高强度聚焦超声(HIFU)治疗监控成像及评价的研究现状

高强度聚焦超声（HIFU）治疗监控成像及评价的
研究现状
钟徽，万明习
西安交通大学生物医学信息工程教育部重点实验室，生物医学工程系，西安（710049）
摘要：HIFU技术由于无创或微创治疗的特点，近年来成为国际超声治疗学领域一个热门课题，并在我国初步实现了临床应用。

高效、准确、个性化的治疗是HIFU治疗追求的目标，于是对于HIFU治疗前引导、定位，治疗中监控及治疗后评价的研究成为HIFU研究领域不可或缺的重要组成部分。

本文首先介绍了以HIFU治疗物理机制（热机制、空化机制）为基础的监控成像方法；接着探讨了监控、评价HIFU形成的损伤常采用的几种组织参数定征方法（包括声学参数、力学参数等）；然后比较了主要的三种成像方式，即MRI、CT和US成像方式各自的优缺点和适用范围；最后讨论了HIFU监控成像及评价技术所存在的问题和未来的研究方向。

关键词：高强度聚焦超声，监控成像
高强度聚焦超声（HIFU）可从体外将超声波聚焦到体内，在焦区处形成局部的高能量，产生热效应、空化效应等物理现象，使靶区组织发生凝固性坏死，并同时可以最大限度的不伤及周围正常组织，目前已成为国际超声治疗学领域的一个热点，并在我国实现了临床应用。

高效、精确、个性化的治疗也是包括在HIFU物理治疗发展中的一个必然趋势。

为了实现对治疗靶区的精确定位、治疗过程的精确控制以及治疗效果的适当评价，HIFU治疗的监控成像及评价问题已被提上日程。

本文分别从以下三个层次——以HIFU治疗物理机制为基础的监控成像方法、以组织参数定征为基础的监控成像方法以及目前较为普遍使用的三种成像方式——对HIFU治疗监控成像及评价的研究现状做了阐述。

1. 以HIFU治疗物理机制为基础的监控成像方法
HIFU治疗的物理机制主要包括机械机制、热机制、空化机制以及细胞、分子层次的物理机制，其中热机制和空化机制是与HIFU治疗监控成像相关的机制。

1.1热机制：
HIFU治疗的物理机制主要是热机制，其原理是利用组织对超声波的吸收，将声能转换为热能，在短时间内（0.5～5s）使焦区处的靶组织（如肿瘤）温度上升到65℃以上[1]，产生不可逆的凝固性坏死，从而达到治疗的目的。

（1）MRI的温度成像研究
核磁共振成像（MRI）是目前医学影像学诊断中获得广泛应用的方法之一。

MRI可对组织温度的改变进行成像，其原理为：MRI的T1驰豫时间对温度比较敏感，它与温度呈正比关系，其信号强度则和温度呈近似反比关系，即温度越高的区域，在MRI图像上的亮度越低。

通常可采用T1加权图像对组织温度的改变进行间接成像。

MRI在引导激光热疗的方面已做了比较全面的研究，自从Jolesz 和 Jakab在1991年证明了超声换能器可在MRI扫描器内使用后，Cline和Hynynen等人[2]的研究表明，利用MRI 的温度成像引导HIFU治疗也是可行性。

Hynynen提出了MRI引导HIFU治疗的具体方案，即在治疗前用HIFU进行低剂量的辐照（不形成组织损伤），使组织温度适当上升，用MRI 温度成像来进行HIFU焦区定位，以引导HIFU治疗。

Bohris和Jenne等人[3]进一步将MRI用于HIFU治疗的“实时”温度监控中。

他们的研究表明，MRI温度测量可与HIFU治疗同步进行，而不会干扰治疗过程，MRI的温度分辨率优于1℃，成像时间约为3s，可近似看作“实时”。

（2）超声的温度估计研究
八十年代以来，许多学者在超声估计温度的方面开展了大量的研究工作。

超声估计组织温度的主要原理是：温度的升高会使声速发生改变，并使组织产生热膨胀，从而使超声回波信号在时域或频域的特性发生改变，通过估计这些参数的变化可间接地估计组织温度的改变情况。

