浅谈超声弹性成像发展 最终改动版Word文档下载推荐.docx
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软组织类型
杨氏模量E（KPa）
密度ρ（kg／L）
乳腺
正常脂肪
18-24
1000+／－8
正常腺体
28-66
纤维组织
96-244
恶性肿瘤
22-560
前列腺
正常前叶
55-63
正常后叶
62-71
前列腺增生
36-41
96-241
肝脏
正常肝脏
肝纤维化
15-100
表1人体不同组织的弹性值
传统的超声成像中，不同组织的回声强度差异大小主要取决于组织的声阻抗，而其弹性系数差异却远较声阻抗差大（如表2）。
介质类型
密度（g/cm3）
声阻抗率（106N✍s/m3）
空气
水
血液
肝脏
肌肉
软组织
脂肪
颅骨
表2不同人体组织及介质的声阻抗及密度
这决定了超声弹性成像对不同组织、同一组织的不同病理状态的分辨力较传统超声成像灰阶图高。
换言之，同一组织中弹性的变化通常与其病理现象有关，正常组织与病变组织之间存在巨大的弹性差异。
例如,恶性的病理损害,例如乳腺硬癌、前列腺癌、甲状腺癌及肝癌等,通常表现为硬的小结节。
越硬的物质受到外压时应变越小，硬度可反映物质的弹性大小。
一些弥散性的疾病例如肝硬化也会使得肝组织的硬度显着增大。
此外脂肪过多或者胶原质沉积也会改变组织的硬度。
什么是物质弹性的基本参数？
杨氏模量（E），亦称弹性模量／弹性系数。
工程物理学上评估机械材料弹性大小的基本包括杨氏模量、刚性指数等，其实反映的都是物质的弹性。
杨氏模量，1807年由英国科学家youngthomas提出，反映物质弹性与硬度的基本参数，单位为Kpa。
此弹性模量（杨氏模量）与人们日常生活中提到的弹性（好／不好）不同，超声弹性成像中用到的杨氏模量值与硬度呈正比。
即物质越硬，物质受压时产生的形变越小，弹性模量（杨氏模量）值越大。
如海绵与金属，施加同一大小的外力，海绵形变大而杨氏模量小，金属形变小而杨氏模量大。
怎么计算杨氏模量？
目前的几种超声弹性成像模式中应用的推算公式主要包括2种：
1.E＝S/e（E为应变大小，间接反映弹性系数；
S为外加压力；
e为物质受压后形变的大小。
主要应用于静态型弹性成像以及定性型ARFI）
2.E=3ρCs2（E为弹性模量绝对值大小；
ρ为组织密度；
Cs为人体组织内剪切波的传播速度。
主要应用于一维瞬时剪切波成像、点式剪切波速度测量法以及2D－剪切波弹性成像）
以上提到剪切波，那么什么是剪切波，它有哪些特点呢？
剪切波是一种对人体施加一定机械扰动后组织层面间产生的粘弹滑动力传播的横波（即波传播的方向与质点震动的方向垂直），属于机械波的一种，在液体及真空中不传播。
而剪切波又是一种极为微弱、振幅与传播距离（数个毫米）都极短的波，传播速度较慢（1-10m／s）且在组织中传播时间极短（10-20ms即衰减消失）。
越硬的介质中剪切波的传播速度越快。
根据公式2，测得剪切波的传播速度即可计算出局部组织的杨氏模量。
可是剪切波的独特特性使得捕捉并获得其传播参数极为困难。
实际上，人体几乎所有的脏器和组织密度均较为相近（如表1），传统超声纵波在人体组织传播的速度也较为近似（约1540m／s）；
而不同人体组织的杨氏模量差却十分巨大，同一组织中软硬不同的区域剪切波（依靠组织层面间的剪切滑动力传播）的传导速度亦是数倍甚至数百倍的差异。
真正的剪切波弹性成像从基本原理上是完全独立于传统超声成像的另外一种成像模式，科学、客观的反映人体组织的弹性。
