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90年代以來，由于電子計算機容量和功能的提高，數字化技術的引入，以及各種信號處理、圖像處理和控制技術的應用，醫學超聲成像新技術、新設備、新方法層出不窮。本文就腹部超聲診斷中常用的主要新技術的物理聲學基礎、臨床應用現狀及發展前景等問題作一簡要闡述。

  1 與提高圖像質量有關的超聲成像新技術

    1.1 頻譜合成成像 頻譜合成成像即頻率轉換技術（frequency convert technology,FCT）[1]。組織在超聲聲場的作用下，當超聲波滿足小振幅條件時，聲源與其聲場之間為線性關系，即無論在聲場的任何距離上，介質質點都重復聲源的振動規律，但當超聲波不滿足小振幅條件，而具有一定振幅（有限振幅，達到有限振幅的波為有限振幅波）時，隨傳播距離的增加，由于有限振幅波的傳播速度不是常數，而與介質的非線性參量及質點的振速有關，致使波形發生畸變，波形的畸變必然伴隨諧波的產生。當聲源發射的不是單頻的超聲波，而是以f0為主頻、具有一定頻寬的超聲脈沖時，經聲場介質作用后，將產生具有多重頻率的回波信號，且其頻譜與聲源發射者不同，即實現了頻率轉換。從成像的觀點來說，回波信號中頻率成分利用得越充分，圖像質量就越好。利用超寬頻探頭、數字化處理和超大容量計算機，可將回波信號分解為多個頻帶進行并行處理，然后再按頻譜合成為zui后的信號，因此亦稱為頻譜合成成像，由此獲得的圖像分辨率更高，對比度更大，噪聲偽像更低。

    1.2 二次諧波成像 1995年以來，二次諧波成像（second harmonic imaging,SHI）技術逐步趨于成熟，近幾年開始用于心外臟器和組織的檢查[2]。應用于臨床的諧波成像分自然組織諧波成像（native tissue harmonic imaging,NTHI）和造影劑諧波成像（contrast agents harmonic imaging,CAHI）兩種。

    （1）物理聲學基礎：如前所述，當超聲波不滿足小振幅條件時，在組織中，隨傳播距離的增加，必然有諧波成分產生，但組織的諧波信號微弱，主要反射（大界面產生反射）和散射（小界面產生散射）基波。聲學造影劑多為含氣體微泡的液體物質，這些微泡構成了液體的“空化核”，在超聲場作用下，微泡除常規散射基波外，尚發生運動而再“發射”超聲波，回波頻率與發射波頻率（即基頻fundamental frequency）的關系在外加聲壓較弱時為線性關系，明顯的振動為基頻共振，產生以基頻為主的一次諧波，二倍和三倍于基頻的二次和三次諧波稍有顯示。隨著外加聲壓的不斷增加，則會出現非線性復雜運動，相繼出現高次諧振，分諧振，高次分諧振等。診斷用超聲聲壓較弱，組織和造影劑微泡除反射和散射基波外，主要產生較弱的二次和更弱的三次諧波。傳統的超聲儀只接收基波信息成像，二次諧波成像時，儀器通過帶通濾波，只提取二次諧波信號進行成像。無造影劑存在時，二次諧波信號來自組織，稱自然組織諧波成像，有造影劑存在時，二次諧波信號主要來自造影劑微泡，稱造影劑諧波成像。由于二次諧波可提高圖像的側向分辨力，且隨著諧波信號的增強，反射回聲的長度逐漸減小，圖像的軸向分辨力隨之提高，同時隨諧波信號增強，旁瓣作用減弱，Clutter亦減少，上述幾方面因素使圖像質量得以明顯提高。由于造影劑微泡與周圍組織聲學特性的差異較大，因此比周圍組織質點有更大的等效散射面積，加上微泡諧振引起的共振散射，故來自造影劑微泡的二次諧波信號較強，因此，造影劑諧波成像在臨床上應用更廣。

