生物組織彈性的測(cè)量與成像：基于振動(dòng)的超聲檢測(cè)方法綜述

李添捷 鄭永平 汪源源

1 復(fù)旦大學(xué) (上海 200433)

2 香港理工大學(xué) (香港)

1. 研究背景

生物組織成分與結(jié)構(gòu)的不同很大程度上造成 了其力學(xué)特性的差異。例如正常肝臟組織的剪切模量在1KPa的數(shù)量級(jí)[1,2]。但在炎癥反應(yīng)中，由膠原纖維構(gòu)成的疤痕組織將取代死亡的肝細(xì)胞，隨著纖維化進(jìn)程的發(fā)展，膠原纖維將連結(jié)肝臟中的管狀結(jié)構(gòu)，逐步增加組織硬度，使肝硬化的剪切模量上升到10KPa的數(shù)量級(jí)。超聲技術(shù)可以非侵入地檢測(cè)生物組織對(duì)力作用的響應(yīng)，結(jié)合物理模型和信號(hào)處理技術(shù)，實(shí)現(xiàn)生物力學(xué)特性的測(cè)量和估計(jì)。

現(xiàn)實(shí)的問題是選用怎樣的物理模型，來簡化生物組織對(duì)力作用的響應(yīng)。假設(shè)施加的激勵(lì)只在短時(shí)間內(nèi)起作用，即生物組織的力學(xué)狀態(tài)僅取決于現(xiàn)時(shí)的負(fù)載，那么就可以忽略組織的粘性，而將其視為彈性體[3]。理論上，可以用一個(gè)9×9的勁度參數(shù)矩陣表征理想的彈性材料，當(dāng)然測(cè)量所有81個(gè)參數(shù)并不現(xiàn)實(shí)。如果進(jìn)一步將生物組織視為勻質(zhì)的各項(xiàng)同性材料，那么只需用兩個(gè)拉梅常數(shù)(Lamé Constants)，或由其導(dǎo)出的楊氏模量(Young’s Modulus)和泊松比(Poisson’s ratio)就可以完全表征該生物組織。

目前的超聲彈性測(cè)量和成像方法大都只專注于組織的彈性，然而實(shí)際的測(cè)量和成像過程并不像假設(shè)的那么理想，生物組織的粘性并非總能忽略[4-6]。理論研究表明，在振動(dòng)激勵(lì)源的作用下，生物組織中可以觀察到剪切波，隨著振動(dòng)頻率的增加，組織的粘性特性逐步體現(xiàn)，表現(xiàn)為剪切波傳播速度的增加。Oestreicher等人的研究初略地給出了人體組織的剪切模量和粘度值，分別為2.5KPa和15Pa·s，當(dāng)振動(dòng)頻率升至25Hz，波速從剪切模量主導(dǎo)轉(zhuǎn)換為粘度主導(dǎo)[7]。Zhang等人探討了80～220Hz振動(dòng)激勵(lì)下牛肝中剪切波的傳播，估算的波速為1.5m/s，剪切模量2.2KPa，粘度2Pa·s，振動(dòng)頻率175Hz時(shí)，波速從剪切模量主導(dǎo)轉(zhuǎn)換為粘度主導(dǎo)[8]，該數(shù)據(jù)與Klatt等人利用磁共振彈性成像得到的人體肝臟組織的相關(guān)數(shù)據(jù)吻合[9]。更多研究結(jié)果表明，在目前超聲彈性成像系統(tǒng)使用的振動(dòng)頻率下，生物組織的勁度參數(shù)和粘度都與頻率無關(guān)，兩者均提供了重要的診斷信息[10]。

近二十年來，國際上的一些研究小組深入探討了生物組織中振動(dòng)的傳播機(jī)制，提出了一系列超聲檢測(cè)組織力學(xué)特性的方法。這些方法既可以根據(jù)激勵(lì)的時(shí)間特性劃分為低頻連續(xù)激勵(lì)和瞬時(shí)激勵(lì)兩類[11]，也可以根據(jù)激勵(lì)的空間特性劃分為外部激勵(lì)源和內(nèi)部激勵(lì)源兩類[12]。

