近年來，電阻抗斷層成像（EIT）和磁共振電阻抗成像（MREIT）等基于人體組織電特性（EPs）的成像方法已經成為生物醫學界的研究熱點。與EIT和MREIT相比，基于射頻場成像的電特性成像（MR-EPT）是一種新近提出的無損EPs成像方法，該技術基于磁共振（MRI）射頻場對生物組織電導率和介電常數進行重建，無需注入電流即可獲得高分辨率和高精度的圖像。本文對幾種基于EPs的成像方法及其發展現狀進行了詳細闡述，并著重對MR-EPT的原理、優點、發展前景及通過它來測量比吸收率（SAR）的方法進行介紹。總之，MR-EPT值得受到更廣泛地關注，并有待進行更深入的研究，以促進醫學檢測水平再創新突破。
引用本文： 李懷明, 沈圣遠, 閆丹丹. 人體組織電特性成像方法綜述. 生物醫學工程學雜志, 2016, 33(5): 998-1004. doi: 10.7507/1001-5515.20160160 復制
0 引言
傳統影像技術對器質性病變檢測具有較好的效果，在檢測未發生器質性病變的早期診斷時效果不太理想。然而在病變早期，生物組織電特性(electrical properties, EPs)會發生明顯變化，因此以EPs作為成像介質進行疾病診斷有助于癌癥、腫瘤等疾病的早期診斷。現代醫學研究表明，EPs包括電導率和介電常數兩部分，人體正常的各個組織因其組織成分的不同，介電常數和電導率存在顯著差異；而病變組織尤其是腫瘤組織，與正常組織的介電常數和電導率也存在明顯差異，這為利用EPs技術檢測組織病變提供了十分有利的依據。目前有關EPs成像的算法不斷被推出，各種各樣的EPs成像方法也相繼涌現，如電阻抗斷層成像(electrical impedance tomography, EIT)、磁感應斷層成像(magnetic induction tomography，MIT)、磁共振電阻抗成像(magnetic resonance electrical impedance tomography，MREIT)、基于射頻場成像的電特性成像(magnetic resonance electrical properties tomography, MR-EPT)、霍爾效應成像(holzer effect imaging)、磁聲斷層攝影與磁感應(magnetic acoustic tomography-magnetic induction，MAT-MI)等。本文重點對其中的EIT、MREIT、MR-EPT進行綜述與分析。
EIT經過多年的發展，理論已經相當完善，并已用于臨床診斷。MREIT和MR-EPT起步較晚，MRI設備增大了研究成本，但借助MRI設備的成像性能使得MREIT、MR-EPT技術的研究在醫學檢測中更具有深遠的研究意義。相比于EIT，MR-EPT無需外加激勵，實現了真正意義上的無損成像，且擁有較高的成像分辨率。MREIT僅對電導率成像，而MR-EPT同時對電導率和介電常數分布進行成像，通過電導率和介電常數兩個參數的相互對比使MR-EPT比MREIT擁有更精確、更豐富的診斷數據，使其在生物醫學成像領域中具有巨大的研究價值和發展潛力。
1 EIT成像技術
EIT包括正問題推導與逆問題重構研究，通過逆問題進行電導率圖像重構，正問題結果為逆問題提供數據并驗證逆問題結果的正確性。由于EIT逆問題重構存在嚴重的病態性，導致EIT成像的分辨率較低，限制了EIT的臨床應用。
1.1 EIT成像原理
EIT是通過表面電極向成像體注入電流，通過體表電壓數據推導出成像體局部電導率分布的EPs成像技術。相比于其他成像方法，EIT具有安全無創、設備價格低廉、可進行實時監控等優點。但由于EIT電極數量、數據采集方式和激勵注入模式等因素的影響，使EIT存在分辨率差的缺點。雖然近年來很多學者投入EIT的研究，并提出了許多改進方法，但仍不能達到臨床實時監控的標準。
EIT重構算法的研究分為正問題推導和逆問題重構兩個方面，正問題是使用麥克斯韋推導和泊松方程，根據已知的注入電流、電導率分布和邊界條件，計算指定位置的體表電壓值。正問題使用麥克斯韋程得到的式(1)、(2)作為EIT的基礎方程，推導出式(3)。
| ${\text{d}}R = \rho \frac{{{\text{d}}l}}{S}$ |
| $\frac{{{\text{d}}I}}{{{\text{d}}S}} = \frac{1}{\rho }\frac{{{\text{d}}U}}{{{\text{d}}l}} = \frac{1}{\rho }E = \sigma E$ |
| ${\nabla ^2}\varphi = - \frac{{\nabla \sigma g\nabla \varphi }}{\sigma }$ |
公式中σ是指電導率，ρ表示電阻率，φ為邊界電壓，R表示電阻，l表示電阻區域的長度，I表示電流的強度，S表示電阻區域的橫截面積，E表示電場強度。由式(3)可以在目標區域電導率已知的情況下，得出邊界電壓。
逆問題求解是非線性的求解過程，人體在生理發生變化的時候，內部電導率也會發生相應的變化。
| $\begin{gathered} \nabla \left[ {\sigma \left( {x,y} \right)\nabla \varphi \left( {x,y} \right)} \right] = 0 \hfill \\ \left( {x,y} \right) \in \partial \Omega \hfill \\ \end{gathered} $ |
| $\begin{gathered} \sigma \left( {x,y} \right) \cdot \frac{{\partial \varphi \left( {x,y} \right)}}{{\partial n}} = j\left( {x,y} \right) \hfill \\ \left( {x,y} \right) \in \partial \Omega \hfill \\ \end{gathered} $ |
表示目標區域的邊界，φ(x, y)表示測得的體表電勢，j(x, y)表示流過該區域的電流密度。通過式(4)、(5)可以重構得到電導率分布。
1.2 EIT發展現狀
最初EIT技術的提出是為了描述阻抗容積，測量人腦局部血流量，近年來國內外有許多研究小組一直致力于改善EIT硬件結構和成像算法，將EIT技術應用于人體各個組織的疾病監測，為EIT的臨床應用做出了巨大貢獻。
