作者：中华医学会超声医学分会
出版社：人民卫生出版社
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超声E成像临床应用指南试读：
版权页图书在版编目（CIP）数据
超声E成像临床应用指南/中华医学会超声医学分会组织编写.—北京：人民卫生出版社，2018
ISBN 978-7-117-26423-5
Ⅰ.①超… Ⅱ.①中… Ⅲ.①超声波诊断-超声成象-指南 Ⅳ.①R445.1-62②O426.2-62
中国版本图书馆CIP数据核字（2018）第066281号人卫智网 www.ipmph.com 医学教育、学术、考试、健康，购书智慧智能综合服务平台人卫官网 www.pmph.com 人卫官方资讯发布平台
版权所有，侵权必究！超声E成像临床应用指南
组织编写：中华医学会超声医学分会
出版发行：人民卫生出版社有限公司 人民卫生电子音像出版社有限公司
地 址：北京市朝阳区潘家园南里19号
邮 编：100021
E - mail：ipmph@pmph.com
制作单位：人民卫生电子音像出版社有限公司
排 版：人民卫生电子音像出版社有限公司
制作时间：2018年12月
版 本 号：V1.0
格 式：mobi
标准书号：ISBN 978-7-117-26423-5
策划编辑：潘雪
责任编辑：潘雪打击盗版举报电话：010-59787491 E-mail：WQ @ pmph.com注：本电子书不包含增值服务内容，如需阅览，可购买正版纸质图书。
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谢晓燕 中山大学附属第一医院
雷凯荣 同济大学附属杨浦医院
詹维伟 上海交通大学医学院附属瑞金医院
薛红元 河北省人民医院
薛改琴 山西省肿瘤医院
薛恩生 福建医科大学附属协和医院序
多年的合作，我已经成为中国超声界的朋友和伙伴，因此非常荣幸能够在此介绍《超声E成像临床应用指南》。
超声弹性成像的应用最早从肝脏硬度开始不断发展，尤其在作为新的成像模式加入全身性超声设备、进入临床并广泛应用以来，其重要性日益凸显。值得一提的是，在过去的几年间，全世界范围内超声弹性成像不同临床应用的指南和推荐意见多有面世。第一份超声弹性成像指南由欧洲超声医学与生物学联合会（EFSUMB）在2013年发表，并于2017年更新。紧接着，世界超声医学与生物学联合会（WFSUMB）指南公布。在以上这些欧超联和世超联的指南中，部分推荐指导意见在当时只有不算多的可靠临床数据研究结果能够提供证据支持，所以与E成像在日常超声临床工作中的实际应用价值相比，当时的部分推荐等级从循证角度看其实是相对较低的。
对于任何一种新的诊断或者治疗工具来说，它的推广和指南编制的目的在于：这种新的、通常也很有价值的手段，或还没能来得及得到高质量的临床实验结果支持。中国的超声E成像临床应用指南新近编撰，对近年新发表的临床研究证据进行了综合性的概览，并加入了最新的有影响力的中国多中心研究数据，使得其指南更加适合中国的临床需求，同时也展示了中国最新发表的文献数据和丰富经验。与前文提到的众多已发表指南一起，中国的这项卓越合作成果将进一步阐述和完善超声主要弹性成像手段在肝脏、甲状腺、乳腺和肌骨等疾病诊断中的临床应用价值。不论对于初学者还是经验丰富的专家，这本临床指南都会成为整个超声弹性成像行业的主要参考规范。现今中国做了大量关于E成像各领域应用的前瞻性研究，作为欧洲的同行，我对这些研究的数量和力度表示钦佩。我因此确信，不需要太长时间，就会有更多的中国超声E成像临床应用的成果出现，这些成果必将更加完善我们对于这一令人着迷的超声新模式的认识。
作为前任欧洲超声医学与生物学联合会（EFSUMB）主席，请允许我推荐欧超联的每月病例分享（Case of the Month），里面也在展示超声E成像的临床应用实例。这些病例被翻译成14种语言，包括中文（由崔新武教授翻译），可以在欧超联主页进行查看。
此致前欧洲超声医学与生物学联合会（EFSUMB）主席世界超声医学与生物学联合会（WFUMB）第一副主席Foreword英文原件
For many years I have been a partner and friend of Chinese ultrasound activities. Therefore I am honored and privileged to introduce the “Chinese Guidelines and Recommendations on the Clinical Use of Ultrasound Elastography”.
The introduction of new developments in liver elastography，such as incorporation in general ultrasound machines，and thus its more widespread availability have resulted in it gaining importance. It is worth mentioning that over the last years Guidelines and Recommendations regarding different ultrasound elastography applications have been published.The first elastography guidelines were published by the European Federation for Ultrasound in Medicine and Biology（EFSUMB）in 2013 and updated in 2017. The World Federation of Ultrasound in Medicine and Biology（WFUMB）guidelines followed thereafter. For some of the recommendations reported in the previous EFSUMB and WFUMB guidelines there were few controlled trials to support the strength of evidence. Therefore，level of evidence for some recommendations have been relatively weak in comparison to its clinical value in routine practice.