Parker等人提出的聲彈性成像 (Sonoelastography)采用外部振動(dòng)單元對(duì)生物組織施加連續(xù)的低頻簡諧振動(dòng)，利用多普勒技術(shù)得到相應(yīng)區(qū)域組織的振幅和相位信息，考察非正常的生物組織對(duì)檢測(cè)結(jié)果的影響[13-15]。Fink等人提出的瞬時(shí)彈性成像(Transient Elastography, TE) 則采用外部振動(dòng)單元在生物組織表面施加一低頻脈沖振動(dòng)，結(jié)合互相關(guān)運(yùn)算檢測(cè)組織的位移，測(cè)量橫波振動(dòng)軸向的傳播速度[16-20]。

除了外部振動(dòng)單元，也可采用在生物組織感興趣區(qū)域施加內(nèi)部激勵(lì)的方式成像。內(nèi)部的振動(dòng)激勵(lì)可由生物組織自發(fā)產(chǎn)生，用于心臟和血管的彈性成像[21,22]，也可借助聲輻射力 (Acoustic Radiation Force) 實(shí)現(xiàn)[23]。生物組織的共振頻率與其力學(xué)特性相關(guān)，Greenleaf等人提出的振動(dòng)聲成像 (Ultrasound-stimulated Vibro-Acoustic Spectrography, USAE) 采用兩束頻率相近的超聲波束在生物組織內(nèi)部產(chǎn)生連續(xù)的低頻振動(dòng)，繼而用水聽器觀測(cè)相關(guān)區(qū)域的共振現(xiàn)象，成像生物組織的力學(xué)特性[24]。在此基礎(chǔ)上，Konofagou等人則改用診斷超聲探頭觀測(cè)組織共振，結(jié)合互相關(guān)運(yùn)算跟蹤生物組織在輻射力作用下的位移，提出了諧波運(yùn)動(dòng)成像 (Harmonic Motion Imaging,HMI)[25]。內(nèi)部的振動(dòng)激勵(lì)也可以是瞬時(shí)脈沖信號(hào)，Nightingale等人提出的輻射力脈沖成像 (Acoustic Radiation Force Impulse, ARFI) 既可以測(cè)量組織內(nèi)部橫波振動(dòng)的傳播速度，也可以得到生物組織中剪切模量的分布[26-29]。與之類似，F(xiàn)ink等人運(yùn)用聲輻射力激勵(lì)生物組織特定區(qū)域，使激勵(lì)源以超音速移動(dòng)從而形成平面波波陣面，結(jié)合互相關(guān)運(yùn)算檢測(cè)組織位移，跟蹤音爆現(xiàn)象(Sonic Boom)中馬赫錐(Mach Cone)的傳播，得到組織剪切模量，這種方法稱為超音速剪切成像 (Supersonic Shear Imaging, SSI)[30,31]。

本文的主要目的是對(duì)現(xiàn)階段各種基于振動(dòng)激勵(lì)源的超聲測(cè)量和成像方法進(jìn)行綜述。在接下來的部分中，將首先介紹相關(guān)的物理基礎(chǔ)，詮釋不同方法的內(nèi)在聯(lián)系，并在此基礎(chǔ)上，介紹各種典型方法的實(shí)現(xiàn)原理和技術(shù)關(guān)鍵，最后探討現(xiàn)階段研究中的不足，對(duì)該領(lǐng)域未來的研究方向進(jìn)行展望。

2. 物理基礎(chǔ)

物理學(xué)研究的成果為組織彈性超聲檢測(cè)方法的設(shè)計(jì)提供了理論依據(jù)，具有非常重要的指導(dǎo)意義。本節(jié)將拋開這些方法研究中繁雜的設(shè)計(jì)過程和技術(shù)細(xì)節(jié)，著重揭示不同方法背后共同的物理本質(zhì)。