在算法改進方面，Wang等[1]提出一種基于節點分析的廣義反投影算法，使用積分的形式描述靈敏矩陣，減小誤差并提高了分辨率。該方法有助于重構的圖像定位和形狀確定，在臨床應用的研究中具有一定的參考價值。Naushad等[2]使用點擴散函數對EIT的成像性能進行了分析且提出了一種對靜態和動態的EIT重建進行數值模擬研究的方法，該方法為EIT的發展提供了一個全新的視角。楊琳等[3]提出一種基于加權頻差阻尼最小二乘法的準靜態EIT算法，該算法結合阻尼最小二乘重構算法和正則化方法，采用加權頻差處理數據，減小了EIT的病態性。何為等[4]提出對應點匹配插值算法，該算法是對二維斷層圖像進行插值，優化了插值算法的梯度計算公式，由原始采集的數據和插值數據得到三維立體數據，重構出了三維圖形，并驗證了其可行性。
在應用領域中，Bera等[5]研制16電極、8位并行數字數據的電極陣列開關的EIT系統，采用自適應電流驅動方式，得到在12.5 KHz、15 KHz和25 KHz的目標區域二維圖像，得出兩種物質的電導率越接近，成像的分辨率越高的結論。Loyola等[6]提出使用EIT進行空間感測，采取模擬損壞的方法來進行驗證EIT在空間檢測中的可行性，驗證了EIT不僅可以進行損傷檢測，而且可以對空間結構檢測，開拓了使用EIT進行大規模結構檢測的新方向。Bouchette等[7]提出了使用EIT技術對水下致密沉積物成像并進行了實驗，實驗結果表明：對于淹沒在水中的沉積物，電導率重建結果良好，檢測結果精確。Ferreira等[8]使用EIT仿真得到了女性乳房的圖像，分析了EIT在乳腺癌診斷中的性能，并對拉普拉斯、牛頓一步誤差重構和潔洪諾夫正則化三種算法的優缺點進行了對比分析。Guermandi等[9]提出了有源電極集成電路和接觸阻抗連續監測的EIT成像方法，實驗結果表明，功耗和噪聲都有了很大的優化，共模抑制比也有了顯著的提高。Constantinou等[10]提出了精確跨導和高功率互補金屬氧化物半導體(complementary metal oxide semiconductor，CMOS)電流驅動的EIT成像技術，該技術使用一種集成的電流驅動程序，使EIT的電流驅動能夠輸出較大的阻抗，以保證在較大的負載阻抗范圍內保持較高的電流精確度，并采用仿真的形式驗證了其可行性。
2 MREIT成像技術
MREIT是一種將MRI成像和EIT成像相結合的電磁成像方法。MREIT通過對人體組織的磁通密度進行測量，推導出組織電導率分布，是近年來生物醫學研究的一個熱點。MREIT克服了EIT邊界電壓對電導率變化不敏感引起的分辨率低的問題，可以獲取高分辨率和高精確度的電阻抗分布。
2.1 MREIT成像原理
MREIT正問題是根據已知的電阻抗的分布和注入電流邊界條件使用泊松方程和畢奧-薩伐爾定律推導組織內部的磁感應強度分布:
| $\nabla \left[ {\sigma \left( r \right)\nabla U\left( r \right)} \right] = 0$ |
| $B\left( r \right) = \frac{{\mu 0}}{{4\pi }}\int\limits_\Omega {J\left( {r'} \right) \times } \frac{{r - r'}}{{\left| {r - r'} \right|}}{\text{d}}v'$ |
其中，U(r)是組織內部的電勢分布，σ(r)是組織的電導率。
逆問題是根據已知注入電流、邊界電壓和磁感應強度，計算出電流密度并構建電流密度、磁感應強度、電導率三者之間的關系，通過已知注入電流大小和磁感應強度反演得到電阻抗分布。隨著越來越多的學者投入研究，MREIT有了長足的進步并逐步向臨床應用邁進，如圖 1所示是近年來MREIT發展的幾個主要方向。
圖1
MREIT研究方向
Figure1.
The research direction of MREIT
但MREIT在實際的臨床應用中仍存在很多問題，比如使用磁感應強度重建電導率時對成像體進行三維掃描還難以實現，使用電流密度重構電導率時難以獲取足夠的信息，導致成像分辨率和精確度都比較低下等。
2.2 MREIT發展現狀
隨著現代醫療設備的進步，使用MRI設備獲取生物電阻抗圖像變得更加方便，推進了MREIT的臨床應用，同時各種仿真算法和軟件的出現也為MREIT的實驗驗證提供了參考依據。1992年Zhang[11]首次在其博士論文中提出了MREIT的思想，并引起了生物醫學界的廣泛關注，經過幾十年的發展，MREIT技術已經趨于成熟。
近年來，在算法改進方面，陳瑞娟[12]進行了三維開放式MREIT成像研究，改進了分層靈敏度重建算法并使用電流的磁感應強度分量重建電導率，在保證成像分辨率和精確度的基礎上縮短了MREIT成像時間。該算法在生理鹽水模擬的人體環境中進行了可行性驗證，效果良好，將MREIT向臨床應用又推進了一步。李小霞等[13]提出了基于偏微分方程去除Bz中噪聲的MREIT成像方法，并在計算機上進行仿真驗證了其可行性。該算法在Bz場的去噪研究中有極大的參考價值。Jeon等[14]給出了集體內實驗數據、二維圖像區域識別、電極位置以及去噪和圖像修復等工具于一體的CoReHA2.0軟件包，使二維成像的仿真實驗更為簡便和精確。閆丹丹等[15]采用基于微分進化算法的MREIT進行了腦組織病變的三維仿真實驗。仿真結果和理論值的相對誤差小于5%，重建圖像的分辨率和精度都比較良好，為臨床的MREIT應用提供了參考。
在應用領域，Park等[16]采用快速梯度脈沖回波序列測量諧波Bz數據的電流密度并使用測量▽2Bz來代替▽Bz提出了監測空間的思想，并驗證了其可行性。Jeong等[17]提出一種使用內部電極來獲取電極周圍區域電流密度的MREIT成像方法，并通過對內部電極與外部電極獲得的電流密度進行對比發現：這種使用內部電極的算法在局部重點區域的觀察中更穩定和精確。Eroglu等[18]為了克服目前體表電極應用獲取數據精確度低的問題，提出了使用z梯度進行感應電流磁共振成像的方法。分別使用z梯度線圈、z亥姆霍茲線圈和圓形線圈進行實驗，分析了不同配置線圈的績效激勵和臨床應用實用性。
3 MR-EPT成像技術