Maass-Moreno和Damianou等人[4][5]进行了超声回波信号估计HIFU引起的组织温度改变的研究。

他们建立了组织温度与回波时移关系的解析模型。

从他们的模型中可以得出，时移主要取决于回声路径上的平均声速，组织热膨胀对时移的影响较小，但限制了焦区处的温度估计精度，时移与温度近似呈线性关系。

在HIFU照射离体肌肉实验中，他们采用了互相关技术估计时移。

实验结果表明，在组织温度上升约10℃以下，时移与温度呈线性关系，但上升到更高温度时，即组织温度达到50℃以上时，线性关系不再存在，认为这一现象可能与高温下的组织损伤有关。

Simon，Philip等人[6]提出利用超声回波的复自相关函数相位来估计时移，得到了组织仿体的二维温度估计图像，其温度估计精度为0.5℃，空间分辨率为2mm。

由于热－声透镜效应，会使温度图像产生横向波纹，研究中采用了可分离的二维有限冲激响应滤波器对数据进行滤波，以消除图像中的横向纹波，但这是以降低空间分辨率为代价的。

他们的实验仅在较低的温度水平（<40℃）下有效。

Seip和Ebbini等人[7]提出了另一种组织温度的超声回波估计方法。

该方法基于离散散射模型，认为大多数生物组织具有半规则的网格状散射子群，可通过估计由温度引起的散射元平均间距的改变来估计组织温度。

他们发现散射元平均间距与超声背向散射信号频谱的谐
△振频率有关，从而建立了谐振频率的变化f
△的关系，理论和实验均表明f
△与温度变化T
△，他们采用了AR模型。

在得到一维实验结果的基础上，△呈线性关系。

为精确估计f
与T
他们也得到了二维的温度图像，并第一次将超声温度估计法用于超声热疗的实时温度控制中。

他们的方法其温度估计精度为0.4℃，空间分辨率为3mm。

同样，他们的所有实验也是在较低温度水平下进行的，并且该方法理论上只适用于肝等具有规则间距散射子的组织。

另外，最近关于超声温度成像有一些新的报道。

Miller，ter Haar等人利用温度产生的回声应变来进行温度成像，研究中的温度上升范围为2～15℃，他们提出可以将此方法应用于超声治疗前的引导。

Konofagou等人研究了超声刺激声发射（Ultrasound-Stimulated Acoustic Emission ,USAE）与温度的关系。

他们的研究表明，在超声低功率辐照下，USAE的幅度与温度呈线性关系，而较高功率下，线性关系则不存在。

这两种方法尚处于较为初步的研究阶段。

（3）CT的温度成像研究
利用CT进行HIFU监控成像研究的报道较少。

Jenne和Bahner等人[8]利用临床CT扫描器对HIFU治疗进行了温度成像研究。

用CT进行温度测量的物理机制为：组织对X射线的吸收值正比于组织的密度，温度的改变由于热膨胀而引起组织密度的改变，故可以通过测量组织密度来进行温度估计。

研究发现CT number（HU）与组织温度近似为线性反比关系。

HIFU 低剂量辐照时图像上产生可逆的亮度变化，高剂量时，则产生不可逆的亮度变化，认为与组织损伤有关。

1.2空化机制
空化机制通常是指液体中的微小气泡（空化核或HIFU高热引起的汽化），在超声波作用下所表现出的振荡、生长、收缩、崩溃等一系列动力学过程。

理论与实验研究已证实，声空化过程可以将声场能量高度集中于极小的空化泡内，并在空化泡崩溃瞬间将其释放出来，形成局部高温(>5000K)，高压(> 5×107Pa)，强冲击波，射流等极端物理条件，使其周围的组织细胞遭到破坏。

