热声层析成像重建电导率分布的研究也打下了坚实的基础.
参考文献：
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[6]OROURKE A P， LAZEBNIK M， BERTRAM J M， et al. Dielectric properties of human normal， malignant and cirrhotic liver tissue： in vivo and ex vivo measurements from 0.5 to 20 GHz using a precision openended coaxial probe[J]. Physics in Medicine and Biology， 2007， 52（15）： 47074719.
[7]XU Minghua， WANG L V. Analytic explanation of spatial resolution related to bandwidth and detector aperture size in thermoacoustic or photoacoustic reconstruction[J]. Physical Review E， 2003， 67（5）： 115.
[8]娄存广，邢达，聂立铭. 快速微波热声层析成像在生物医学中的潜在应用[J]. 激光生物学报，2008，17（4）： 530534.
LOU Cunguang， XING Da， NIE Liming. Fast microwaveinduced thermoacoustic tomography and the application in biomedicine[J]. Acta Laser Biology Sinica， 2008， 17（4）： 530534.
[9]聂在平，于万宝，陈国平，等. 微波致热超声成像系统的研究[J]. 电子科技大学学报，2009，38（2）： 218221.
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[10]NIE Liming， OU Zhongmin， YANG Sihua， et al. Thermoacoustic molecular tomography with magnetic nanoparticle contrast agents for targeted tumor detection[J]. Medical Physics， 2010， 37（8）： 41934200.
[11]YAO Lei， GUO Gaofeng， JIANG Huabei. Quantitative microwaveinduced thermoacoustic tomograph[J]. Medical Physics， 2010， 37（7）： 35723579.
[12]HOELEN C G A， de MU F F M. Image reconstruction for photoacoustic scanning of tissue structures[J]. Applied Optics， 2000， 39（31）： 58725883.
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RONG Jian， CHEN Binzhang， ZHONG Xiaochun， et al. Design of photoacoustic imaging system with high positioning accuracy based on PCI4732[J]. Journal of Southwest Jiaotong University， 2012， 47（1）： 115120.