2.1 生物組織力學(xué)特性的表征

如果將生物組織視為各向同性的勻質(zhì)彈性體，則可用兩個(gè)拉梅常數(shù)，或其導(dǎo)出的楊氏模量和泊松比完全表征其力學(xué)特性。一階拉梅常數(shù)λ表示組織的壓縮性，二階拉梅常數(shù)μ表示組織的剪切模量。拉梅常數(shù)與楊氏模量E和泊松比υ的轉(zhuǎn)換關(guān)系為[32]：

通常認(rèn)為生物組織不可壓縮，將υ近似為0.5[10,14]，可由式(2)得E與μ的簡化關(guān)系：

現(xiàn)有的基于振動(dòng)的超聲彈性測(cè)量和成像技術(shù)，歸根到底是探知生物組織的力學(xué)參數(shù)μ或E。通?？梢越柚M織應(yīng)變的測(cè)量，結(jié)合力學(xué)參數(shù)與應(yīng)變的關(guān)系加以實(shí)現(xiàn)。

2.2 力作用下的組織應(yīng)變

力作用下均勻介質(zhì)中質(zhì)點(diǎn)的位移矢量方程既可以描述準(zhǔn)靜態(tài)力作用下的組織應(yīng)變，也可以描述激勵(lì)源為振動(dòng)時(shí)的組織應(yīng)變，是各種彈性測(cè)量和成像方法共同的物理基礎(chǔ)。

理論上，若忽略體力(如重力)的影響，位移矢量方程表述為如下形式[33]：

其中ρ為質(zhì)點(diǎn)處的介質(zhì)密度，u表示質(zhì)點(diǎn)位移。結(jié)合生物組織模型和振動(dòng)激勵(lì)的形式，可以確定方程的邊界和初始條件，進(jìn)而求解生物組織對(duì)力作用的響應(yīng)。準(zhǔn)靜態(tài)情況下，施加的外力緩慢作用于生物組織，應(yīng)變的測(cè)量總是在質(zhì)點(diǎn)運(yùn)動(dòng)停止之后，因此ü為零；若將振動(dòng)施加到生物組織，應(yīng)變始終會(huì)隨時(shí)間變化，因此ü不為零。

進(jìn)一步假設(shè)生物組織不可壓縮，則有 。準(zhǔn)靜態(tài)力作用下方程(4)簡化為：

僅考慮軸向的應(yīng)力和應(yīng)變，方程的解對(duì)應(yīng)于應(yīng)變(位移的導(dǎo)數(shù))為常數(shù)的情況，這就構(gòu)成了傳統(tǒng)準(zhǔn)靜態(tài)壓縮彈性成像(Elastography)[34-36]的物理基礎(chǔ)。

當(dāng)激勵(lì)源為振動(dòng)時(shí)，方程(4)右側(cè)不為零，情況會(huì)復(fù)雜一些。方程左側(cè)第一項(xiàng)為壓縮波(Compressional Waves)對(duì)質(zhì)點(diǎn)位移的貢獻(xiàn)，第二項(xiàng)為剪切波(Shear Waves)的貢獻(xiàn)。根據(jù)生物組織不可壓縮的假設(shè)，第一項(xiàng)為零，壓縮波的作用被忽略，方程化簡為：

2.3 剪切波與壓縮波

圖1. 生物組織中機(jī)械波的傳播形式 (a) 生物組織中的振動(dòng)激勵(lì)源；(b) 壓縮波的傳播；(c) 橫向傳播的剪切波；(d) 軸向傳播的剪切波

剪切波和壓縮波是生物組織中重要的機(jī)械波傳播形式。前者僅與組織的剪切模量有關(guān)，反映了不改變傳播媒介密度的剪切運(yùn)動(dòng)；后者與兩個(gè)拉梅常數(shù)都有關(guān)，反映了傳播過程中引起傳播密度變化的運(yùn)動(dòng)。圖1顯示了振動(dòng)激勵(lì)下生物組織中機(jī)械波的三種傳播形式，分別是壓縮波、橫向傳播的剪切波和縱向傳播的剪切波。