一般认为，HIFU治疗中引起的空化效应会使损伤组织的形状、尺寸发生改变，并使损伤位置前移，故治疗过程中应尽量对空化现象进行抑制。

（1）超声成像系统对空化现象的观测
空化现象所产生的气泡可以使超声回波信号明显增强，在B超图像上形成亮斑从而易于识别。

实际上，目前临床上应用的HIFU系统，采用了常规B超成像对HIFU治疗进行监控，正是基于这一原理。

刘宝琴、王智彪等人[9]通过比较离体牛肝组织在HIFU靶区辐照前后的超声声像图变化和灰度值变化来观测损伤情况，发现辐照后即刻超声图像明显较辐照前回声增强，即灰度值增高，但随着时间的推移，灰度值又逐渐降低，直至达到稳定状态。

最后的灰度值仍比辐照前有所增强。

但Arefiev等人的研究实验却显示，新生成的焦斑在B超图像上显示回声增强，在对应的位置产生亮斑，等到一定的时间后，焦斑区域产生的回声会逐渐减弱，直至消失，认为这是由于空化气泡逐渐溶解的缘故。

由于空化现象在B超图像上产生的亮斑并非一直稳定存在，究竟如何利用空化形成的亮斑来反映HIFU的实际损伤，一些学者也进行了一定的研究。

刘宝琴等在实验中通过比较超声图像面积与实际损伤面积的关系发现，HIFU辐照后即刻前者明显大于后者，1分钟左右后，二者近似相等，2分钟以后，前者则小于后者，认为辐照后1分钟是反映实际损伤尺寸的适当观测时间。

J. Seo和B.C. Tran等人[10]做了狗的肾脏离体实验，发现空化会引起超声回声增强，其增加强度的衰减情况与HIFU辐照后实际损伤有着一定的关系。

他们提出一个衰减半周期（t half）的概念，即HIFU辐照后即刻增强的回声强度衰减至其一半时所用的时间。

他们的实验研究发现，形成损伤的t half要比未形成损伤的t half大的多，前者平均为13s，后者平均为45s。

他们认为这一参数可以在一定程度上反映HIFU辐照的损伤情况。

以上两种实验研究都是在特定组织内进行的，并且仅做了比较定性的分析，进一步的研究仍有待深入。

一些学者还对HIFU与B超系统的同步，以进行实时监控成像做了研究。

Shahram Vaezy, Xuegong Shi等人[11]选取B超成像一帧中的某一时刻作为HIFU辐照的同步时刻，设定HIFU 辐照时间为B超成一帧像所用时间的一半，使得观测区域不被HIFU信号干扰，实现了HIFU 治疗的实时监控成像。

他们的研究还发现，在较低HIFU剂量下，图像上观测到的强回声区在解剖学上并没有得到相应的损伤，也就是说空化阈值低于损伤阈值，于是他们提出可利用这一现象进行HIFU治疗前引导、定位。

不过他们提出的B超系统需要引出一个同步信号，并不适用于大多数常规B超系统。

于是，Neil Owen, Michael Bailey等人又提出用HIFU探头作为信号接收器，接收成像脉冲信号以提供触发，认为这种方法适用于任意超声成像设备，此方法也正处于研究中。