The introduction of any new diagnostic or treatment tools and guidelines typically follows a pattern. New and often valuable methods are often not supported by high quality clinical trials.The Chinese Guidelines and Recommendations on the Clinical Use of Ultrasound Elastography provide a comprehensive overview of current evidence. The brand new Chinese guidelines include new predominantly Chinese data which allow adoption to the special needs of China and also express the huge knowledge and published evidence in current Chinese literature.As with the mentioned previous published guidelines this impressive Chinese cooperative project recognizes the clinical value of the use of elastography，both strain and shear wave techniques，in the evaluation of liver and other organ pathology including the thyroid，breast and musculoskeletal applications. These new and impressive guidelines should be a major reference for both beginners and experts performing elastography. As a European I admire the frequency and strength of current Chinese prospective studies dealing with all kinds of elastograph applications. Therefore，I am sure that in a short period of time we will experience more Chinese studies on elastography completing our knowledge on these fascinating new technologies.
As Past-EFSUMB President please allow me to highlight the EFSUMB Cases of the Month，which also give examples of the use of elastography. The Cases of the Month have been translated into 14 different languages including Chinese translated by Professor Xin-Wu Cui.
CordiallyProf. Dr. Christoph F. Dietrich，MBAEFSUMB Past PresidentWFUMB Vice President第一章 超声E成像技术和原理“触诊”是最古老的诊断技术之一。早在5000多年前的埃及法老时代，当时的医生就已经懂得使用触摸方式了解组织硬度，并且明白如果某个器官内出现较硬的肿物至今，同时也在外科手术中被用于寻找病变组织。但是，触诊的应用局限于体表可触及的组织器官，阳性检出率和空间辨识度低，而且主观性强。
应用无创方法检测组织硬度这一机械特性的超声弹性成像（elastography，以下简称超声E成像）模式，其研发目的就是为了克服以上局限性，关注的物理学特性是组织的硬度，其量化参数是杨氏模量，单位：千帕（kPa）。近年来，检测技术和临床应用发展迅速。从2014年开始，中国近百家三甲医院相继组织和开展了乳腺、肝脏、肌骨和甲状腺的E成像临床应用多中心研究，为相关规范和指标的确定提供了大样本数据基础。与此同时，超声E成像技术进入快速临床普及阶段。因此，有必要编撰中国的超声E成像临床应用专家推荐指南，以对临床使用进行规范和指导。
本指南主要分为两部分：第一部分介绍相关技术背景和基础原理；第二部分分类讲解各主要器官的临床应用及建议。希望这些推荐、建议能够帮助E成像的使用者和即将使用者充分理解基础原理、技术优势和局限性，以期指导临床正确使用和发挥最大价值。