超声弹性成像的发展历程及基本分类
超声弹性成像最初于1990年左右出现，发展至今已有20余年的历史，经历了静态应力型弹性成像、一维瞬时剪切波成像与单点剪切波速度测量，到最近应用的2D-剪切波弹性成像。
2013年由欧洲超声生物学与医学委员会（EFSUMB）出版的《超声弹性成像分类及应用指南》（EFSUMBGuidelinesandRecommendationsontheClinicalUseofUltrasoundElastography）中对目前的几种超声弹性成像模式从原理、应用步骤、临床应用价值、各种技术的优缺点等方面做了较为详细的介绍，根据成像原理的不同大致分为3大类：
早期传统的静态型弹性成像、剪切波速度测量法及2D－实时剪切波弹性成像（SWE，shearwaveelastography）。
不同的弹性成像模式原理及应用究竟有何不同呢？
静态型弹性成像用于评估人体组织弹性大小是基于物质受压后产生形变大小不同的原理，评估的是受压物质的应变（strain）及应变率（strainratio），主要包括：
应变成像（strainelasto-graphy，SE）以及应变率成像（strain-rateimaging，SRI），代表技术产品有hitachi、toshiba等推出的彩色应变弹性成像（彩色的外压受力后形成的彩色应变图），而定性型ARFI（qualitativeacousticridiationalforceimpulseimaging，即VTI技术，灰阶型应变图）亦归属于这类弹性成像范畴。
这种半定性的弹性成像技术计算物质受压后的形变：
E＝S/e（E为应变大小，S为外加压力，e为物质受压后形变的大小）。
其基本原理：
利用外力沿着声束方向（轴向）缓慢压缩组织（通常在1%左右）,分别采集组织压缩前、后的超声射频信号,然后估计组织的位移分布,从而计算得到组织内部的轴向应变分布。
假设要观察的组织横向边界无明显变化的条件下,组织受压后纵向应变分布同组织的弹性模量分布有很大的关联,弹性模量小（硬度小）的部位将比弹性模量大（硬度大）的部位有更大的应变,因此应变分布一定程度上能够代表硬度分布。
这种技术的外力成因又分为：
手动外力式、生理助力式、机械振动式（如图1）。
然而这几种外力形成模式中施压外力的大小都不可知，从而这种弹性成像技术最大的弱点在于重复性不佳，人为依赖性过大。
另外，这种技术存在一些共同的缺陷：
a.不同深度的组织形变大小不同，离外力施压源越远的组织受到的压力越小形变也越小，因此，
图1几种静态应变弹性成像的应力来源
随着深度的增加静态应变弹性成像的准确度下降；
b.同一组织深度上，病灶越大受力也越大，因而病灶大小对静态应力弹性成像的准确性影响也越大；
c.静态弹性成像的彩色编码图提供占位整体的形变信息，导致占位病灶内部软硬度分布缺失；
d.静态应变弹性图上呈现的是病灶相对于周边组织的相对硬度，在患者脏器存在弥漫性病变（如肝硬化、桥本氏甲状腺炎、结节性甲状腺肿等）的情况下，弹性成像本底硬度增加，占位病灶的硬度可能与本底相同或者比本底要软，此时极易导致恶性肿瘤的漏诊及误诊；
e.这种应变弹性成像无法提供准确的弹性模量值。
图2静态型弹性成像示例图
后来研发的基于剪切波速度测量的弹性技术都致力于对人体组织的弹性模量进行定量。
基于剪切波的几种弹性成像模式都应用同一个弹性模量计算公式：
E=3ρCs2（E为弹性模量值大小，ρ为组织密度，Cs为人体组织内剪切波的传播速度）。
依据欧超联2013发表的超声弹性成像技术分类及应用指南：
基于剪切波的弹性技术发展经过了2个阶段。