壓縮波沿質(zhì)點(diǎn)振動(dòng)方向傳播，改變了媒介密度。橫向剪切波不改變組織密度，但會(huì)使媒介中質(zhì)點(diǎn)發(fā)生旋轉(zhuǎn)，傳播方向與振動(dòng)方向垂直。剪切波還可以像壓縮波一樣沿軸向傳播，此時(shí)質(zhì)點(diǎn)并不發(fā)生旋轉(zhuǎn)，由于組織的不可壓縮性，媒介沿振動(dòng)方向的壓縮和伸展將同時(shí)造成其橫向的伸展和壓縮，從而形成軸向剪切波。值得注意的是橫向和軸向的剪切波具有相同的傳播速度，兩者往往同時(shí)存在，將組織中的振動(dòng)傳播開去[10]。

進(jìn)一步討論壓縮波和剪切波的傳播速度，首先考慮壓縮波引起的位移。已知矢量恒等式，壓縮波情況下有 ，因此可以將式(4)簡化為：

其中壓縮波波速cp為：

繼而考慮剪切波引起的位移。由于軸向和橫向傳播的剪切波均不改變媒介密度，因此 ，式(4)簡化為：

其中剪切波波速cs表示為：

中國是世界上崩塌災(zāi)害最為嚴(yán)重的地區(qū)之一[1]，特別是自20世紀(jì)80年代以來，隨著我國工程建設(shè)的高速發(fā)展，崩塌災(zāi)害在我國呈逐年加重趨勢(shì)。崩塌在我國的各個(gè)區(qū)域基本上均有分布，但主要集中分布在地形變化大、地質(zhì)構(gòu)造作用強(qiáng)烈的地區(qū)，尤其是以環(huán)青藏高原第一階梯的四川、云南、貴州、重慶、甘肅、青海等省最為嚴(yán)重，給人民群眾的生命財(cái)產(chǎn)造成了極大損失，嚴(yán)重影響鐵路、公路、水電站等基礎(chǔ)設(shè)施的安全。

生物組織中壓縮波波速大于剪切波波速若干數(shù)量級(jí)，可在彈性測(cè)量和成像中忽略其對(duì)組織位移的影響，即可假設(shè)組織中僅存在不改變媒介密度的剪切波，因而有 。這與生物組織不可壓縮的假設(shè)是一致的。此外，式(10)所示的波速公式表明生物組織的剪切模量決定了其中剪切波的傳播速度，構(gòu)成了基于剪切波波速的彈性測(cè)量和成像方法的物理基礎(chǔ)。

2.4 聲輻射力

生物組織中的剪切波只能在距離波源幾個(gè)波長的有限區(qū)域中傳播，基于剪切波的彈性成像技術(shù)只能測(cè)量振動(dòng)激勵(lì)附近組織的彈性參數(shù)[10]。由于超聲波會(huì)在其傳播路徑上對(duì)媒介產(chǎn)生輻射力，因而利用該現(xiàn)象可以將振動(dòng)激勵(lì)施加到生物組織內(nèi)部感興趣區(qū)域，擴(kuò)大超聲彈性和成像方法的應(yīng)用范圍，在振動(dòng)聲成像USAE[24]、諧波運(yùn)動(dòng)成像HMI[25]、輻射力脈沖成像 ARFI[26-28]和超音速剪切成像 SSI[30]中得到了廣泛的應(yīng)用。

當(dāng)超聲垂直入射到具有吸收和散射特性的目標(biāo)介質(zhì)時(shí)，輻射力的方向與傳播路徑一致，大小由下式給出[23]：

其中Πa和Πs分別為目標(biāo)介質(zhì)的吸收和散射功率，γ和θ分別為散射強(qiáng)度和散射角，dA為目標(biāo)介質(zhì)軸面上投影的面積微元，〈E〉為平均聲能量密度。