与组织硬度相关的各种检测和成像方法众多，但基础方面，或者是致力于显示组织之间硬度的对比差异，或测量其定量数值，或显示其数值高低和分布情况。其中有一些关键基础知识需要清楚。一方面是检测方法，通常应用超声间接测量组织的机械特性：生成定性应变图像，或者进行剪切波速度测量或成像。另外，激励方法也有不同：使用动态激励产生剪切波，或者静态/准静态压力产生应变。这些基础知识，都将在本章中进行介绍。一、基础概论
形象来说，弹性E成像就像是深部“触诊”。传统的灰阶超声诊断是显示软组织声特性阻抗的差别，而基于超声的E成像模式则能显示软组织机械特性（如弹性）的差别。E成像的好处在于，超声的回声强度与组织的机械特性是相对独立的两种物理特性，也就是说，声学特征相似的软组织，其机械特性可能有很大差别。这使得我们可以用灰阶成像来清晰地显示解剖结构，同时，还可能利用E成像来区分不同组织的机械特性。
众所周知，组织硬度改变与多种疾病相关，例如恶性肿瘤、肝纤维化、动脉粥样硬化等，已有MRI可用于评价。而超声领域近十年才开始出现能够客观、定性或定量评估组织硬度的超声E成像技术。这类技术在临床上的一些典型应用包括：
1.组织病变的早期发现及鉴别诊断。因为病变形态学改变不明显时组织硬度可能已发生改变，而E成像可有效反映这种改变。
2.提升相关疾病的诊断准确性，例如癌症、慢性肝炎及动脉粥样硬化中病变程度、进展的评估。
3.治疗反应的评估，例如射频消融与化疗等。
对于非粘弹性均质材料，其硬度可用弹性模量来表示；但如果是生物组织，其硬度取决于多种因素，包括组织内脂肪、纤维的含量等。此外，生物组织的弹性本身具有各向异性、粘性及非线性，会因形变方向、程度及比率不同而不同。然而，即使弹性模量计算基于的假设并没有考虑这些因素，它与疾病的相关性依然高度相关。如表1-1所示，用机械测量法测得的切除乳腺癌组织的弹性模量值明显高于正常［1，2］腺体组织，这也是E成像可用于评估组织病变的重要原因。［2］表1-1 乳腺组织杨氏模量值注：DCIS：导管原位癌；IDC：浸润性导管癌
软组织弹性用弹性模量来表示，例如杨氏模量（E）和剪切模量（G），分别表征组织抵抗压缩及剪切形变的能力，目前已商用的弹性成像仪器相对于直接测得组织形变量而言，这些模量通常由以下两种方法获得：
外部施压σ并测量应变ε后，应用以下公式（1）计算E（胡克定律）：
激发剪切波并测得其传播速度Cs后，应用公式（2）计算E或G：
这里我们假设一个不可压缩的软组织介质泊松比θ的近似值为0.5，组织密度ρ约等于1。因而对于绝大多数假定不可压缩的各向同性组织，其杨氏模量约等于剪切模量的3倍，或约等于剪切波传播速度2次方的3倍，即
虽然超声评估组织弹性的工作最早可追溯至20世纪70年代［3］［4-6］
，但是以上两种方法的相关研究却都始于20世纪90年代。根据外部施加机械激励的不同，方法1称为静态法，又称为应变弹性成像（SE）；方法2称为动态法，又称为剪切波E成像（SWE）。
不论是以上哪种方法，通常现有的弹性测量及成像方法都会引入机械激励并监测由此引发的组织反应，依据与组织剪切形变和弹性回复力相关的检测进行生物力学特性的测量和显示。就此而言，各种不同的成像模式都被统一到一个问题：即如何显示出组织之间弹性模量［7］的差别这一重要信息。
用于产生组织形变的力可以有很多种，如在体表进行按压或振动、借助于体内生理运动。也可以通过电子控制超声探头在指定深度或区域产生声辐射力（acoustic radiation force）。但是无论是采用哪种激励力，力在组织内都会发生分散和衰减，其程度与组织特性密切相关。
声辐射力的大小，与声束推动区域的时间平均强度I及该部位振幅吸收系数α成正比，与声速c成反比，并可因该部位超声的反射或散射而增强。如果不考虑反射和散射的存在，声辐射力强度F=2αI/［8］c。其实所有声束都会伴随这样的声辐射力，只不过常规超声诊断应用短脉冲（<2μs），所产生的声辐射力强度太小，不足以激发可测量的组织位移。为了产生能够检测到的微米级别的组织位移，需要设计发射相对长的脉冲（50～1000μs）并使声束聚焦。
另外有几个与超声E成像相关的问题需要说明：（一）应用超声进行剪切波E成像的技术原理
超声是一种纵波，在软组织内的传播速度范围是1350～1600m/s，［9］而剪切波的传播速度与之相比要慢得多，大约1～10m/s。与核磁E成像相比，这样的速度差使得超声有可能被应用于精确测量剪切形变的传播过程。超声的高分辨率（毫米级别）也有利于检测非常小的组织质点位移。另外，超声图像的斑点类型图像，对于没有确切组织结构可追踪的情况，仍然能够帮助测量组织位移。这些特点都是超声E成像之所以在临床应用普及方面较其他影像学方法更为快速的原因之一。（二）超声E型成像与B型灰阶图像的区别
超声波与剪切波传播所依赖组织的特性不同，前者依赖组织的声特性阻抗，后者依赖组织的剪切模量。这就导致两种成像的原理有所区别，即不同种类软组织的剪切模量相对差异可能非常大，最高可达5个数量级，而它们的声特性阻抗差异可能并不大。另一个重要区别是超声波可在流体中传播，且其传播速度与声能吸收很大程度上取决于软组织的分子组成，但剪切波不能在非粘性的纯流体中传播，它主要通过连续弹性组织结构来传递。因为超声波散射发生在较大结构水平，但也可以发生在细胞水平，所以不要求结构是连续的。例如，盐溶液中的稀释悬浮细胞会造成超声散射，但不支持剪切形变或剪切波，也就是说剪切波在液体中或摩擦连续中断的组织中不能传播。最后，也是非常重要的一点，不同于超声波传播与散射的情况，大部分软组织的剪切模量随着血管和介质的压力增加而增加。