最先产生的剪切波速度测值法，是继静态应力型弹性成像后一个较大的突破，初步做到了单点的弹性模量值定量测量。
两种代表技术为：
TE（transientelasto-graphy，瞬时剪切波成像）和定量型ARFI（ARFIquantification，定量型声辐射力脉冲成像，欧超联弹性指南中称其为单点式剪切波弹性成像；
另一种名称为ARFI-VTQ，acousticradiationforceimpulse-virtualtouchtissuequantification）。
图3TE技术应用示例图
TE技术的基本原理是在体表施压一个低频机械扰动产生垂直于体表传播的剪切波，通过超声检测组织内部的剪切波的振幅,相位及波速等参数来得到其机械属性相关信息。
目前主要应用于慢性肝病患者肝纤维化分期诊断（如图3）。
作为第一个可以定量提供人体组织弹性模量值的技术，它在传染病领域内受到了医生的很广泛的认可与应用，对肝炎患者早期肝纤维化的发现与分期诊断以及早期干预逆转肝纤维化作出了很重大的贡献。
然而它只能提供剪切波的机械信号，无通用超声图像，只是简单的测值，在临床中应用相当有限，目前只应用到肝脏，其他器官均不适用。
另外人们也发现了TE技术的其他众多缺点：
技术测量剪切波平均速度值，测量深度不定，重复性不佳，因此每次测量需重复10次取平均值，操作时间长；
b.产生剪切波的机械扰动体感明显，部分患者不易接受；
c.探头使用6个月左右需更换，严重降低整体机器的性价比；
d.由于其激发产生的剪切波垂直人体体表向深部传播，而剪切波液体中不传播，因此晚期伴腹水的失代偿期肝硬化患者不能应用；
e.安装心脏起搏器及较为肥胖的患者亦不适用。
定量型ARFI问世有3年余的时间，目前应用于临床医学科研领域引起了不少医者的关注。
图4定量型AFRI成像技术的成像原理
基本原理是利用不同角度的声束聚焦到人体组织激发组织产生平行于体表扩散的剪切波，计算激发点旁的数毫米（固定的取样框）距离内剪切波传播的平均速度（如图4）。
它可以应用于肝脏和小器官，利用增加声束聚焦点声能来激发组织自发产生剪切波（增加剪切波的振幅与传播距离），测量剪切波通过固定取样框两端之间的速度平均值，得出取样框内组织杨氏模量的平均值（如图5），初步做到了相对于TE更为完善（可定位）的单点式剪切波速度测量。
由于不依赖于外力，剪切波在人体组织中传播的速度与组织的硬度关系密切（声能、温度等因素的影响可以忽略不计），ARFI－VTQ技术有效规避了传统静态弹性成像外力不可定的缺点。
图5点式剪切波速度测量法示例图
但是这种技术推出3年来在临床中的应用相当有限：
a.由于其产生剪切波源所需的声能过大，一次聚焦后局部探头晶体过热因而需要3-8s冷却时间方可进行下次聚焦，从而做不到实时的测量；
b.在实际应用中发现这种技术的可重复性及成功率欠佳，常需进行3次以上的测量取平均值应用，因而完成整个检查耗时较长，无法作为常规检查应用于临床；
c.这种技术激发组织产生剪切波所需声能过大一直受到超声界的质疑，其应用于临床及科研对病人的损伤程度亦颇有争议，至今ARFI－VTQ技术未通过FDA认证；
d.应用于肝硬度测量时，定量型AFRI技术只可提供剪切波的传播速度值，无法直接提供弹性模量值；
e.部分使用类似技术的机器提供弹性模量值，但量程最大达到30Kpa，硬度超过30Kpa的组织无法测量，这与其超声成像采集帧频有限及后台信号收集处理平台不成熟都有关系。
SWE（实时剪切波弹性成像技术）在欧超联弹性技术分类指南中被分类命名为2D－剪切波弹性成像。