生物組織可以假設(shè)為眾多直徑遠(yuǎn)小于一個(gè)波長的瑞利散射子(Rayleigh Scatterer)的集合，聲波傳播產(chǎn)生的總輻射力等于其在每一散射子上輻射力的總和。對(duì)于單一的瑞利散射子，入射聲波將均勻地向四面八方散射，式(11)中的積分項(xiàng)為0，輻射力化簡為：

生物組織中吸收作用主導(dǎo)聲波的衰減，可以進(jìn)一步忽略散射項(xiàng)，將總輻射力簡化為：

理論研究表明平面波條件下生物組織中的輻射力可以表述為[23,28]：

其中聲輻射力F是一種體力，c為介質(zhì)中的聲速，α為組織的吸收系數(shù)，I為聲強(qiáng)，也可以稱為平均聲能量流密度。

3. 典型方法

基于振動(dòng)可實(shí)現(xiàn)生物組織力學(xué)參數(shù)的測(cè)量和成像，其本質(zhì)在于應(yīng)變的檢測(cè)，并構(gòu)建其與生物組織力學(xué)參數(shù)的關(guān)系。在一系列典型的成像方法中，振動(dòng)源可以是連續(xù)的，也可以是瞬時(shí)的；激勵(lì)可以由外部振動(dòng)單元產(chǎn)生，也可以利用聲輻射力施加到內(nèi)部感興趣區(qū)域。本節(jié)將具體介紹目前流行的六種超聲彈性成像技術(shù)的實(shí)現(xiàn)原理。

3.1 聲彈性成像 (Sonoelasticity)

Parker等人提出的聲彈性成像采用外部振動(dòng)單元，在生物組織表面施加連續(xù)的低頻簡諧振動(dòng)，利用多普勒技術(shù)，得到相關(guān)區(qū)域組織的振幅信息[13-15]。Sato等人則采用了類似的實(shí)驗(yàn)裝置，提出了基于相位的聲彈性成像[39]。

假設(shè)被測(cè)的健康組織具有均一的剪切模量μ，相關(guān)區(qū)域?qū)⒁员菊髂Ｊ?Eigenmode)響應(yīng)外部的振動(dòng)激勵(lì)，表現(xiàn)為振動(dòng)幅度一致，相位變化均勻。非正常組織的出現(xiàn)使得方程(6)中μ隨位置改變，引起組織應(yīng)變幅度和相位的改變[13]。

假設(shè)介質(zhì)中散射子的振幅ξ0、角頻率ωb、相位φb，振動(dòng)方程表示為：

結(jié)合多普勒頻偏公式，可以得到超聲回波信號(hào)：

其中s0為回波信號(hào)幅度，φ為傳播造成的相移，調(diào)制指數(shù)mf與多普勒現(xiàn)象相關(guān)，定義為：

其中c為超聲波聲速，生物組織中通常為1540m/s。采用正交解調(diào)電路可得到與組織運(yùn)動(dòng)相關(guān)的兩個(gè)多普勒信號(hào)：

其中Ji(x)為第i階貝塞爾函數(shù)(Bessel Function)。從中可以看出解調(diào)后的多普勒超聲信號(hào)具有直流分量和倍頻頻譜，分析d1(t)和d2(t)的頻譜，可查閱貝塞爾函數(shù)表確定mf，進(jìn)而得到所求的散射子振幅ξ0；也可分析d1(t)或d2(t)的基波分量得到相位φb。

3.2 瞬時(shí)彈性成像TE

Fink等人提出的瞬時(shí)彈性成像則采用外部振動(dòng)單元在生物組織表面施加低頻脈沖振動(dòng)，通過跟蹤剪切波的傳播速度評(píng)估生物組織的彈性[16]。