以上这些基础物理特征奠定了弹性成像呈现病变组织的高度敏感性，一些情况下可显现传统超声成像不能发现的病变。（三）杨氏模量E与剪切模量G的关系
在组织内产生剪切波的一个必要条件是要施加一个动态的力，在局部组织内产生短暂的剪切形变，就会在组织内以剪切波的形式向外传播。经过检测，能够得到剪切波的传播速度Cs（单位：m/s）。假设剪切波速度不受振源大小和频率的影响，也与组织的位置和方向无关，那么应用剪切波速度Cs就能够通过公式（3）推算出杨氏模量E2或者剪切模量G，E=3 ρ C，而G=E/3（假设组织是不可压缩的），s其中ρ是组织的密度，E和G的单位用千帕（kPa）表示。
实际应用中，有些设备支持使用者自行选择显示剪切波速度或者模量，但大部分设备为固定设置、不能自选（通常是由于认证监管原因，如FDA等）。
需要说明的一点是，具备剪切波E成像的超声设备通常显示杨氏模量E，而核磁E成像（MRE）的相关文献多使用剪切模量G。读者在阅读文献过程中，需要理解并识别二者的差别，因为两种模量单位相同（kPa），但E=3G。在发表研究结果时，也需要注明所使用的是哪种模量和相关计算公式。二、超声弹性成像技术分类和原理
所有与弹性相关的超声成像技术，都是通过超声测量施加激励，组织内部的剪切形变之后进行分析或成像的。表1-2参考欧洲超声医学和生物联合会（2013，2017）及世界超声医学和生物联合会［10-12］（2015）的超声弹性成像指南中的技术分类方法，对这些技术进行整理和列举。从表格中我们可以看出，施力类型是决定检测方法的重要因素之一（表1-2第二列）。如果外力的变化慢于形变传播时间，比如探头加压或者生理运动，就是准静态。应用静态或准静态方式很难获得组织实际所受的应力值，因此无法定量组织的弹性模量，需与周围参照组织或体模对比得到相对对比值。动态激励方式的应用，使组织弹性绝对定量值的测量成为可能。动态激励包括脉冲式和连续式振动，可以在体表以机械方式产生，或者利用声辐射力在体内产生。表1-2中只列出了脉冲式动态激励，这是因为目前所有应用［13，14］于临床的超声测量方式都是脉冲式的，连续式只应用于核磁弹性成像（MRE）。［10-12］表1-2 超声弹性相关成像技术一览续表
对于弹性信号采集和处理，各种不同的超声设备基本都是基于组织位移的测量，应用互相关追踪、多普勒或者其他信号检测和处理技术来定量空间位置与时间参数。不同的弹性成像会应用不同的方法处理这些位移数据，进而生成不同的组织硬度量化显示（见表1-2第四列），大致可分为三种模式：（一）静态应变成像
应变成像早在20世纪70年代开始出现，由Ophir在1991年正式提［4］出，是最早应用于临床的超声弹性成像方法。利用准静态法如手动/探头压迫或心血管/呼吸运动等诱发组织形变/应变，然后通过测量组织形变/应变程度进行成像，显示感兴趣区内应变的分布。1.基本原理［13］图1-1 应变成像（SE）技术原理当延声束发射方向对组织施加一个轻微的压力时，主要的位移会发生在声束传播方向上，组织形变可近似理解为一维弹簧模型；可根据施压前后图像的变化计算出各点的轴向位移d（z），之后能够计算出应变ε，最后依据应变大小进行编码成像
如图1-1所示，当使用探头沿着声束传播方向对组织施加一个轻微的压力时，通过对比施压前后的回声信号，即可计算出图像各点的位移变化。应变ε即单位长度内相邻两点的形变比值。上文中的公式（1）显示，杨氏模量E可由应力σ和应变ε计算得出。但是由于在生物体内很难计算出应力值的分布，所以只能假设其均匀一致（但实际上随深度的变化，应力差异很大）。在这样的假设条件下，杨氏模量与应变成反比，即较硬的组织杨氏模量值更高，但应变ε更小。因此应变ε可以间接反映组织的相对硬度情况。
不管是利用超声探头手动施压，还是呼吸心跳等人体生理运动均会造成组织移动，应变成像（SE）技术利用射频回波相关追踪或者［15，16］多普勒处理技术，计算连续采集的，在施力方向上的组织内部位移变化，再与施力前组织位置进行参考对比，利用移动窗口轴向-梯度评估器将轴向位移图像转换成应变图像。
考虑到在体表手动加压这一形式，在浅表组织如乳腺和甲状腺的［17，18］常规诊断深度内，应变成像是可行的。但是对于深部器官如肝脏，应力很难传导到所需深度，所以成像将会受到很大限制。临床中利用心血管搏动或呼吸的压力进行应变成像也是可选的解决方法［19］。
应变是组织硬度的相对指标，会随施压力的变化而改变。如上文所述，基于其公式原理，理论上需要知道应力的分布情况，才能对各组织进行定量对比，而对于活体来说，这几乎是不能实现的，所以应变成像本质上是对感兴趣区施加相同的力引起其内不同组织应变差异的显示，即不同组织对施加力的反应差异的对比显示，是一种定性的［20］方法。因此，应变E成像时选择的感兴趣区必须包含足够的非病变组织，而且施加的力大致均匀，才能较客观地反映病变组织的相对硬度。也有一些理论尝试在一些特定假设条件下，使用应变或位移估算弹性模量，但实际应用价值还需观察。基于应变弹性成像的原理，［21］临床常用一些非定量指标，如应变比（应变图像上肿瘤大小与［22］灰阶图像大小的比值、肿瘤与脂肪应变的比值）等评估组织硬度的差别（图1-2）。2.应变成像半定量分析方法