相比于上文提到的EIT、MREIT等技術，MR-EPT無需外加激勵電流實現了真正意義上的無損傷監測。MR-EPT同時對電導率和介電常數進行重構，相比于僅對電導率重構的MREIT，其成像結果更加精確。MR-EPT一般使用高場的MRI設備，因此可以得到分辨率更高的人體組織圖像，近年來MR-EPT已經成為國內外醫學成像研究的熱點。
3.1 MR-EPT圖像重構
宏觀上來講，MR-EPT也可以從正、逆問題兩方面來進行研究。
3.1.1 MR-EPT正問題描述
正問題定義：根據目標電導率分布來計算出B1+磁場的幅值和相位。基本電磁方程描述為(在一定的假設條件下)：
| $\nabla \times E = - i\omega B$ |
| $\nabla \times B = {\mu _0}\left( {\sigma + i\omega {\varepsilon _0}{\varepsilon _r}} \right)E$ |
ω為拉莫爾頻率，σ為電導率，εr為相對介電常數，ε0為真空介電常數，μ0真空磁導率。射頻場B1垂直于MRI系統主磁場方向，是以置入MRI系統的待測組織內氫質子進動頻率(拉莫頻率)旋轉的磁場。B1場包含兩個分量，發射場B1+(與質子進動方向相同)與接收場B1-(與質子進動方向相反)。通過對等公式可以將旋轉坐標系下的B1場與笛卡爾坐標系下的x、y方向的磁場聯系起來：
| $\left\{ \begin{gathered} B_1^ + = \left( {{B_x} + i{B_y}} \right)/2 \hfill \\ B_1^ - = \left( {{B_x} - i{B_y}} \right)/2 \hfill \\ \end{gathered} \right.$ |
在正交分布鳥的鳥籠線圈中，B+?B-(差別為40倍以上)；而phase(B+) ≈ phase(B-)，因此我們可以作如下近似：
| $\left\| {B_1^ - } \right\| \approx 0$ |
| ${\varphi ^ \pm } = {\varphi ^ + } + {\varphi ^ - } \to {\varphi ^ + } \approx {\varphi ^ \pm }/2$ |
φ+為MRI系統圖像的相位，φ+和φ-分別是B1+和B1-的相位，綜上可得出：
| $B_1^ + = {\left| {B_1^ + } \right|^{e{\Phi ^ + }}} \approx {\left| {B_1^ + } \right|^{j{\Phi ^ + }/2}}$ |
使用計算得到的B1場的幅值和相位分布，根據麥克斯韋方程便可以重構出組織的電導率和介電常數分布情況。
3.1.2 MR-EPT逆問題描述
逆問題定義：通過仿真計算出來的B1+的幅值和相位估計出電導率分布，具體流程如圖 2所示。
圖2
MR-EPT成像原理圖
Figure2.
The imaging principle of MR-EPT
經研究證明，B1場的分布受成像組織EPs參數影響，兩者之間滿足麥克斯韋方程關系，因此可以利用高頻電磁場的知識來描述、研究B1場。通過均質分布下的亥姆霍茲方程可得出：
| $\sigma = {\text{lm}}\left( {\frac{{{\nabla ^2}B_1^ + }}{{B_1^ + }}} \right)\frac{1}{{{\mu _0}\omega }}$ |
| ${\varepsilon _r} = - \operatorname{Re} \left( {\frac{{{\nabla ^2}B_1^ + }}{{B_1^ + }}} \right)\frac{1}{{{\mu _0}{\varepsilon _0}{\omega ^2}}}$ |
通過安培定律和法拉第電磁感應定律結合得出MR-EPT的核心方程，直接表達EPs和射頻線圈感應磁場的關系：
| $ - {\nabla ^2}H = {\omega ^2}{\mu _0}{\varepsilon _c}H + \left( {\nabla {\varepsilon _c}/\nabla {\varepsilon _c}} \right) \times \left( {\nabla \times H} \right)$ |
H為笛卡爾坐標系下的射頻場強度，εc=εrε0-iσ/ω復介電常數。式(15)將生物組織電導率和射頻場強度直接聯系起來，因此可以作為MR-EPT的基礎理論方程。MRI不能直接測量射頻場的笛卡爾直角坐標下的分布，因此可以使用互惠定理將笛卡爾直角轉化為極坐標。假設電導率分布局部均勻，使用亥姆霍茲方程對式(16)進行簡化，使電導率分布和B1場分布(H1+和H1-)聯系起來，如式(15)所示通過測量B1場分布可以計算出絕對電導率的值。
| $ - {\nabla ^2}H_1^ + = {\omega ^2}{\mu _0} \cdot H_1^ + $ |
考慮到EPs分布的空間變異，EPs值和式(16)、(17)的EPs變化條件，將式(18)擴展為梯度公式如下：
| $\begin{gathered} - {\nabla ^2}H_1^ + = {\omega ^2}{\mu _0}{\varepsilon _c}H_1^ + - \left( {\partial H_1^ + /\partial z} \right)\left[ {\left( {\partial {\varepsilon _c}/{\partial _z}} \right)/{\varepsilon _c}} \right] \hfill \\ - \left( {\partial H_1^ + /\partial x - i\partial H_1^ + /\partial y} \right)\left[ {\partial {\varepsilon _c}/\partial x + i\partial {\varepsilon _c}/\partial y)/{\varepsilon _c}} \right] \hfill \\ \end{gathered} $ |
常用的鳥籠線圈由最后一級線圈激發的z方向磁場Hz，不但對激勵氫質子進動沒有作用，而且還會增加成像物體產生的額外歐姆損耗。改進后的橫向電磁射頻線圈將電流回路改為線圈的屏蔽層，線圈內由最后一級線圈激發的Hz分量被有效抑制，因此我們可以忽略Hz分量。