    （2）臨床應用：目前大多數中超聲診斷儀均具諧波成像功能。自然組織諧波成像對不適宜聲學造影或經濟困難的肥胖患者深部病變的觀察可首先考慮使用。造影劑諧波成像時，可使組織回聲明顯增強，該技術已廣泛用于心臟病變的診斷與鑒別診斷。吳瑛等對比分析了基波顯像和諧波顯像在診斷膽總管下段——胰腺區域病變中的價值，結果表明，諧波顯像能更清晰顯示該區域病灶。此外，隨著第三代聲學造影劑的研制成功，造影劑已能到達心外臟器，實現心外臟器造影，增強實質臟器的二維圖像和多普勒信號，造影劑諧波成像技術為研究組織的血流灌注提供了更加可靠的手段，有助于腹部臟器病變的診斷與鑒別診斷。

    1.3 能量造影諧波成像技術 能量造影諧波成像（power contrast agent harmonic imaging,PCAHI）[3]在接收返回的諧波信號時，主要對回波的功率（振幅）信息進行分析處理，并利用該信息進行成像。PCAHI提高了諧波對造影劑的敏感性，尤其對微小顆粒的靈敏度更高，對細小病變顯示更清楚，因此有利于病變的早期診斷。此外，由于造影劑和組織均具有諧波特性，而能量造影諧波成像時，血管內造影劑的功率諧波成分遠遠強于組織的功率諧波成分，因此，少量的造影劑即可使血流信息從組織中分離出來。

    1.4 脈沖反向諧波成像 脈沖反向諧波成像（pulse inversion harmonic imaging， PIHI）[4]是二次諧波領域的又一重大突破。常規的諧波成像（conventional harmonic imaging，CHI）是儀器在接收回波信號時，使用濾波器濾掉基波成分，只接收諧波成分。這一技術的不足在于濾波器在濾掉基波的同時也濾掉同波段內的部分諧波信號，故在某種程度上減少了造影劑的靈敏度和飽和度。為克服這一缺點，ATL公司推出了脈沖反向諧波成像技術。該技術是系統在發射正向脈沖波的同時發射一個相同的反向脈沖波，并全數字化存儲返回的基波信號和諧波信號，經處理使正向和反向的基波信號疊加而抵消，而結合諧波成分產生純凈的寬頻諧波信號，克服了常規諧波成像頻帶的局限性，提高了圖像的分辨率，并可減少造影劑的用量。

    1.5 組織多普勒成像 一般多普勒回波信號中，既包括血流中散射粒子的散射信息，又包括運動器官的反射信息，前者的特點是運動速度快，產生的多普勒頻移大，但幅度較小；而后者則速度慢，頻移小，但幅度大。利用高通或低通壁濾波器（wall filter），可分別提取血流或器官的相應信息。常規多普勒成像采用高通壁濾波器，提取血流的多普勒信號，組織多普勒成像（tissue Doppler imaging,TDI）則采用低通壁濾波器，單獨提取運動器官的低速多普勒信息，并以適當參數予以顯示[5，6]。目前診斷儀的TDI顯示有速度（velocity）、加速度（acceleration）、分散度（variance）和能量（power）圖像等，這些參數均可以彩色編碼進行偽彩色顯示。

 

2 與組織定征有關的超聲成像新技術

    2.1 超聲背向散射積分成像 聲學密度定量分析是通過定量地分析某些聲學參數來研究組織特性以達到組織定征的目的。超聲背向散射積分成像（integrated backscatter,IBS）技術作為聲學密度定量分析新技術，為組織原始回聲信號的定量分析提供了新方法。

    2.1.1 傳統的聲學密度定量分析法 即視頻分析法。組織的回聲信號經傳統成像方式形成二維灰階圖，視頻分析法即對該灰階圖的灰階分級水平及其分布進行分析，方法有：①灰階直方圖；②計算機定量分析回聲的灰階值及其分布；③紋理參數分析。由于視頻信號是組織的回聲信號經處理（檢波、對數壓縮等）后所得的信號，并非組織的原始回聲信號，其受動態范圍的限制，信號被壓縮并有丟失，因此，從嚴格的定量角度講，視頻分析法并非真正的聲學密度定量分析方法，由于影響視頻信號的因素太多，所得結果不可靠，故有人稱之為半定量研究。