基于应变观察结果的弹性分析方法，是解决“反问题”的一个典［23］型例子。在分析应变图的时候，最简单的方法就是假设应力均匀分布且其数值都等于1，这样弹性模量就等于应变的反比。但是在实际操作中很难对组织施加相同的应力，而且很多不同的影响因素使这个假设不成立。所以，当应用病变内应变图像的亮度或者颜色进行评分或测量时，必须考虑到其影响因素。需要关注以下重要内容：
A. 病变与背景组织应变对比评分；
B. 计算应变比这一相对数值；
C. 利用应变分布图进行评分；
D. 考虑病变内应变分布的均匀程度（如直方图分析）。
也就是说，在评价应变相对大小和计算应变比的时候，需要依靠［24，25］经验挑选与靶目标所受应力尽量接近的背景组织，通常选取同一深度组织进行对比。而评价应变图像类型或均匀程度，需要将可能的应变分布考虑在内。这些都是进行半定量分析时比较难的操作［26］步骤。目前的临床操作中，弹性评分是比较常用的分析方法。图1-2 应变图的非定量测量方法A.显示应变比的测量方法，要注意的是，必须选取同一深度的周围组织进行对比，或与皮下脂肪进行对比，但必须说明并且保持标准一致；B.显示E/B比值，即弹性图与灰阶图所显示的病灶大小比值3.应变成像的伪像与影响因素
因为组织内的应力分布并非均匀一致，应变图像对比度（亮度或者颜色）受到除了组织硬度之外的诸多因素影响。例如，探头与皮肤之间的摩擦力会减少应变的产生，而好的润滑作用对应变产生有利；小范围的施压，会导致应力和应变的传导和均匀性受到影响（图1-3）；当较硬的病变处在柔软背景组织中时，会产生“应力集中”（马耳他十字）伪像；光滑大界面可能导致边界组织增强效应。因此，如果应变图上出现明显的异常表现，需要关注是否能在B型图像上见到相应的结构，并结合多个切面进行观察。图1-3 施压范围对应变图像的影响左上图显示探头中心的局部施压所产生的应变局限于施压区域下方，而且随深度增加快速衰减；应用与成像范围相等甚至更大的加压，有助于产生更为均匀的应变分布（左下［27］［28］图）并达到更佳的穿透深度；右图是一种探头接触面延展器，能够帮助实现更大范围的均匀加压
另外需要注意其他影响应变成像的因素。例如，位于成像平面外的某些结构的硬度影响平面内组织的应变大小；组织之间的光滑界面可能间断性显示出更高的轴向应变，而界面之外呈现不均匀的低应变［29-31］；缓慢加压时，液体周围的组织显示出随时间变化而应变减［32］低。除了组织弹性之外，影响应变的因素很多，因此需要谨慎使用技术和科学解读图像，尽量减少影响因素的干扰，才能为临床诊断提供有益信息。与灰阶超声诊断类似，对伪像的正确认知能够帮助我们对组织类型进行判断，如应力集中伪像、光滑界面伪像等，甚至能够利用伪像来提高较硬结构和边界的识别。
比较难以识别的混杂因素是，应变成像本质上会降低杨氏模量对［33，34］比度，尤其是在比较硬的背景里嵌入一个相对软的结构时，周围的硬壳阻挡了内部产生应有的应变，应变成像因此难以显示内部结构，这种现象被命名为“蛋壳”效应。在临床应用中，由于内部的软质成分并不显示出应有的高应变，所以这种伪像基本上很难被正确识别。更复杂的情况，例如软组织背景中的较硬肿瘤，如果其中心存在软的内容物（如坏死等），即使内部组织回声足够提供应变信号，由于“外壳”的影响，仍然无法测量内部硬度区别而显示成整体硬度增高的图像特征。4.临床应用静态应变成像时如何避免混杂因素干扰
以下因素对获得良好应变图像有利：
A. 目标病变尽量靠近探头（<3～4cm）；
B. 施加尽量轻微的压力；
C. 尽量选取相对均匀组织；
D. 避免成像区域前方和区域内的解剖平面出现滑动位移；
E. 与组织边界保持一定的距离；
F. 周围没有会减弱剪切应力的结构（如大血管）；
G. 使用尽量宽的应力源（施压范围）；
H. 理解施加应力的位置与成像位置的对应关系；
I. 尽量减少靶目标数量。
尽管应变成像模式目前是商用仪器上应用最广泛的弹性成像方法，但却是在肝脏上使用最少的方法，从成像原理不难理解其原因。目前，某些仪器的应变成像技术发展趋向于更实用、更敏感：包括利用更高的显示帧频及像素质控法提高实用性；依赖非自主手运动或生理运动来提高敏感性，允许使用更少或不使用触诊即可获得有用的应变图，但是其相关的商用仪器在成像伪像及应用限制方面改善不明显。（二）声辐射力脉冲应变成像
上文中的静态应变成像，原理是通过位移估算应变。但是其手动的激励方式一致性较低，因而有了声辐射力脉冲（AFRI）这种声能机械性激励的方式。在这种新的激励方式下，依然是通过声速方向的位移来估算形变，所以本质上是应变成像。由于ARFI是在组织内部进行小范围局部激励，所以比较适合测量组织深部应变从而进行成像。传统应变成像模式是在体表较大区域内施加压力的“应变”，更适合测量形变，因此对于浅表组织的测量则相对稳定。