3.2 MR-EPT研究進展
2009年Katscher等[19]在3 T的MRI上實現了人體頭部EPs成像，并將之命名為MR-EPT。MR-EPT的研究大多在計算機仿真和模擬人體環境上進行，各種生理鹽水模擬的人體環境實驗和計算機仿真實驗為人體成像研究提供了參考，而人體試驗大多是在健康志愿者身上進行的，為以后的MR-EPT臨床患者檢查奠定了基礎。
3.2.1 模型和仿真實驗回顧
Stehning等[20]使用1.5 T的設備對7個健康的受試對象進行肝臟電導率成像，重建的電導率分布和文獻記載相符。Lier等[21]分別在1.5 T、3 T、7 T的設備上進行了一個研究實驗，探究基于亥姆霍茲方程的MR-EPT中，B0場的強度對成像效果的影響，結果表明：基于式(17)的成像方法中使用低場的MRI(1.5 T和3 T)和低介電常數且結構對稱的研究對象，得到的收發器相位仿真更為穩定；基于相位的電導率成像方法只在1.5 T和3 T的設備下適用；增強B0場強度，提高B1場分辨率和突出B1場的曲率都可以增強MR-EPT重建的精確度。因此在基于相位的電導率成像算法中，怎樣得到既穩定分辨率又高的圖像，是待解決的一大難題。Zhang等[22-24]在7 T的設備上使用多通道線圈在單室人體模型上進行了實驗，研究結果表明：可以通過數學推導得到可靠的B1場相位分布，并且不受收發線圈的精度和超高場下B1場的不均勻性影響，為B1場分布的數據推導提供了理論基礎，排除了諸多的影響因素。Wan等[25]提出的基于接受場(B1-)的MR-EPT成像方法，通過計算得到的B1-分布可以計算出電導率和介電常數。該算法在計算機仿真和假體實驗中都進行了可行性驗證，并得到了良好的成像結果。這種方法雖然應用于二維圖像，但對三維成像也有著一定的參考價值。Lee等[26]進行了MR-EPT中受限隨機噪聲信噪比理論研究，研究發現電導率和介電常數的信噪比與所研究感興趣區域的尺寸平方成正比；信噪比大小隨著主磁場的變化而變化；使用的信噪比公式可以用于最小輸入信噪比和感興趣區域尺寸估計，該實驗對如何提高成像信噪比有一定的參考作用。
3.2.2 人體試驗回顧
Katscher等[27]對一個患有乳腺癌的患者在3 T的設備上進行了成像研究，并使用圖像分割技術對感興趣區域進行突出，使用曲線擬合技術限制邊界偽影。該試驗將圖像處理技術和電磁成像技術進行了結合，同時為去除成像偽影技術研究提供了參考。Katscher等[28]又在8名乳腺病變患者身上進行了試驗研究(4例為惡性病變，4例良性病變)，對病變區域區域進行觀察發現：乳腺癌組織具有較高的電導率。Lee等[29-30]發表了乳腺癌組織具有較高的電導率的試驗結果，這三個試驗都對MR-EPT進行臨床疾病檢測的可行性進行了論證，為MR-EPT的臨床應用打下了基礎。Zhang等[22]首次將多通道線圈應用于人體試驗中，該試驗使用人腦的近似對稱性和基于B1相位檢索的高斯定律法，來估計B1場的分布信息，并計算得到基準線圈的發射場、接受場分布，以及它們的相位差。該試驗為減小重建偏差算法的研究提供了基礎。同年，Liu等[24]基于式(18)提出了一種常規EPs成像方法(general electrical properties tomography，gEPT)并在人體上進行了試驗，該方法通過整合空間中的▽lnεc，進而得出體內EPs的分布，并給出了電導率和介電常數重建圖。2014年Liu等[31]又提出了基于梯度的腦組織MR-EPT成像技術，這種基于梯度概念的MR-EPT大幅度改進了組織的邊界重建，極大地提高了對噪聲測量的魯棒性，兩個重建圖像的解剖邊界和大腦結構都比T1加權圖像要清晰，并且在300 MHz時重建得到的EPs值和文獻記錄相近。Huhndorf等[32]使用穩態自由進動在1.5 T和3 T的MRI設備對12例原發性腦腫瘤、轉移腦腫瘤和切除后的原發腦瘤患者進行了試驗，試驗表明幕上局部原發性腦腫瘤比健康的幕上白質電導率高，幕下腫瘤的電導率比幕下白質小或者相等。
3.2.3 局部SAR估計
高磁場和超高磁場MRI的使用可以顯著提高成像分辨率，但高場和超高場下人體吸收電磁波產生熱的比吸收率(specific absorption rate，SAR)也顯著提高，已經成為高場和超高場成像的一個重大安全問題，而MR-EPT在快速計算SAR中起到重要作用。組織吸收電磁波產生熱量的大小用SAR表示：
| ${\text{SAR = }}\frac{{\sigma \left( {{{\left| {{E_x}} \right|}^2} + {{\left| {{E_y}} \right|}^2} + {{\left| {{E_z}} \right|}^2}} \right)}}{{2\rho }}$ |
Ex、Ey、Ez分別是射頻場笛卡爾坐標下x、y、z三個方向上的分量，ρ為成像體的密度，σ是磁通密度。z方向磁場強度Hz不但對激勵氫質子進動沒有作用，而且還會增加成像物體產生的額外歐姆損耗，因此鳥籠線圈和橫向電磁射頻線圈中Hz可以被忽略。Ex、Ey和Ez可以通過安培定律計算出來，進而可以計算出組織的局部SAR值。多通道傳輸已經在超高場B1不均勻補償算法中廣泛運用，國際安全標準下的實時和特定的局部SAR定量監測在超高的B1均勻場和并行傳輸中具有巨大的潛力。
Voigt等[33]在基于亥姆霍茲算法和收發相位假設的基礎上，使用正交線圈在1.5 T和3 T的MRI設備上進行人體試驗，得到了人體局部SAR分布，且試驗得到的SAR和文獻記載相近，同年Katscher等[34]又提出了一種對具體條件下患者SAR進行測量的方法。該方法使用麥克斯韋程，通過射頻線圈的傳輸靈敏度來估計局部SAR值。通過這種方法可以在5 min內計算出精確的大腦局部區域SAR值，提高了人體SAR成像速度，讓SAR技術向實時檢測又邁出了一步。Zhang等[35]使用復合B1成像法和基于式(18)的MR-EPT算法在7 T的MRI設備上使用多通道線圈進行了人腦局部SAR計算，該試驗為使用B1場分布快速計算SAR值算法的研究提供了參考。
4 結論
根據組織病變早期EPs變化早于組織形態變化的特點，EIT、MREIT、MR-EPT等基于EPs的成像方法在早期診斷上比X光、CT等影像方法更具有優勢。如表 1所示，是EPs成像方法的幾個研究方向對比。
表1
EPs成像方法對比
Table1.