圖2為瞬時(shí)彈性成像早期的結(jié)構(gòu)原理圖。實(shí)驗(yàn)采用透射(Transmission)模式檢測(cè)剪切波的傳播，即將激勵(lì)與檢測(cè)單元放置于仿體對(duì)側(cè)，因此接收到的回波實(shí)際上是超聲探頭與振動(dòng)單元連線上組織隨時(shí)間變化的RF信號(hào)。對(duì)該信號(hào)作互相關(guān)分析，即得到不同深度組織隨時(shí)間變化的應(yīng)變圖。隨著時(shí)間的推移，仿體的應(yīng)變從振動(dòng)源位置起沿軸線傳播到超聲探頭后，又反射回去。通過測(cè)量應(yīng)變傳播的斜率，即可估算出反應(yīng)剪切模量的剪切波傳播速度。

圖2. 瞬時(shí)彈性成像的結(jié)構(gòu)原理圖

透射模式在臨床的應(yīng)用中存在困難，之后提出的反射(Reflection)模式的瞬時(shí)彈性成像很好地解決了這個(gè)問題[20]。該方法將振動(dòng)單元集成到超聲探頭上，但需要選擇合適的參考平面，用以補(bǔ)償探頭振動(dòng)帶來的應(yīng)變測(cè)量的誤差。

與瞬時(shí)彈性成像相關(guān)的另一技術(shù)上的變形是Zheng等人提出的測(cè)量剪切波橫向傳播速度的方法[40]。該方法在振源附近一定橫向距離的位置設(shè)置兩條超聲觀察線，通過檢測(cè)剪切波經(jīng)過時(shí)的時(shí)間差異，估計(jì)剪切波波速，可用于肌肉彈性的研究[41]。此外，該研究小組的研究表明結(jié)合B型超聲圖像引導(dǎo)，可以提高瞬時(shí)彈性成像測(cè)量的精度，在肝組織纖維化的評(píng)估中有重要的臨床應(yīng)用價(jià)值[42,43]。

3.3 振動(dòng)聲成像USAE和組織諧波運(yùn)動(dòng)成像HMI

聲輻射力的運(yùn)用豐富了生物組織超聲彈性測(cè)量和成像的研究。Greenleaf等人提出的振動(dòng)聲成像將連續(xù)低頻振動(dòng)施加到組織內(nèi)部感興趣區(qū)域，并采用水聽器觀測(cè)相關(guān)區(qū)域的共振[24]，圖3為USAE系統(tǒng)的結(jié)構(gòu)原理圖。根據(jù)式(14)，聲輻射力的大小正比于聲強(qiáng)I。該方法利用這一關(guān)系，將兩束頻率相近的超聲信號(hào)聚焦到生物組織感興趣區(qū)域。拍現(xiàn)象使得聚焦區(qū)域的聲強(qiáng)隨時(shí)間周期性變化，因而輻射力也做相應(yīng)的周期變化，聚焦處的生物組織以差頻?f振動(dòng)。由于生物組織的力學(xué)特性決定了共振頻率，共振頻率的不同又會(huì)造成組織響應(yīng)振動(dòng)幅度和相位的差異，因此可以用水聽器探測(cè)這些差異，借以表征力學(xué)特性。

USAE系統(tǒng)的結(jié)構(gòu)使其在臨床的應(yīng)用中存在困難，針對(duì)這一缺點(diǎn)，Konofagou等人改用診斷超聲探頭觀測(cè)組織共振，將振動(dòng)的激勵(lì)和檢測(cè)單元置于待檢生物組織的一側(cè)，提出了諧波運(yùn)動(dòng)成像HMI。圖4為HMI系統(tǒng)的結(jié)構(gòu)原理圖[25]。該方法同樣采用拍現(xiàn)象在組織內(nèi)施加連續(xù)的低頻振動(dòng)，區(qū)別在于采用了超聲探頭檢測(cè)組織的共振響應(yīng)。運(yùn)用互相關(guān)運(yùn)算分析采集到的RF信號(hào)，便可以得到檢測(cè)線上生物組織隨時(shí)間的應(yīng)變圖。