利用声辐射力聚焦，在一条特定线上产生推力，激励组织产生位移（应变），在此之前及推力之后快速发射声脉冲检测组织回波位置和/或频谱，计算推力线上单个聚焦点及其附近部位的轴向位移；然后再在感兴趣区（ROI）内多个线上重复发射这种脉冲序列，才能完成ROI内组织位移的测量并形成应变图像。位移和应变都与组织硬度相关，所以这种成像方法提供的信息与应变成像类似。两者也都受组织几何形态的影响，因而这两种成像方法都不能提供组织弹性模量的定量值，影响因素和伪像识别也基本相似。（三）剪切波成像
剪切波成像（SWE）是基于剪切波速度的测量和成像方法，直接测得的物理量都是剪切波速度本身，杨氏模量是由公式（2）转换得来的，其假设条件是介质为密度恒定、均匀、各向同性、不可压缩的材料。但是人体组织不能满足上述假设条件，必然会受到诸多因素的影响。目前关于剪切波成像的商用技术及其特点如下：1.瞬时弹性成像（transient elastography，TE）
TE临床应用较早。在肝脏弹性测量方面积累了较成熟的经验，［35-37］通常在非影像科室使用。TE并不使用传统概念上的超声探头，它的“探头”是一个圆形的A型超声换能器，同时还具备一个可控机械振动源（“冲击”体表的活塞），以一定的推力对体表施以50Hz的［38］低频推动，以此产生瞬时剪切形变，向组织内传播。在这条直线上，利用超声A型射频回波信号获得距肝表面4cm以内（此范围内，剪切波还未衰减到无法检测）近场区域范围内的一个剪切波平均速度值，屏幕显示如图1-4所示的M型位移-时间示意图，结果为公式（2）计算出的杨氏模量值（单位：kPa）。虽然名称为瞬时弹性成像，但它并不是唯一使用瞬时推力的成像方法，实际上表1-2中所有的动态成像方法都使用瞬时推力。图1-4 瞬时弹性成像屏幕示意图屏幕显示单线A超图和体表振动激励之后的M型位移-时间曲线示意图
由于瞬时弹性成像不能显示B型灰阶组织解剖结构的超声图像，因此数据测量过程中缺乏二维图像的引导。由于剪切波是横波，在液体内无法传播，所以在体表推动产生剪切波之后，如果遇到腹水则无法向深部组织传播，腹水患者无法测量；肥胖会影响信号的获取，降低检测成功率。另一方面，在肋间产生剪切波时，肋骨的支撑作用可能成为混杂因素之一，因为它改变了探头的预施压大小，而根据人体组织的非线性特征，应力增大则测得的硬度会变高。2.单点剪切波成像（point shear wave elastography，pSWE）
在组织内一定深度施以声辐射力，产生的剪切波以沿着聚焦推力脉冲轴向分布的对称圆柱形向外传播，但在聚焦深度水平，剪切波最强（图1-5）。利用相关追踪或多普勒原理即可测量剪切波导致的组织微小位移。依据Nightingale等提出的方法，应用ARFI原理产生剪切［39］波，再利用相邻的超声束检测从聚焦点出发沿侧向传播到感兴趣区（ROI）的到达时间，即可计算得出ROI区域内的平均传播速度。与TE技术一样，它提供的是局部剪切波速度（单位：m/s）或者杨氏模量（单位：kPa）的平均值，也不能生成弹性图，因而被称为单点剪切波测量技术。但是它可以利用超声图像引导放置ROI，相对避免了TE的“盲测”；另外，由于是在组织内部聚焦产生剪切波，所以相对来说不受腹水的影响。目前主要应用于肝脏剪切波测量。图1-5 单点聚焦声束产生的声辐射力3.多维剪切波E成像（2D-SWE，3D-SWE）
以上所述pSWE法再扩展，可以想象在更大的ROI区域内，多点连续激发ARFI聚焦（推力），然后在横向线上检测每一聚焦点激发剪切波的到达时间，可得到此区域内剪切波图像。这样产生的多块小图像可拼凑镶嵌成一幅大的2D-SWE图像，以灰阶或彩色编码显示。这幅图像可叠加显示在B型灰阶图像上，或者与B型图像并列单独显示，其图像透明度和颜色显示标尺（以kPpa或m/s为标准）均可调节。除了直接观察颜色分布，还可用测量工具进行定量分析，将ROI放置在需要的位置，即可获得剪切波速度或杨氏模量的定量统计数据，如均值、标准差、最小及最大值等（因存在测值数据丢失，最小值通常没有意义）。
可以想见，连续进行ARFI推动、然后在多个推力点测量是需要一定时间的。有些技术实现这个过程后可创建一次剪切波图像，再经过数秒的探头冷却时间以后，用户出发命令可再次重复此过程。但这种单点转化为多点的聚焦方式产生的剪切波相对微弱，传播距离大约几毫米，如果想要产生足够强的剪切波，就需要更大声强的推动，进而需要增加聚焦处的声功率，但这又会导致探头过热以及声功率的超［40，41］标。这方面，各家之间的区别主要体现在实现方法及取样帧频上。目前大部分厂家如Siemens、Toshiba等采用了传统点式ARFI推力法，成像方式基本相同。还有GE使用“梳状推力”技术同时在几个ARFI线上产生推力，因而激发的剪切波从不同推力线出发并越过彼此，系统分析一特定深度上横向位置的到达时间，并利用傅立叶域滤波分离左向及右向传输波进行检测。以上技术都是使用传统（硬件）声束形成器，其实时性和ROI取样范围均不理想，应用会受到一定限制，但临床尚可接受。