Compare of electrical properties methods
隨著各種EPs成像算法和設備的飛速發展，基于EPs的成像算法離大規模的臨床應用又進了一步。EIT成像隨著從二維到三維成像算法的發展，可以為診斷提供更為豐富的數據；MREIT技術也在不斷改進，成像分辨率、對比度、信噪比等方面都得到了提高。
近年來的MR-EPT研究一直在人體組織EPs的分段均勻假設的基礎上進行的，但這種假設并不能充分體現人體組織的復雜程度，基于不均勻假設的EPs成像技術將是未來幾年MR-EPT發展的一個新方向。MR-EPT成像中，抑制高場下SAR值也是一個迫切需要解決的問題，隨著各種基于B1場分布進行SAR快速估計的算法的提出，實時檢測SAR的技術也將成為未來MR-EPT成像研究的一個熱點。通過對SAR的實時觀察，將人體組織發熱控制在安全范圍內將是MR-EPT向臨床應用邁進中重要的一步，而且SAR在手機、電腦對人體輻射的檢測和控制上有著巨大的前景。MR-EPT的應用也不僅僅局限于對人體組織的成像研究，參考EIT和MREIT的應用，MR-EPT在空間探測方面也具有一定的研究價值。
0 引言
傳統影像技術對器質性病變檢測具有較好的效果，在檢測未發生器質性病變的早期診斷時效果不太理想。然而在病變早期，生物組織電特性(electrical properties, EPs)會發生明顯變化，因此以EPs作為成像介質進行疾病診斷有助于癌癥、腫瘤等疾病的早期診斷。現代醫學研究表明，EPs包括電導率和介電常數兩部分，人體正常的各個組織因其組織成分的不同，介電常數和電導率存在顯著差異；而病變組織尤其是腫瘤組織，與正常組織的介電常數和電導率也存在明顯差異，這為利用EPs技術檢測組織病變提供了十分有利的依據。目前有關EPs成像的算法不斷被推出，各種各樣的EPs成像方法也相繼涌現，如電阻抗斷層成像(electrical impedance tomography, EIT)、磁感應斷層成像(magnetic induction tomography，MIT)、磁共振電阻抗成像(magnetic resonance electrical impedance tomography，MREIT)、基于射頻場成像的電特性成像(magnetic resonance electrical properties tomography, MR-EPT)、霍爾效應成像(holzer effect imaging)、磁聲斷層攝影與磁感應(magnetic acoustic tomography-magnetic induction，MAT-MI)等。本文重點對其中的EIT、MREIT、MR-EPT進行綜述與分析。
EIT經過多年的發展，理論已經相當完善，并已用于臨床診斷。MREIT和MR-EPT起步較晚，MRI設備增大了研究成本，但借助MRI設備的成像性能使得MREIT、MR-EPT技術的研究在醫學檢測中更具有深遠的研究意義。相比于EIT，MR-EPT無需外加激勵，實現了真正意義上的無損成像，且擁有較高的成像分辨率。MREIT僅對電導率成像，而MR-EPT同時對電導率和介電常數分布進行成像，通過電導率和介電常數兩個參數的相互對比使MR-EPT比MREIT擁有更精確、更豐富的診斷數據，使其在生物醫學成像領域中具有巨大的研究價值和發展潛力。
1 EIT成像技術
EIT包括正問題推導與逆問題重構研究，通過逆問題進行電導率圖像重構，正問題結果為逆問題提供數據并驗證逆問題結果的正確性。由于EIT逆問題重構存在嚴重的病態性，導致EIT成像的分辨率較低，限制了EIT的臨床應用。
1.1 EIT成像原理
EIT是通過表面電極向成像體注入電流，通過體表電壓數據推導出成像體局部電導率分布的EPs成像技術。相比于其他成像方法，EIT具有安全無創、設備價格低廉、可進行實時監控等優點。但由于EIT電極數量、數據采集方式和激勵注入模式等因素的影響，使EIT存在分辨率差的缺點。雖然近年來很多學者投入EIT的研究，并提出了許多改進方法，但仍不能達到臨床實時監控的標準。
EIT重構算法的研究分為正問題推導和逆問題重構兩個方面，正問題是使用麥克斯韋推導和泊松方程，根據已知的注入電流、電導率分布和邊界條件，計算指定位置的體表電壓值。正問題使用麥克斯韋程得到的式(1)、(2)作為EIT的基礎方程，推導出式(3)。
| ${\text{d}}R = \rho \frac{{{\text{d}}l}}{S}$ |
| $\frac{{{\text{d}}I}}{{{\text{d}}S}} = \frac{1}{\rho }\frac{{{\text{d}}U}}{{{\text{d}}l}} = \frac{1}{\rho }E = \sigma E$ |
| ${\nabla ^2}\varphi = - \frac{{\nabla \sigma g\nabla \varphi }}{\sigma }$ |
公式中σ是指電導率，ρ表示電阻率，φ為邊界電壓，R表示電阻，l表示電阻區域的長度，I表示電流的強度，S表示電阻區域的橫截面積，E表示電場強度。由式(3)可以在目標區域電導率已知的情況下，得出邊界電壓。
逆問題求解是非線性的求解過程，人體在生理發生變化的時候，內部電導率也會發生相應的變化。
| $\begin{gathered} \nabla \left[ {\sigma \left( {x,y} \right)\nabla \varphi \left( {x,y} \right)} \right] = 0 \hfill \\ \left( {x,y} \right) \in \partial \Omega \hfill \\ \end{gathered} $ |
| $\begin{gathered} \sigma \left( {x,y} \right) \cdot \frac{{\partial \varphi \left( {x,y} \right)}}{{\partial n}} = j\left( {x,y} \right) \hfill \\ \left( {x,y} \right) \in \partial \Omega \hfill \\ \end{gathered} $ |
表示目標區域的邊界，φ(x, y)表示測得的體表電勢，j(x, y)表示流過該區域的電流密度。通過式(4)、(5)可以重構得到電導率分布。
1.2 EIT發展現狀
最初EIT技術的提出是為了描述阻抗容積，測量人腦局部血流量，近年來國內外有許多研究小組一直致力于改善EIT硬件結構和成像算法，將EIT技術應用于人體各個組織的疾病監測，為EIT的臨床應用做出了巨大貢獻。
在算法改進方面，Wang等[1]提出一種基于節點分析的廣義反投影算法，使用積分的形式描述靈敏矩陣，減小誤差并提高了分辨率。該方法有助于重構的圖像定位和形狀確定，在臨床應用的研究中具有一定的參考價值。Naushad等[2]使用點擴散函數對EIT的成像性能進行了分析且提出了一種對靜態和動態的EIT重建進行數值模擬研究的方法，該方法為EIT的發展提供了一個全新的視角。楊琳等[3]提出一種基于加權頻差阻尼最小二乘法的準靜態EIT算法，該算法結合阻尼最小二乘重構算法和正則化方法，采用加權頻差處理數據，減小了EIT的病態性。何為等[4]提出對應點匹配插值算法，該算法是對二維斷層圖像進行插值，優化了插值算法的梯度計算公式，由原始采集的數據和插值數據得到三維立體數據，重構出了三維圖形，并驗證了其可行性。