（2）MRI、CT成像系统对空化现象的观测
在MRI与CT监控HIFU治疗的研究实验中，空化现象也被观测到。

Damianou, M. Pavlou等人在研究中发现，T1加权图像不能看到空化气泡的产生，气泡和损伤在图像上的亮度相同。

而T2加权图像可检测到空化气泡，气泡比损伤组织在图像上显得更亮。

他们认为如果HIFU治疗为纯热机制时，利用T1加权的图像较为合适，如果HIFU治
疗利用的是空化机制时，则T2加权图像适合用于监控。

在HIFU治疗的CT监控成像研究中，发现在较高HIFU剂量时，CT图像上可观测到可逆的组织低密度的变化。

由于在低于这个剂量之前，组织有一个不可逆的高密度的变化，并证实这是HIFU引起的组织损伤造成的。

所以，这一可逆的组织低密度的变化被推测是由空化气泡的产生引起的。

2. HIFU形成损伤的组织参数定征成像方法
利用HIFU治疗过程中产生的热机制、空化机制进行HIFU监控成像的方法，并不能真正反映HIFU治疗的实际损伤程度，故无法通过它们来评价HIFU治疗的实际效果。

所以，接下来我们将讨论真正以评价HIFU损伤为目的的组织参数定征成像方法。

2.1 MRI、CT成像系统对组织损伤的观测及评价
早在九十年代初，Hynynen等人[12]就提出了用MRI监控HIFU引起的组织凝固性坏死的概念。

他们在HIFU辐照较长时间后（2－4h）观察MRI的T1加权、T2加权和质子密度加权的图像，发现T2加权图像和质子密度加权图像均可以比较清晰的看到坏死组织与健康组织的区别（亮度增强），且解剖后的切片观察表明损伤的实际尺寸与T2加权图像上的损伤尺寸符合的很好，而T1加权图像几乎不能识别损伤的边界。

后来Cline和Darkazanli等人也做了这方面的研究，并得到了类似的结果。

一般认为，MRI能观测到组织损伤的原理是由于组织发生凝固性坏死后，组织结构和水分含量发生的改变在MRI图像上的反映。

如前所述，在CT监控成像研究中发现HIFU引起的组织损伤在图像上呈现不可逆的高密度变化，这可能是由于组织损伤后水分缺失造成的。

2.2 组织损伤的声学参数估计及成像方法
八十年代以来，超声组织定征一直都是超声诊断领域研究的热门课题，其原理主要是利用超声波在不同病理状况下的组织中传播特性的不同，通过特定的超声传播参数（例如声速、背向散射系数、衰减系数、非线性等）来区别正常组织和病变组织，以达到诊断的目的。

同样的，HIFU治疗后会引起组织结构发生改变，蛋白质发生不可逆的凝固性坏死，也会导致其声学参数发生改变。

Bush等人[13]的实验研究证明了HIFU引起的组织损伤的一些声学参数确实发生了不同程度的改变。

因此，将超声组织定征用于区别HIFU治疗后的坏死组织和健康组织，并对组织损伤程度进行适当评价是一种可行的方法。

（1）损伤组织的超声衰减系数估计及成像方法
早在1984年，J. Ophir就对超声组织衰减系数估计的研究做了比较全面的阐述[14]，超声衰减系数是被研究最多的评价HIFU治疗效果的参数之一。

HIFU治疗后，损伤组织的衰减系数增大的原因目前并不十分清楚，一些研究认为可能是由于蛋白质凝固或损伤内部出现空洞引起的，这些都有待进一步的研究。

Damianou等人[15]研究了狗的软组织的衰减和吸收系数与HIFU引起的温度以及热剂量改变的关系。

研究发现在温度低于50℃时，衰减和吸收系数变化不明显，高于50℃后，衰减和吸收系数逐渐上升，在65℃附近达到最大，温度冷却后仍保持高衰减，故认为组织衰减系数的增大不是由于温度引起，而是由于组织变性引起的。

他们发现，损伤后的组织衰减系数是损伤前的2倍左右。

此后，许多学者对组织损伤后的衰减系数变化情况进行了离体和在体的研究[16][17]，
并利用衰减系数进行了损伤衰减成像的研究[18]-[20]。

这些研究都基于衰减系数随频率线性变化的假设，即满足)()(00f f f −+=βαα。

这一假设已被证明在大多数生物组织中是成立的。

一些研究表明，HIFU 引起的组织损伤其平均衰减系数(α)都比损伤前增大，增大的程度大约为损伤前的2倍，但衰减系数随频率变化的斜率（β）变化却不明显[16][20]。