3.4 聲輻射力脈沖成像ARFI

圖3. 振動(dòng)聲成像的結(jié)構(gòu)原理圖

除了連續(xù)低頻振動(dòng)的方式，聲輻射力也可短暫地作用于生物組織內(nèi)部，其中一個(gè)經(jīng)典的方法是Nightingale等人提出的輻射力脈沖成像ARFI[26-28]。事實(shí)上，該方法并不僅限于采用振動(dòng)激勵(lì)源來成像，也可在特定的感興趣區(qū)域生成準(zhǔn)靜態(tài)的力作用，得到組織的應(yīng)變分布[28]。本文討論的重點(diǎn)是振動(dòng)激勵(lì)源條件下生物組織彈性的測(cè)量與成像。

當(dāng)采用該方法檢測(cè)波速時(shí)，需要首先選擇一個(gè)感興趣的測(cè)量區(qū)域；然后將可聚焦的超聲探頭轉(zhuǎn)為激勵(lì)模式，在測(cè)量區(qū)域附近施加一個(gè)短暫的振動(dòng)；再將探頭轉(zhuǎn)為檢測(cè)模式掃描測(cè)量區(qū)域，結(jié)合互相關(guān)分析即可得到應(yīng)變圖像，并由振動(dòng)傳播到測(cè)量區(qū)域的時(shí)間推算剪切波波速。式(6)表明由組織的位移可以計(jì)算剪切模量。根據(jù)這一關(guān)系，該研究小組進(jìn)一步實(shí)現(xiàn)了剪切模量的二維成像[26]。事實(shí)上，無論是剪切波波速的測(cè)量，還是剪切模量成像的實(shí)現(xiàn)，關(guān)鍵都在于激勵(lì)序列和檢測(cè)序列的設(shè)計(jì)，以及組織應(yīng)變的估計(jì)。

圖4. 組織諧波運(yùn)動(dòng)成像原理圖

3.5 超音剪切成像SSI

質(zhì)點(diǎn)在超音速振動(dòng)時(shí)會(huì)產(chǎn)生音爆，F(xiàn)ink等人提出的超音剪切成像SSI利用聲輻射力激勵(lì)特定區(qū)域，使對(duì)應(yīng)生物組織內(nèi)的激勵(lì)源以超音速移動(dòng)以形成一個(gè)簡單的波陣面，結(jié)合高幀率(5000幀/s[19])二維超聲成像系統(tǒng)，跟蹤馬赫錐的傳播，估計(jì)剪切模量。

圖5. 超音剪切成像原理圖

圖5為SSI系統(tǒng)的實(shí)現(xiàn)原理。與二維的ARFI系統(tǒng)類似，該方法采用了可聚焦的超聲探頭激勵(lì)組織產(chǎn)生振動(dòng)，繼而檢測(cè)組織對(duì)振動(dòng)的響應(yīng)。整個(gè)成像過程中超聲探頭在激勵(lì)模式和檢測(cè)模式間轉(zhuǎn)換，區(qū)別在于該方法采用了不同的二維應(yīng)變估計(jì)和剪切波波速測(cè)量方法。前者包括波束成形(Beamforming)、二維斑點(diǎn)跟蹤(Speckle Tracking)、以及剪切模量估計(jì)三個(gè)關(guān)鍵步驟，后者則通過跟蹤二維應(yīng)變圖中馬赫錐的傳播實(shí)現(xiàn)。

圖5中的數(shù)據(jù)處理部分描述了二維應(yīng)變圖的計(jì)算流程。在每一檢測(cè)時(shí)刻，超聲探頭從兩個(gè)不同角度采集到左右兩組RF回波信號(hào)。假設(shè)檢測(cè)時(shí)超聲信號(hào)垂直發(fā)射到生物組織，兩組回波信號(hào)的接收角度關(guān)于發(fā)射信號(hào)對(duì)稱，分別為α0和α1，且有α0=-α1。分別對(duì)前后時(shí)刻兩組數(shù)據(jù)進(jìn)行互相關(guān)分析，可以得到兩組同一時(shí)刻組織運(yùn)動(dòng)引起的回波信號(hào)的時(shí)間偏移tα0和tα1，由式 (20)和 (21)計(jì)算x和z方向上生物組織的應(yīng)變，即可生成二維應(yīng)變圖[37]。