在應用領域中，Bera等[5]研制16電極、8位并行數字數據的電極陣列開關的EIT系統，采用自適應電流驅動方式，得到在12.5 KHz、15 KHz和25 KHz的目標區域二維圖像，得出兩種物質的電導率越接近，成像的分辨率越高的結論。Loyola等[6]提出使用EIT進行空間感測，采取模擬損壞的方法來進行驗證EIT在空間檢測中的可行性，驗證了EIT不僅可以進行損傷檢測，而且可以對空間結構檢測，開拓了使用EIT進行大規模結構檢測的新方向。Bouchette等[7]提出了使用EIT技術對水下致密沉積物成像并進行了實驗，實驗結果表明：對于淹沒在水中的沉積物，電導率重建結果良好，檢測結果精確。Ferreira等[8]使用EIT仿真得到了女性乳房的圖像，分析了EIT在乳腺癌診斷中的性能，并對拉普拉斯、牛頓一步誤差重構和潔洪諾夫正則化三種算法的優缺點進行了對比分析。Guermandi等[9]提出了有源電極集成電路和接觸阻抗連續監測的EIT成像方法，實驗結果表明，功耗和噪聲都有了很大的優化，共模抑制比也有了顯著的提高。Constantinou等[10]提出了精確跨導和高功率互補金屬氧化物半導體(complementary metal oxide semiconductor，CMOS)電流驅動的EIT成像技術，該技術使用一種集成的電流驅動程序，使EIT的電流驅動能夠輸出較大的阻抗，以保證在較大的負載阻抗范圍內保持較高的電流精確度，并采用仿真的形式驗證了其可行性。
2 MREIT成像技術
MREIT是一種將MRI成像和EIT成像相結合的電磁成像方法。MREIT通過對人體組織的磁通密度進行測量，推導出組織電導率分布，是近年來生物醫學研究的一個熱點。MREIT克服了EIT邊界電壓對電導率變化不敏感引起的分辨率低的問題，可以獲取高分辨率和高精確度的電阻抗分布。
2.1 MREIT成像原理
MREIT正問題是根據已知的電阻抗的分布和注入電流邊界條件使用泊松方程和畢奧-薩伐爾定律推導組織內部的磁感應強度分布:
| $\nabla \left[ {\sigma \left( r \right)\nabla U\left( r \right)} \right] = 0$ |
| $B\left( r \right) = \frac{{\mu 0}}{{4\pi }}\int\limits_\Omega {J\left( {r'} \right) \times } \frac{{r - r'}}{{\left| {r - r'} \right|}}{\text{d}}v'$ |
其中，U(r)是組織內部的電勢分布，σ(r)是組織的電導率。
逆問題是根據已知注入電流、邊界電壓和磁感應強度，計算出電流密度并構建電流密度、磁感應強度、電導率三者之間的關系，通過已知注入電流大小和磁感應強度反演得到電阻抗分布。隨著越來越多的學者投入研究，MREIT有了長足的進步并逐步向臨床應用邁進，如圖 1所示是近年來MREIT發展的幾個主要方向。
圖1
MREIT研究方向
Figure1.
The research direction of MREIT
但MREIT在實際的臨床應用中仍存在很多問題，比如使用磁感應強度重建電導率時對成像體進行三維掃描還難以實現，使用電流密度重構電導率時難以獲取足夠的信息，導致成像分辨率和精確度都比較低下等。
2.2 MREIT發展現狀
隨著現代醫療設備的進步，使用MRI設備獲取生物電阻抗圖像變得更加方便，推進了MREIT的臨床應用，同時各種仿真算法和軟件的出現也為MREIT的實驗驗證提供了參考依據。1992年Zhang[11]首次在其博士論文中提出了MREIT的思想，并引起了生物醫學界的廣泛關注，經過幾十年的發展，MREIT技術已經趨于成熟。
近年來，在算法改進方面，陳瑞娟[12]進行了三維開放式MREIT成像研究，改進了分層靈敏度重建算法并使用電流的磁感應強度分量重建電導率，在保證成像分辨率和精確度的基礎上縮短了MREIT成像時間。該算法在生理鹽水模擬的人體環境中進行了可行性驗證，效果良好，將MREIT向臨床應用又推進了一步。李小霞等[13]提出了基于偏微分方程去除Bz中噪聲的MREIT成像方法，并在計算機上進行仿真驗證了其可行性。該算法在Bz場的去噪研究中有極大的參考價值。Jeon等[14]給出了集體內實驗數據、二維圖像區域識別、電極位置以及去噪和圖像修復等工具于一體的CoReHA2.0軟件包，使二維成像的仿真實驗更為簡便和精確。閆丹丹等[15]采用基于微分進化算法的MREIT進行了腦組織病變的三維仿真實驗。仿真結果和理論值的相對誤差小于5%，重建圖像的分辨率和精度都比較良好，為臨床的MREIT應用提供了參考。
在應用領域，Park等[16]采用快速梯度脈沖回波序列測量諧波Bz數據的電流密度并使用測量▽2Bz來代替▽Bz提出了監測空間的思想，并驗證了其可行性。Jeong等[17]提出一種使用內部電極來獲取電極周圍區域電流密度的MREIT成像方法，并通過對內部電極與外部電極獲得的電流密度進行對比發現：這種使用內部電極的算法在局部重點區域的觀察中更穩定和精確。Eroglu等[18]為了克服目前體表電極應用獲取數據精確度低的問題，提出了使用z梯度進行感應電流磁共振成像的方法。分別使用z梯度線圈、z亥姆霍茲線圈和圓形線圈進行實驗，分析了不同配置線圈的績效激勵和臨床應用實用性。
3 MR-EPT成像技術
相比于上文提到的EIT、MREIT等技術，MR-EPT無需外加激勵電流實現了真正意義上的無損傷監測。MR-EPT同時對電導率和介電常數進行重構，相比于僅對電導率重構的MREIT，其成像結果更加精確。MR-EPT一般使用高場的MRI設備，因此可以得到分辨率更高的人體組織圖像，近年來MR-EPT已經成為國內外醫學成像研究的熱點。
3.1 MR-EPT圖像重構
宏觀上來講，MR-EPT也可以從正、逆問題兩方面來進行研究。
3.1.1 MR-EPT正問題描述
正問題定義：根據目標電導率分布來計算出B1+磁場的幅值和相位。基本電磁方程描述為(在一定的假設條件下)：
| $\nabla \times E = - i\omega B$ |
| $\nabla \times B = {\mu _0}\left( {\sigma + i\omega {\varepsilon _0}{\varepsilon _r}} \right)E$ |
ω為拉莫爾頻率，σ為電導率，εr為相對介電常數，ε0為真空介電常數，μ0真空磁導率。射頻場B1垂直于MRI系統主磁場方向，是以置入MRI系統的待測組織內氫質子進動頻率(拉莫頻率)旋轉的磁場。B1場包含兩個分量，發射場B1+(與質子進動方向相同)與接收場B1-(與質子進動方向相反)。通過對等公式可以將旋轉坐標系下的B1場與笛卡爾坐標系下的x、y方向的磁場聯系起來：
| $\left\{ \begin{gathered} B_1^ + = \left( {{B_x} + i{B_y}} \right)/2 \hfill \\ B_1^ - = \left( {{B_x} - i{B_y}} \right)/2 \hfill \\ \end{gathered} \right.$ |
在正交分布鳥的鳥籠線圈中，B+?B-(差別為40倍以上)；而phase(B+) ≈ phase(B-)，因此我們可以作如下近似：
| $\left\| {B_1^ - } \right\| \approx 0$ |
| ${\varphi ^ \pm } = {\varphi ^ + } + {\varphi ^ - } \to {\varphi ^ + } \approx {\varphi ^ \pm }/2$ |
φ+為MRI系統圖像的相位，φ+和φ-分別是B1+和B1-的相位，綜上可得出：
| $B_1^ + = {\left| {B_1^ + } \right|^{e{\Phi ^ + }}} \approx {\left| {B_1^ + } \right|^{j{\Phi ^ + }/2}}$ |
使用計算得到的B1場的幅值和相位分布，根據麥克斯韋方程便可以重構出組織的電導率和介電常數分布情況。
3.1.2 MR-EPT逆問題描述
逆問題定義：通過仿真計算出來的B1+的幅值和相位估計出電導率分布，具體流程如圖 2所示。
圖2
MR-EPT成像原理圖
Figure2.