Peter D. Bevan 等人采用B 型扫描超声成像系统进行了损伤衰减成像，分别采用了频移算法（估计β）[18]和对数包络斜率算法（估计α0）[19]对超声衰减进行估计。

其中频移算法仅在仿真结果中有效，仿体和离体组织实验均被电噪声严重干扰；对数包络斜率算法则在仿真和仿体实验中都可以较好地区分损伤组织和正常组织，但离体组织实验由于低信噪比得到的结果不甚理想。

Ribault 等人[20]提出了一种剪影法进行损伤衰减成像。

研究中采用谱矩法（估计β）和多窄带技术（估计α和β）估计HIFU 损伤前后每条扫描线的超声衰减（机械扫描平面垂直于声束），发现估计的β前后变化不大，不足以用来成像，α则变化明显，于是得到损伤前后的α衰减图像，然后将二者相减，得到的剪影图像与组织切片相比较，其结果较好地反映了HIFU 的损伤区域。

然而实验中的衰减估计是用整条扫描线的数据实现一个衰减估计，即是用三维的数据信息得到二维的衰减图像（成像平面垂直于声束），对于平行于声束方向的局部衰减估计精度则不能满足成像要求。

（2）损伤组织的非线性成像方法
利用超声传播的非线性对组织损伤进行成像，也有一些学者做了初步的研究。

Ebbini 等人[21]采用二次谐波成像对HIFU 引起的组织损伤进行观测，发现二次谐波图像比基波图像对比度更大，且更能准确的反映组织损伤的形状与尺寸，其原理还待进一步考证。

2.3 组织损伤的弹性力学参数估计及成像方法
生物组织弹性成像被提出来以后，就成为超声诊断学领域一个经久不衰的课题之一。

该方法最初是基于人工触诊的思路，为探测体内深部的癌变组织而提出的。

其原理为：病理状况下的组织(如癌变组织)和正常组织相比较，其弹性力学特性发生了改变（通常变硬），对组织弹性参数进行成像，可识别病变组织，达到诊断的目的。

然而直接对生物组织的弹性参数（如杨氏模量等）进行成像则比较困难，于是J.Ophir 提出弹性图（elastography ）的概念，对生物组织施加一定的应力，对产生的应变进行成像，从而间接的反映生物组织的弹性特性。