实时剪切波E成像（SuperSonic Imagine，SSI，法国声科）技术利用沿超声声束分布的轴向快速移动的多个推力聚焦点，在E成像ROI内产生多条推力线，以此法激发产生的剪切波由于利用了马赫圆［42，43］锥效应（图1-6），所以可以在低于单点静态聚焦法的声辐射力能量下，反而产生更大范围的剪切波，且衰减更慢。每幅图像需由4～6个马赫圆锥脉冲激励序列组合完成，具体数量由感兴趣区域大小决定（图1-7）。该技术在捕捉剪切波时，利用平面波技术和高度平行的接收声束形成技术（软硬件复合声束形成器），不需重复多次ARFI推动，就可以在整个感兴趣区范围内的多点同时检测剪切波到达时间，生成实时二维剪切波速度/组织硬度图（图1-7），最终以红蓝彩色编码的形式与B型灰阶图像叠加或并列显示。［43，44］图1-6 马赫圆锥脉冲推力示意图和超声检测图像左图显示在极短的时间间隔内，以超过剪切波传播速度的高速模式进行多点快速依次聚焦，就会形成向左右两侧传播的大幅波阵面，这就是所谓的马赫圆锥脉冲激励序列；右图示马赫圆锥脉冲激励产生的剪切波，在包含一个较硬内含物（红圈部分）的介质内的传播情况。由于剪切波在较硬的组织内传播更快，因而导致波阵平面发生形变（在2ms和5ms时显示为直线的波阵面，在10ms时出现弧形外凸）图1-7 超声E成像编码成像原理A.显示多个马赫圆锥脉冲激励线，合成一幅E超图像，马赫圆锥的数量取决于感兴趣区的大小；B.最终生成的实时二维剪切波速度/组织硬度图，最终以红蓝彩色编码的形式与B型灰阶图像叠加或并列显示，量程彩色柱中蓝色表示杨氏模量值较低（软），红色表示杨氏模量值较高（硬）
超声剪切波E成像的剪切波速度评估质控指标，通常是在图像质量严重下降时采取了合理的手段调整图像显示，例如去除E图像上有问题的像素点或将其转为黑色，以使B型灰阶图像能正常显示。特别是当信噪比随深度增加而衰退明显时，系统会做出这种调整，这也限制了E成像的穿透力。另外还有质控参数、传播图、质控图等其他质量评估方法。ROI宽度通常可设置到数厘米，超声剪切波E成像的可穿透深度可达8cm以上，但这会依赖于使用的仪器与探头类型。
到目前为止，三维剪切波E成像（3D-SWE）定量的延伸受限于三维探头，需内含机械扫描二维传感器序列并具备较高速的采集能力。声科影像（SuperSonic）的设备上具备此特点，可发挥其E成像的实时性优势，获取三维E成像的图像群，然后进行组织硬度容积重建（图 1-8）。
与既往的其他技术相比，剪切波E成像模式受操作者主观性的影响比较小。实际操作过程中需要注意的问题主要是软组织具有应力-应变的非线性特征，也就是说施加压力会导致局部浅表组织硬度增高，而在体表附近产生压力伪像，所以在进行浅表组织成像时一定要尽可能地减小探头压力，比如尽量多地使用耦合剂。而对于肝脏E成像检查来说，由于肋骨的保护，探头压力难以传导到肝脏内，所以推荐选择肋间扫查，此时压力就不是主要影响因素了。
可能影响剪切波成像图像质量和信噪比的因素包括：声辐射力的大小，振动的衰减，激励声能量的吸收和反射，超声散射体密度，组织连续性，极高或极低的剪切波速度，剪切波的散射、反射或折射等。因此，虽然剪切波在纯非粘性液体中不传播，也就是说E图像上应该显示无信号（黑色），但B型图像上回声信号缺失并不一定伴有E成像的信号缺失，应该注意部分容积效应可能导致部分囊性结构内有信号出现，或者类似的背景组织可能对剪切波测值产生一定影响，多见于小结构（囊性或是实性均可）。另外，大界面或板层样结构的出现也可能导致公式（2）的假设条件发生变化。以上这些物理声学现象，临床应用剪切波E成像时，需综合考虑。总体来说，由于检测波本质是超声波，所以对超声成像影响的因素都可能导致超声弹性成像出现伪像。图1-8 实时剪切波E成像模式与三维剪切波E成像图左图显示实时超声E成像模式下，球形硬质“病变”的一组动态视频截取图像；利用这样的实时采集能力，即可通过二维E成像实时采集的容积数据进行三维E成像图重建（右图示乳腺癌的三维E成像重建图像）4.应变弹性成像与剪切波E成像之间的关系
应变成像和剪切波E成像所提供的信息，都是与组织硬度相关的。因此，如果不考虑伪像和影响因素，理论上讲这些技术所提供的信息应该是相近的。总体来说，在理想化的情况下，应变成像的空间分辨率应该相对高一些，而剪切波E成像的对比度更好。但是，当各种不同的技术应用了不同的假设条件进行公式简化之后，成像和测量结果就可能出现很大的差异，因此尽量使用科学的成像方法并排除影响因素干扰，是临床诊断中必须要注意的问题。
另外，由于组织非线性这一物理特性，使得多余的探头压力在一些病理条件下会降低弹性对比度、增加剪切波速度。因此，无论对于应变图还是剪切波E成像，尽量减少探头对浅表组织的压力，都会帮助医生得到可重复性最好的图像。以乳腺为例，通常3cm的检查深度内，探头加压幅度要控制在1%或0.3mm之内。病变周围如果是不均匀组织，也会影响应变图像的分布而产生伪像。三、不同技术的可检测深度
应变成像（SE）技术依赖准静态体表组织形变而并非内在生理运动时，探头施压区域大小和均匀度的局限性，会造成组织应变随深度增加而快速衰减。因此，尽管有少量研究利用探头拓展器试图增加有效应变信息的深度，应变成像技术的临床实际应用目前仍局限于表浅区域。