The imaging principle of MR-EPT
經研究證明，B1場的分布受成像組織EPs參數影響，兩者之間滿足麥克斯韋方程關系，因此可以利用高頻電磁場的知識來描述、研究B1場。通過均質分布下的亥姆霍茲方程可得出：
| $\sigma = {\text{lm}}\left( {\frac{{{\nabla ^2}B_1^ + }}{{B_1^ + }}} \right)\frac{1}{{{\mu _0}\omega }}$ |
| ${\varepsilon _r} = - \operatorname{Re} \left( {\frac{{{\nabla ^2}B_1^ + }}{{B_1^ + }}} \right)\frac{1}{{{\mu _0}{\varepsilon _0}{\omega ^2}}}$ |
通過安培定律和法拉第電磁感應定律結合得出MR-EPT的核心方程，直接表達EPs和射頻線圈感應磁場的關系：
| $ - {\nabla ^2}H = {\omega ^2}{\mu _0}{\varepsilon _c}H + \left( {\nabla {\varepsilon _c}/\nabla {\varepsilon _c}} \right) \times \left( {\nabla \times H} \right)$ |
H為笛卡爾坐標系下的射頻場強度，εc=εrε0-iσ/ω復介電常數。式(15)將生物組織電導率和射頻場強度直接聯系起來，因此可以作為MR-EPT的基礎理論方程。MRI不能直接測量射頻場的笛卡爾直角坐標下的分布，因此可以使用互惠定理將笛卡爾直角轉化為極坐標。假設電導率分布局部均勻，使用亥姆霍茲方程對式(16)進行簡化，使電導率分布和B1場分布(H1+和H1-)聯系起來，如式(15)所示通過測量B1場分布可以計算出絕對電導率的值。
| $ - {\nabla ^2}H_1^ + = {\omega ^2}{\mu _0} \cdot H_1^ + $ |
考慮到EPs分布的空間變異，EPs值和式(16)、(17)的EPs變化條件，將式(18)擴展為梯度公式如下：
| $\begin{gathered} - {\nabla ^2}H_1^ + = {\omega ^2}{\mu _0}{\varepsilon _c}H_1^ + - \left( {\partial H_1^ + /\partial z} \right)\left[ {\left( {\partial {\varepsilon _c}/{\partial _z}} \right)/{\varepsilon _c}} \right] \hfill \\ - \left( {\partial H_1^ + /\partial x - i\partial H_1^ + /\partial y} \right)\left[ {\partial {\varepsilon _c}/\partial x + i\partial {\varepsilon _c}/\partial y)/{\varepsilon _c}} \right] \hfill \\ \end{gathered} $ |
常用的鳥籠線圈由最后一級線圈激發的z方向磁場Hz，不但對激勵氫質子進動沒有作用，而且還會增加成像物體產生的額外歐姆損耗。改進后的橫向電磁射頻線圈將電流回路改為線圈的屏蔽層，線圈內由最后一級線圈激發的Hz分量被有效抑制，因此我們可以忽略Hz分量。
3.2 MR-EPT研究進展
2009年Katscher等[19]在3 T的MRI上實現了人體頭部EPs成像，并將之命名為MR-EPT。MR-EPT的研究大多在計算機仿真和模擬人體環境上進行，各種生理鹽水模擬的人體環境實驗和計算機仿真實驗為人體成像研究提供了參考，而人體試驗大多是在健康志愿者身上進行的，為以后的MR-EPT臨床患者檢查奠定了基礎。
3.2.1 模型和仿真實驗回顧
Stehning等[20]使用1.5 T的設備對7個健康的受試對象進行肝臟電導率成像，重建的電導率分布和文獻記載相符。Lier等[21]分別在1.5 T、3 T、7 T的設備上進行了一個研究實驗，探究基于亥姆霍茲方程的MR-EPT中，B0場的強度對成像效果的影響，結果表明：基于式(17)的成像方法中使用低場的MRI(1.5 T和3 T)和低介電常數且結構對稱的研究對象，得到的收發器相位仿真更為穩定；基于相位的電導率成像方法只在1.5 T和3 T的設備下適用；增強B0場強度，提高B1場分辨率和突出B1場的曲率都可以增強MR-EPT重建的精確度。因此在基于相位的電導率成像算法中，怎樣得到既穩定分辨率又高的圖像，是待解決的一大難題。Zhang等[22-24]在7 T的設備上使用多通道線圈在單室人體模型上進行了實驗，研究結果表明：可以通過數學推導得到可靠的B1場相位分布，并且不受收發線圈的精度和超高場下B1場的不均勻性影響，為B1場分布的數據推導提供了理論基礎，排除了諸多的影響因素。Wan等[25]提出的基于接受場(B1-)的MR-EPT成像方法，通過計算得到的B1-分布可以計算出電導率和介電常數。該算法在計算機仿真和假體實驗中都進行了可行性驗證，并得到了良好的成像結果。這種方法雖然應用于二維圖像，但對三維成像也有著一定的參考價值。Lee等[26]進行了MR-EPT中受限隨機噪聲信噪比理論研究，研究發現電導率和介電常數的信噪比與所研究感興趣區域的尺寸平方成正比；信噪比大小隨著主磁場的變化而變化；使用的信噪比公式可以用于最小輸入信噪比和感興趣區域尺寸估計，該實驗對如何提高成像信噪比有一定的參考作用。