大部分的弹性成像研究工作就是基于这种方法展开的。

Stafford 等人最初是在激光引起组织热损伤的弹性成像中进行了一些初步的研究，发现损伤后的组织和正常组织相比较，其力学性质发生了改变，即弹性变小，组织变硬。

同时，Chen and Humphrey 等人研究发现加热形成的组织损伤，其力学性质的改变只与损伤的程度有关而与加热的机制无关。

随后一些研究证实了HIFU 引起的组织损伤也具有弹性变小的特性，于是许多利用弹性成像的方法对HIFU 损伤组织进行定征的研究被陆续报道。

Kallel 等人[22]和Righetti 等人[23]将HIFU 辐照后的离体组织放入一个静态加压的容器内，然后得到组织截面的弹性图。

图像上比较清晰的看到了损伤的组织比周围组织应变小，其应变对比度在-2.5～-3.5dB 之间。

组织切片证明了实际组织损伤大小与弹性图上测量的损伤大小具有很高的相关性。

Souchon 等人[24]进一步做了组织在体实验研究，他们采用气球施压的方式，得到了HIFU 治疗前列腺癌产生的组织损伤的弹性图。

他们做了31例病人的治疗，其中2例病人做了局部治疗，29例病人做了整个前列腺的治疗。

局部治疗后用MRI 图像作为参考，MRI
图像上的损伤区域在弹性图相应位置上呈现出尺寸相近的低应变区域，图像对比度在1.6～3.2之间。

全局治疗后的结果显示，整个前列腺比治疗前变硬，施加同样压力下的应变降低了40％～60％。

另外，发现实验中产生了一定的解相关，分析可能是由于低信噪比和组织运动引起的。

上述研究工作主要采用了静态施加机械压力的方法估计组织应变，从而得到组织弹性图。

Parker等人[25]和Lawrence等人[26]提出采用振动声弹性图（vibration sonoelastography）来进行实时损伤检测。

他们利用一个低频振动源在离体组织内产生低频、低幅的剪切波，采用先进的彩色多普勒成像技术实时观测振动响应，发现由于损伤组织其硬度比周围组织大，使振动模式在损伤区产生局部干扰，在图像上的相应位置形成一个暗色区域。

Lawrence等人用此方法得到了损伤的3D振动声弹性图，并估计出振动声弹性图上测量的损伤体积为实际损伤体积的90％左右。

声辐射力成像（Acoustic Radiation Force Imaging，ARFI）也是利用组织弹性力学性质进行成像的方法之一。

其原理为：聚焦超声在焦点处产生的声辐射力可使局部组织产生位移，组织弹性越小，则位移越小，故可根据位移的大小来判断组织的弹性性质。

Lizzi等人[27]将声辐射力成像方法用于HIFU的治疗监控，他们做了仿真和离体的实验，并分析了各种影响辐射力方法的因素，初步证明了用辐射力引起的位移来监控HIFU引起的损伤是可行的。

超声刺激声发射（USAE）实际也是由超声辐射力产生的一种现象，其原理为：利用两个共聚焦的超声探头，使其工作频率稍有不同，在焦区处形成干涉，产生低频振动，焦区处的物体也随之振动而发射低频声波，此声波可用水听器检测，然后采用扫频的方法检测物体的谐振频率，此谐振频率即与物质的机械参数（如弹性）有关。

Fatemi，Greenleaf等人利用这一现象最先提出超声刺激振动声谱图（Ultrasound-Stimulated Vibro-Acoustic Spectrography，USV AS）的概念。

此方法也可用于估计组织内部的弹性力学特性。

Konofagou 等人[28]进行了超声刺激振动声谱图监控超声外科的仿真研究，发现组织弹性减小会使平均谐振频率下移，但用平均频移来反映组织弹性的改变不够可靠和精确，在谐振频率或更高频率的超声刺激下观察组织的声发射响应则是可以用来检测损伤的较好方法。

此方法的实验研究未见报道，有待进一步的研究。

另外，用MRI的弹性图像来进行HIFU损伤评价也有报道。

Jan M.Boese等人提出用MR－弹性图检测HIFU形成的损伤，并发现MR－弹性图与T1、T2加权图像具有一定的相关性，而对比度则明显大于T1、T2加权图像。

该研究有待进一步深入。

3. MRI、CT和US三种成像方式的比较
无论是利用HIFU治疗中产生的热效应、空化效应来进行HIFU引导和监控，还是利用HIFU形成的组织损伤的声学参数和力学参数的改变来进行HIFU监控和评价，有三种成像方式可供我们选择，即MRI、CT和超声（US）成像。