剪切波E成像利用聚焦声波的动态激励使组织形变，产生剪切波。如同超声波，剪切波在组织内的衰减随频率升高而增大。但是，剪切［44］波的衰减系数远大于声波，约为相同频率超声波的1014倍。因此，E成像中必须使用低频振动推力产生剪切波。当使用体表机械波源产生剪切波时（例如TE技术），为了能够达到靶目标组织（例如肝脏），剪切波需要穿透数个厘米，这就需要使用数十赫兹的推动频率。而当使用ARFI聚焦来产生剪切波时，剪切波不需要从体表传导到感兴趣区深度，因而可以使用更高频率的剪切波（数百赫兹），此时剪切波E成像的探测深度明显高于TE技术，因为它实质上取决于产生剪切波的超声声束的穿透性（主要是激发波声束的频率），而不是剪切波频率大小。四、不同剪切波成像技术间测量结果的可比性
如前所示，超声剪切波测值会随一些仪器系统因素而有一定差异，如剪切波震动频率以及探头频带宽。另外使用软件也可能导致测量误差，比如剪切波到达时间及速度的计算方法。因此，尽管有报道试图研究实验及系统变量的关系和矫正方法，但是目前还没有确切研究能够提取目标人群中的全部影响因素并校正不同设备间的误差。因此，已知的适用于某种特定设备的硬度临床应用阈值不适用于其他设备。本指南的临床指导意见和阈值信息是以超声弹性E成像设备（SuperSonic Imagine，SSI，法国声科）的多项大样本多中心研究数据为基础。五、超声E成像显示模式
超声E成像图像半透明覆盖在B型灰阶图像上的显示方式，能更好地辅助临床医生分析超声解剖结构与组织硬度信息的空间分布关系。而当需要评价E成像图像细节、对比度和硬度时，更推荐使用不透明的E图像与灰阶图像并列显示，这样可以避免二者图像细节和亮度的相互干扰（图1-9）。图1-9 超声E成像的显示模式A.应用腔内探头进行前列腺E成像检查，E图像半透明覆盖在B型灰阶图像，透明度可根据操作者需要来调节，以更好地识别超声解剖结构与组织硬度的空间分布关系，图示前列腺癌；B.肝脏E成像检查，不透明的E图像与灰阶图像并列显示，二者实时对照，可以避免二者图像细节和亮度的相互干扰，更便于评价E成像图像细节、对比度和硬度时，图示肝硬化伴腹水、原发性肝癌
可选择使用灰阶或者彩色编码方式显示组织硬度图像，单纯增加亮度的单色显示方式更有利于观察弹性分布细节信息。应用彩色编码则能够更好地显示硬度和对比度变化，目前较常用的编码模式是蓝-红（中间过渡黄、绿色）。但目前各厂家的编码方式不尽相同，对红、蓝代表软或者硬以及彩色柱的上端表示软或者硬这类显示内容，还没有标准化的规范。同时也要注意，编码中建议不要将最低的杨氏模量值显示为黑色，这样容易与低信噪比（图像质量差）的黑色图像混淆。此外，晚近Toshiba公司采用剪切波传播的波面到达时间等时线模式显示其在组织内的传播速度，称为传布图，用以显示组织硬度及其分布。六、操作者培训建议（视频1～3）
基于以上成像原理和影响因素描述可以理解，与传统超声成像一样，超声E成像的临床应用同样需要高质量的培训和标准化、规范化［45］的临床操作指导。为了保证获得临床可接受的操作者间检查结果的一致性，建议操作医师需具备成熟的常规超声操作经验，如果能［46］够接受特定的超声E成像理论和操作培训则更为理想。目前已［47，48］［49，50］有瞬时弹性成像（TE）和超声 E 成像的学习曲线经验。有研究显示，应用瞬时弹性成像（TE）进行肝脏硬度检查时，如果操作者经验少于500例，得到不可靠数据结果的可能性会升［51，52］高2.6倍。大于500例的检查经验，才能成为有经验的TE检查者。对于超声E成像来说，具备一定的传统超声操作经验，对于组［53］织硬度测量，尤其是肥胖等困难病人的检查非常必要。有研究结果推荐将>300例常规彩超检查，或者>50例超声E成像检查经验作［54］为E成像的操作者培训标准。
另外的一个主要问题：谁应该被允许进行超声E成像操作和数据采集？目前并未有已发布的确切研究结果。如果要培训非临床医生进行操作，务必注意坚持报告的标准化和规范化。影像科医生则需要了解患者的临床基础信息。当然，以上的关键基础是诊断医师已获得适当的医疗资格和培训。同时，本指南建议：操作超声E成像的医生需要对相关基础原理、技术要求、图像识别、临床诊断等有详细了解和科学的认识。七、安全性因素
准静态应变成像和基于体表动态激励的瞬时弹性成像，与传统超声的安全性因素基本相同。基于声辐射力的剪切波E成像方式，其温度指数（TI）较B型灰阶超声略高，但仍然在AIUM安全范围限制之内，基本与多普勒模式的TI指数大小相当，因此除特殊敏感的组织，如眼睛和胎儿（二者须遵循ALARA最低剂量原则进行临床诊断操［55-57］作）之外，无需额外考虑剂量问题。八、结论
组织弹性测量具备很多优势，如无创性、实时性、易操作性、而且为诊断提供了全新角度的组织硬度物理参数信息，因此为提高超声诊断的临床价值提供了新的机遇。目前这类技术已实现商业化生产，从一定程度上证实了超声E成像的临床实用性。另一方面，它也具备技术发展和临床应用的发展潜力，包括定量图像范围的延展、三维测量的进一步开发和支持临床治疗等方向。
当然，超声E成像的高效利用，需要操作医生更好地理解物理原理和技术方法，这在一定程度上提高了临床使用的技术复杂性。但是这种复杂性同时带来了研究领域的巨大机遇。因此，超声E成像是有可能超越现有的传统超声技术而得到更大的发展。
可以预期，超声E成像在未来还会更多地参与到临床诊断和治疗中来，有望成为与彩色多普勒超声模式同等地位的全新超声成像模式。参考文献
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