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（2015）的超声弹性成像指南中的技术分类方法 ^［10-12］，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于临床的超声测量方式都是脉冲式的 ^{［13，14］}，连续式只应用于核磁弹性成像（MRE）。

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：

应变成像早在20世纪70年代开始出现，由Ophir在1991年正式提出 ^［4］，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。

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多普勒处理技术 ^{［15，16］}，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常规诊断深度内，应变成像是可行的 ^{［17，18］}。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，是一种定性的方法 ^［20］。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，临床常用一些非定量指标，如应变比 ^［21］（应变图像上肿瘤大小与灰阶图像大小的比值 ^［22］、肿瘤与脂肪应变的比值）等评估组织硬度的差别（图1-2）。

基于应变观察结果的弹性分析方法，是解决“反问题”的一个典型例子 ^［23］。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，需要依靠经验挑选与靶目标所受应力尽量接近的背景组织 ^{［24，25］}，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步骤。目前的临床操作中，弹性评分是比较常用的分析方法 ^［26］。

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。

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低 ^［32］。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比度 ^{［33，34］}，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。

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。

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。

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：

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，通常在非影像科室使用 ^［35-37］。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的低频推动，以此产生瞬时剪切形变，向组织内传播 ^［38］。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。

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。

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原理产生剪切波 ^［39］，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。

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标 ^{［40，41］}。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锥效应（图1-6） ^{［42，43］}，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。

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。

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。