一般说来，MRI方式被认为是比较理想的成像方式，T1加权图像可用于较为精确的温度成像，T2加权图像可清晰分辨坏死组织和健康组织的界限。

MRI成像方式的优点是图像对比度鲜明，空间分辨率高，可进行损伤尺寸的定量分析，且不影响HIFU治疗声场。

但MRI也有其不易克服的缺点。

MRI成像断面比较固定，不够灵活，且不易实现实时监控成像。

为了进行快速成像，各种梯度脉冲序列被用于MRI成像，但得到每幅图像的时间仍至少需要几秒。

另外，MRI比较昂贵，对于某些人群不适合，例如带有心脏起搏器者、孕妇、孩子以及身体太胖的人。

采用CT成像方式进行HIFU监控成像的研究目前还比较少，可能是由于CT对人体会产生较大副作用的缘故。

CT图像的对比度和分辨率也都比较高，可以进行温度成像和识别组织损伤。

对于分辨率要求较高，而又不能使用MRI的病人，CT提供了一种成像方式的选择。

超声成像方式由于其价格低廉、使用方便，且较易实现与HIFU探头的机械兼容，成为比较具有发展潜力的一种成像方式。

目前，HIFU临床治疗的监控就采用了常规B超的成像方式。

常规B超实际得到的是组织背向散射信息，而一些研究发现，HIFU治疗后的损伤组织其背向散射信号与治疗前相比变化并不大[13][29]，常规B超观测到的实际是空化气泡的散射信息，而这一信息也随着时间的推移而逐渐消失。

所以，常规B超并不能反映实际的损伤情况。

将超声组织定征的一些方法用于HIFU治疗前后的组织参数定征，则是对HIFU 损伤进行监控、评价的一条较好途径。

这些方法包括估计组织声学参数（衰减、声速、非线性等）的改变和力学参数（粘弹性等）的改变等。

然而超声成像方式最难以克服的一个缺点就是分辨率较低，图像没有MRI、CT清晰。

总之，MRI、CT和US这三种成像方式各有其优缺点，选择时需要综合考虑。

若不考虑价格因素，MRI成像方式是目前最佳的成像方式。

而超声成像方式灵活性高，尽管目前尚未发挥其优势，仍是一种较有前途的成像方式。

4. HIFU监控成像及评价技术存在的问题及展望
HIFU的热机制是其主要的治疗机制，但与传统的超声热疗（温度42～46℃左右，治疗时间1小时左右）不同，HIFU治疗是在较短的时间内（0.5～5s）使组织温度上升到较高水平（>65℃），使组织迅速发生凝固性坏死。

在这么短的时间内进行组织温度成像及实时监控是比较困难的。

这是由于如果采用MRI进行温度监控，得到一幅图像至少需要几秒，从而无法实现实时监控；若采用超声进行温度成像，超声温度成像的原理主要是利用声速的改变和热膨胀产生时移，采用互相关方法来估计温度的，而HIFU短时间内的治疗使组织结构已经发生改变，会引起信号的解相关。

因此，利用温度成像进行HIFU治疗过程的实时监控似乎并不可行。

但在较低温度下（不引起损伤），声速的改变和热膨胀与温度具有某种线性关系，可进行比较精确的成像。

这为我们提供了一种思路，即在HIFU治疗前先进行低剂量的辐照，使温度上升不致引起组织损伤，利用温度成像进行HIFU治疗前引导、定位。

治疗前的引导、定位对成像速度没有太高的要求，故采用MRI方式也是可行的。

HIFU治疗过程中产生的空化现象也是其不可忽视的机制之一。

空化现象较为复杂，空化引起的组织损伤其形状和大小都是不可预知的，并且会造成损伤位置的前移。

一些研究发现[11]，在HIFU辐照低于组织损伤剂量时可看到空化现象产生的增亮区域，提出利用此现象进行HIFU治疗前引导。

但此种现象是否对于任何组织、任何个体都存在，以及究竟多大剂量才能使组织产生空化现象而不致引起损伤似乎难以确定。

因此利用空化现象进行HIFU 治疗引导并不是一个合适的方法。

另外如前所述，目前临床上利用HIFU治疗后即刻在超声图像上形成的亮斑来评价组织损伤情况，也是依据不足的。

所以作者认为，在空化现象没有充分得到了解的情况下，在HIFU治疗中应尽量抑制空化现象的产生，以免造成损伤的复杂化。

HIFU的热机制和空化机制都难以真正反映HIFU治疗的实际损伤状况，因此不宜用于HIFU治疗评价。

损伤组织与正常组织相比，一些特性发生了改变，如声学传播特性、力学特性等，故我们可以利用这些特性对HIFU治疗效果进行评价。

MRI的T2加权图像能较好。