这项技术由超声科学界巨人Jaque先生（数字化波束形成器、超9HDI的发明人，带领人类进入数字化超声诊断时代）及其主要合作伙伴claude先生（phlipeiu22的研发团队领导人）带领的科研团队研发而成，它跨越超声弹性成像上的几大技术瓶颈，是目前最为成熟、应用最为广泛的超声弹性成像技术，受到了欧洲、美国、日本及中国广大医者的认可。
它的成像原理主要包括剪切波的产生、剪切波的捕捉、信息的收集及计算。
众所周知，剪切波传播距离极短、极易衰减，很难捕捉。
要形成一幅4-6cm的剪切波弹性图像，首先必须能产生足够多且可探及的剪切波（至少覆盖4-6cm长的取样框）：
a.探头首先发出多束不同角度的声束聚焦在人体组织形成单个剪切波源，此波源快速垂直向人体组织深部移动从而形成一列移动的波源，每个波源产生的剪切波在横向传播时相遇时发生波的相干增强效应，剪切波传播距离及振幅明显增加（如图6，即马赫圆锥效应），从而以较小的、在安全范围内的声能产生足够多足够强大的剪切波；
图6单列移动的剪切波源
b.探头顺序激发多列（由探头左—右排列）快速移动的波源；
c.多列移动波源产生并相干增强后的剪切波覆盖整个感兴趣区（即SWE取样框，长3-6cm）。
再接着利用法国声科影像（SSI，supersonicimagine）的特有专利技术——极速超声成像技术（高达20000Hz的图像采集帧频）以及软硬件复合信号处理平台快速计算取样框内每个质点的剪切波传导速度并即时呈现弹性模量绝对值的彩色编码图（如图7）。
图7SWE成像原理及步骤示意图
这种弹性成像技术结合传统二维成像实时观察人体组织的弹性值（如图8），全面反映一个占位病灶（周边、中央、边缘）内不同区域的弹性值，更敏感、更特异的辅助临床鉴别诊断，客观间接反映组织不同的病理状态。
图8SWE成像示例图
SWE技术不依赖外力产生剪切波、做到了安全有效准确且重复性好的剪切波弹性成像，于2009年通过FDA认证。
在欧美及日本的超声医学界应用相当广泛，特别是早期肝纤维化的分期诊断以及肿瘤的鉴别诊断、肌骨系统疾病诊疗等。
大批的国内外临床研究验证了其在肝纤维化分期诊断的应用中比TE技术更准确、重复性更好，且大大减少病患的检查时长。
欧美多中心乳腺SWE研究收纳了上千个乳腺病例，充分验证了SWE对乳腺肿瘤的鉴别诊断价值，并将SWE成像与传统二维超声成像系统结合，提供了全新的乳腺超声分级诊断系统：
传统BI－RADS分级基础上联合SWE成像校正，明显的提高乳腺肿瘤诊断的特异性，减少不必要的穿刺活检，减少漏诊。
它还提供3D－SWE成像应用于肿瘤术前定位、新辅助放化疗的疗效监测方面。
在肿瘤的鉴别诊断方面，甲状腺、乳腺、肝脏等占位的鉴别诊断、SWE引导下介入穿刺、肝肿瘤RFA治疗疗效的监测、乳腺与前列腺化疗的疗效监测等方面，SWE给临床提供了莫大的帮助，有人称之为继B型超声、C型超声及D型超声以来革命性的E型超声。
其更广阔的临床应用还在开发中，目前在中国各大疾病诊疗中心中都受到了广泛的认可与应用，来自于中国的SWE科研文章越来越多登上了欧美几大影像诊断杂志，如Radiology、Hepatology等。
超声弹性成像发展20余年来，SWE给众多病患及超声医学界交上了一个满意的答卷，作为一种完全独立存在、人为依赖性极低的成像模式，在临床中已作为一种常规的检查方法在应用。
在妇科、血管、手外科的应用目前还在科研阶段，期待它能在更大的领域给我们提供帮助与指导。
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