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MRI引导下的高强度聚焦超声（MR-guided high intensity focused ultrasound，MRgHIFU）或MRI引导下的聚焦超声外科（MR-guided focused ultrasound surgery，MRgFUS）就是在MRI引导下精确定位并在其测温序列的实时温度监控下，利用超声波穿透人体皮肤和组织层，从体外将超声能量聚集于治疗靶区使靶点温度瞬间升高，将体内某特定区域病灶选择性灭活，而几乎不会对病灶周围及声通道上的组织结构造成损害的一种技术。1992年，Cline等人首先引入MRI引导下的聚焦超声外科的概念，并于1995年报道了通过MRI引导定位，采用温度敏感的快速梯度回波序列监测聚焦超声波对兔骨骼肌的热治疗作用。
2003年，Tempany等人首次报道了MRI引导下的聚焦超声消融治疗症状性子宫肌瘤临床可行性研究，结果显示MRgFUS用于临床治疗有症状的子宫肌瘤患者是可行的。2004年，美国FDA批准该技术用于子宫肌瘤治疗，其治疗技术和策略不断改进。由Insightec公司研制的ExAblate 2000MRgFUS治疗系统和我国自主研发的JM15100 MRgHIFU治疗系统均于2013年通过我国CFDA认证用于子宫肌瘤的临床治疗。MRgHIFU实时MRI监控与测温影像见图4-2。
上图：治疗前焦点校准；下图：治疗中实时温度显示
图4-2 实时MRI监控与测温影像（来自：JM15100系统）
目前，应用于临床的MRI测温成像方法有四种：①T1纵向弛豫时间（T1 relaxationtime）；②弥散加权序列表观扩散系数（apparent diffusion coefficient，ADC）成像；③质子密度测温；④质子共振频率位移（proton resonance frequency shift，PRFS）序列。上述四种成像技术所测得的组织温度均为相对温度。MRI波谱分析成像可获得组织内的绝对温度，但由于其成像速度缓慢而且对磁场均匀度环境的要求很高而不适用于治疗温度的监测。
T1WI的MRI测温是根据温度变化和纵向弛豫时间呈依赖关系，在活体上根据（1%～2%）/℃的变化进行温度测量的。但这种关系受组织特性的影响，而且随着MRI场强增高T1的温度依赖性变小，呈非线性关系。由于T1弛豫时间的变化，在65℃以下主要由温度升高引起，而在65℃以上则主要由组织损伤引起，因此在采用T1纵向弛豫时间进行HIFU治疗时温度的监测存在着一定的不可靠性。同时，通过T1弛豫时间来测量温度，用时较多，在保证信噪比质量的前提下，最短的测温图像采集时间为5s。尽管存在以上缺点，但采用饱和恢复快速FLASH（saturation recovery turbo FLASH,SRTF）序列的T1温度测量具有不受移动伪影和HIFU启动时的干扰影响的优势，体现出测量稳定性，而且可以对脂类组织和脂肪进行温度测量。
组织内水分子的弥散（即布朗运动）与温度直接相关，因此通过MRI弥散加权成像序列ADC值可以量化这种布朗运动，而且它和温度变化之间的函数关系呈指数相关，具有很强的依赖关系。应用ADC值图测温具有对组织温度变化比较敏感的优点，但缺点是受运动和血流影响较大，而且受组织结构以及随着温度升高等因素所致声环境状态变化的影响，使参考相的ADC值发生改变，因此破坏了原有的函数关系，致使所测得的温度并不准确。虽然该方法已被用于HIFU治疗时的温度测量，但鉴于以上缺陷，还没有被普遍接受。
质子密度的温度依赖性相当弱，仅为0.3%/℃，而且对组织的状态变化敏感。水分子蒸发会改变局部的质子密度从而降低MRI的信号，因此所测得的温度变化会高于实际温度，加之T1的弛豫时间也会影响温度的测量结果，现已很少应用。
质子共振频率位移序列（proton resonance frequency shift sequence,PRFS）温度成像是在HIFU消融治疗时最常用的测温方法，其原理是MRI成像时组织内水质子化学位移与温度呈依赖关系，对于静止的组织测温比较准确，而且时间分辨率可小于1s，空间分辨率约为2mm，温度分辨率小于1℃，但对MRI的磁场强度均匀性和稳定性要求很高。其最大的不足是不能对脂肪进行测温，因为脂质分子共振频率几乎不依赖于温度变化。当然只要组织内含有足够的自由水分子，通过抑脂方法是可以克服这一缺陷的。理论上有两种PRFS测温方法，一种是直接测量频率，另一种是观察温度变化引起的相位位移。相位位移图比直接测量频率更容易和更可靠，而且采用快速平面回波成像（echo planar imaging，EPI）序列可迅速获得温度评估，这对治疗时确切的热剂量的估计至关重要，因此在MRgHIFU治疗时最常采用相位位移方法实时监测温度变化。但其缺点是需要在测温前获得参考相位，这样容易受移动或磁场漂移的影响，这就要求需要多个基线相位图来校正所测量的温度。
MRI监控的优点是：①软组织的成像，MRI的图像分辨力明显优于超声，定位时间短，可节省或缩短治疗时间；②图像无伪影干扰；③对温度变化敏感，较好的MRI能无创测温；④无电离辐射，医务人员和患者易于接受；⑤大视野成像；⑥图像断层面标准。不过，MRI作为HIFU治疗的监控技术也存在诸多限制：①成像速度较慢；②磁孔的孔径受限，由于现应用于HIFU监控的MRI，是将诊断检测用的MRI设备直接与HIFU治疗设备组合的，并不是专为HIFU技术的监控而开发的，所以从设计的角度并未考虑预留治疗装置进入磁孔的空间，这就使得治疗装置进入磁孔后，磁孔空间变小，导致进入磁孔的治疗头体积受限，治疗头运动的空间或运动范围明显受限，使得体积较大的肿瘤及特殊部位的肿瘤无法用MRI监控的HIFU治疗设备进行治疗，只有专为HIFU治疗监控研发的MRI设备问世后，MRI监控的HIFU治疗技术才能满足临床对多种肿瘤治疗的需求，到那时才真正具有广阔的应用前景；③一些特殊的患者不能用MRI监控的HIFU治疗技术进行治疗，如患者体内置有心脏起搏器、银夹、钢板等；④成本高，不易推广。
超声通过声像图灰度的变化引导HIFU消融治疗，能够完成影像引导的各种功能，包括计划、定位、监测、监控和评估治疗反应。灰度增强是组织坏死的直接反映，虽然存在部分没有明显灰度增强，而组织已发生了坏死，与MRI温度图的引导存在类似的问题，但是这是由生物组织的复杂性决定的，在超声显像与引导技术上还需要引入新的解决方法。
超声引导技术在环境和操作人员资质要求方面具有MRI无法比拟的优势。随着临床需求的加大，超声引导的HIFU技术会成为更为经济的适宜技术。
（许永华）