3.2.2 人體試驗回顧
Katscher等[27]對一個患有乳腺癌的患者在3 T的設備上進行了成像研究，并使用圖像分割技術對感興趣區域進行突出，使用曲線擬合技術限制邊界偽影。該試驗將圖像處理技術和電磁成像技術進行了結合，同時為去除成像偽影技術研究提供了參考。Katscher等[28]又在8名乳腺病變患者身上進行了試驗研究(4例為惡性病變，4例良性病變)，對病變區域區域進行觀察發現：乳腺癌組織具有較高的電導率。Lee等[29-30]發表了乳腺癌組織具有較高的電導率的試驗結果，這三個試驗都對MR-EPT進行臨床疾病檢測的可行性進行了論證，為MR-EPT的臨床應用打下了基礎。Zhang等[22]首次將多通道線圈應用于人體試驗中，該試驗使用人腦的近似對稱性和基于B1相位檢索的高斯定律法，來估計B1場的分布信息，并計算得到基準線圈的發射場、接受場分布，以及它們的相位差。該試驗為減小重建偏差算法的研究提供了基礎。同年，Liu等[24]基于式(18)提出了一種常規EPs成像方法(general electrical properties tomography，gEPT)并在人體上進行了試驗，該方法通過整合空間中的▽lnεc，進而得出體內EPs的分布，并給出了電導率和介電常數重建圖。2014年Liu等[31]又提出了基于梯度的腦組織MR-EPT成像技術，這種基于梯度概念的MR-EPT大幅度改進了組織的邊界重建，極大地提高了對噪聲測量的魯棒性，兩個重建圖像的解剖邊界和大腦結構都比T1加權圖像要清晰，并且在300 MHz時重建得到的EPs值和文獻記錄相近。Huhndorf等[32]使用穩態自由進動在1.5 T和3 T的MRI設備對12例原發性腦腫瘤、轉移腦腫瘤和切除后的原發腦瘤患者進行了試驗，試驗表明幕上局部原發性腦腫瘤比健康的幕上白質電導率高，幕下腫瘤的電導率比幕下白質小或者相等。
3.2.3 局部SAR估計
高磁場和超高磁場MRI的使用可以顯著提高成像分辨率，但高場和超高場下人體吸收電磁波產生熱的比吸收率(specific absorption rate，SAR)也顯著提高，已經成為高場和超高場成像的一個重大安全問題，而MR-EPT在快速計算SAR中起到重要作用。組織吸收電磁波產生熱量的大小用SAR表示：
| ${\text{SAR = }}\frac{{\sigma \left( {{{\left| {{E_x}} \right|}^2} + {{\left| {{E_y}} \right|}^2} + {{\left| {{E_z}} \right|}^2}} \right)}}{{2\rho }}$ |
Ex、Ey、Ez分別是射頻場笛卡爾坐標下x、y、z三個方向上的分量，ρ為成像體的密度，σ是磁通密度。z方向磁場強度Hz不但對激勵氫質子進動沒有作用，而且還會增加成像物體產生的額外歐姆損耗，因此鳥籠線圈和橫向電磁射頻線圈中Hz可以被忽略。Ex、Ey和Ez可以通過安培定律計算出來，進而可以計算出組織的局部SAR值。多通道傳輸已經在超高場B1不均勻補償算法中廣泛運用，國際安全標準下的實時和特定的局部SAR定量監測在超高的B1均勻場和并行傳輸中具有巨大的潛力。
Voigt等[33]在基于亥姆霍茲算法和收發相位假設的基礎上，使用正交線圈在1.5 T和3 T的MRI設備上進行人體試驗，得到了人體局部SAR分布，且試驗得到的SAR和文獻記載相近，同年Katscher等[34]又提出了一種對具體條件下患者SAR進行測量的方法。該方法使用麥克斯韋程，通過射頻線圈的傳輸靈敏度來估計局部SAR值。通過這種方法可以在5 min內計算出精確的大腦局部區域SAR值，提高了人體SAR成像速度，讓SAR技術向實時檢測又邁出了一步。Zhang等[35]使用復合B1成像法和基于式(18)的MR-EPT算法在7 T的MRI設備上使用多通道線圈進行了人腦局部SAR計算，該試驗為使用B1場分布快速計算SAR值算法的研究提供了參考。
4 結論
根據組織病變早期EPs變化早于組織形態變化的特點，EIT、MREIT、MR-EPT等基于EPs的成像方法在早期診斷上比X光、CT等影像方法更具有優勢。如表 1所示，是EPs成像方法的幾個研究方向對比。
表1
EPs成像方法對比
Table1.
Compare of electrical properties methods
隨著各種EPs成像算法和設備的飛速發展，基于EPs的成像算法離大規模的臨床應用又進了一步。EIT成像隨著從二維到三維成像算法的發展，可以為診斷提供更為豐富的數據；MREIT技術也在不斷改進，成像分辨率、對比度、信噪比等方面都得到了提高。
近年來的MR-EPT研究一直在人體組織EPs的分段均勻假設的基礎上進行的，但這種假設并不能充分體現人體組織的復雜程度，基于不均勻假設的EPs成像技術將是未來幾年MR-EPT發展的一個新方向。MR-EPT成像中，抑制高場下SAR值也是一個迫切需要解決的問題，隨著各種基于B1場分布進行SAR快速估計的算法的提出，實時檢測SAR的技術也將成為未來MR-EPT成像研究的一個熱點。通過對SAR的實時觀察，將人體組織發熱控制在安全范圍內將是MR-EPT向臨床應用邁進中重要的一步，而且SAR在手機、電腦對人體輻射的檢測和控制上有著巨大的前景。MR-EPT的應用也不僅僅局限于對人體組織的成像研究，參考EIT和MREIT的應用，MR-EPT在空間探測方面也具有一定的研究價值。