在二維應(yīng)變圖的基礎(chǔ)上可估計(jì)剪切模量μ。SSI法僅考慮了組織在xz平面中的應(yīng)變，因而剪切模量μ的頻域表達(dá)式為[30]：

其中F表示傅里葉變換，N則為估計(jì)中頻譜線的個(gè)數(shù)。

4. 展望未來

生物組織力學(xué)特性的超聲測(cè)量和成像是醫(yī)學(xué)超聲學(xué)研究的前沿課題。近二十年來，一些研究小組在該領(lǐng)域進(jìn)行了廣泛的研究，提出許多別具特色的方法。本文介紹了不同超聲彈性測(cè)量和成像方法背后的物理本質(zhì)，并對(duì)現(xiàn)階段各種基于振動(dòng)激勵(lì)源的方法進(jìn)行了綜述。這些方法在一定程度上量化了組織的力學(xué)特性，與傳統(tǒng)的超聲成像技術(shù)相互補(bǔ)充，在生物醫(yī)學(xué)的科學(xué)研究和臨床應(yīng)用中具有廣泛前景。尤其是基于聲輻射力和剪切波的聲輻射力脈沖成像ARFI和超音剪切成像SSI，由于其檢測(cè)過程無需操作者對(duì)目標(biāo)組織施加力作用，可重復(fù)性高；測(cè)量結(jié)果受組織整體狀態(tài)影響較小，局域性好，值得關(guān)注。

然而這些方法從提出到實(shí)際應(yīng)用，仍有很多理論和實(shí)際的問題需要解決。例如，ARFI在肝纖維化評(píng)估[44,45]和腫瘤良惡性鑒別[46,47]中具有重要的應(yīng)用價(jià)值，但在脾臟和移植腎等人體組織的應(yīng)用中，多次測(cè)量的結(jié)果缺乏一致性[48]。其原因可能在于現(xiàn)有的研究忽略了生物組織結(jié)構(gòu)參數(shù)的復(fù)雜性，未考慮超聲傳播過程中的衰減，夸大了聚焦區(qū)域的力作用。另一方面，人體的呼吸運(yùn)動(dòng)、胃腸蠕動(dòng)以及血液循環(huán)都會(huì)對(duì)被測(cè)組織造成額外的力作用，影響組織力學(xué)特性的測(cè)量。因此，如何在成像中完善輻射力的估計(jì)，探討人體運(yùn)動(dòng)對(duì)生物組織力學(xué)特性測(cè)量的影響，可能是今后彈性測(cè)量和成像技術(shù)研究的重要方向。

此外，生物組織的病理狀態(tài)可以表現(xiàn)為多種力學(xué)參數(shù)的改變，目前的彈性測(cè)量和成像技術(shù)大都忽視了生物組織的粘性，僅用剪切模量評(píng)估組織的力學(xué)特性。有學(xué)者探討了ARFI中組織的位移峰值、到達(dá)峰值的時(shí)間、恢復(fù)時(shí)間和組織密度與楊氏模量的關(guān)系[49]，但未涉及這些參數(shù)的成像，及其在疾病甄別中的價(jià)值。因此，如何進(jìn)一步研究生物組織的力學(xué)特性參數(shù)，量化這些參數(shù)在疾病甄別中的價(jià)值，對(duì)彈性測(cè)量和成像技術(shù)的發(fā)展和應(yīng)用至關(guān)重要。

致謝：

感謝國家自然科學(xué)基金(11228411)和香港理工大學(xué)基金(G-U803)對(duì)本研究的資助。

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