    2.1.2 超聲背向散射積分成像技術

    （1）超聲背向散射原理[7]：由聲源來的超聲波在介質中傳播時，若遇到兩種具有不同聲阻抗的介質（聲阻抗差大于0.1%）所形成的界面，且界面大于超聲波波長時產生反射，若界面遠遠小于超聲波波長，則產生散射。散射是各向性的，朝向探頭的散射即為背向散射，能為探頭所接收。

    （2）背向散射積分技術：探頭所接收的背向散射信號與同時接收的反射信號相比是非常微弱的，故在經傳統成像方式形成的二維圖像上，由大界面來的反射回聲表現為高回聲，如臟器的包膜回聲、血管壁回聲及大的組織結構回聲等，而由微小界面來的散射回聲則表現為弱回聲或無回聲，如臟器實質回聲為弱回聲，血液、膽汁尿液等為無回聲。然而由于背向散射信號來源于組織的微細結構，其更能反映組織的結構特性。為了有效的提取和分析微弱的背向散射信號，近幾年來一種以背向散射原理為基礎的超聲成像技術——背向散射積分成像技術得到了較快的發展。  

    探頭接收人體組織的回聲信號，超聲儀將各界面來的信號經放大、濾波，并進行各信號的延遲合成得到射頻信號（組織回波的原始信號），若將射頻信號經檢波并輸入視頻處理器處理（對數壓縮、數字掃描轉換等）后，再輸入顯示器顯示，則形成常規的二維圖像。背向散射積分技術是通過特制的時間門控電路[8]，在射頻信號被處理前，提取相關區域（取樣容積內）的射頻信號，并將其功率譜與一理想平面反射器的回聲信號功率譜相比，取其有效頻率范圍進行積分，單位為分貝（dB），并將積分值顯示出來。目前具有該技術的儀器均為聯機分析系統，一旦取樣，儀器將自動報出感興趣區域局部背向散射積分值。

    （3）常用測量指標[9]：背向散射積分技術的聲學參數為背向散射積分值，包括：①圖像峰-峰強度（peak to peak intensity，PPI）；②圖像平均強度（average image intensity，AII）;③圖像強度標準差（standard deviation of image intensity，SDI）。PPI即取樣容積內zui強與zui弱射頻信號強度之差，AII與SDI即為取樣容積內所有射頻信號強度的平均值與標準差，單位均為分貝（dB），zui常用者為AII。在心臟研究中常用的指標有：①心肌背向散射積分值（IBS）。由于個體差異，現多采用標化（校正）背向散射積分值（IBS%），以舒張末期心包的IBS值為100%，檢測區IBS值與其相比即為IBS%；②心動周期心肌背向散射變化幅度（cyclic variation of integrated back scatter,CVIB）為心動周期中心肌IBS變化差值，是反映心肌運動的活性指標；③跨壁背向散射積分梯度（transmural gradient of IBS，TGIBS），為心內外膜下1/2處心肌IBS值之比。

    （4）測量方法：具有IBS分析功能的超聲診斷儀均具有聯機自動測量及顯示功能。HP 5500在AQ設置下，對二維圖像的感興趣區取樣后啟動Sample-data鍵，儀器將在2.48s內自動測值62次，并以三種方式顯示測量結果：①實時動態分析圖：標記在測量的時間相位；②測值表：以表格形式顯示測量結果；③坐標圖：以坐標形式顯示測量結果，可聯機或脫機分析。

    （5）應用：背向散射積分技術在腹部臟器的應用研究較少且不深入，顧再榮等[10]用該技術研究尿毒癥，顯示尿毒癥患者腎實質IBS%明顯高于正常人，晚期尿毒癥患者腎實質IBS%顯著升高，因此認為背向散射積分值能反應腎實質病變。筆者在動物實驗及臨床研究中發現，急性腎小管壞死性急性腎功能衰竭時腎皮質IBS明顯升高，腎髓質IBS改變不明顯；各種慢性腎病晚期腎實質（包括皮質和髓質）IBS明顯升高，而腎臟病變早期腎實質IBS無明顯改變。由于該技術在腹部臟器病變診斷中的研究較少，其臨床應用價值有待進一步探討。

    2.2 聲參量成像 此技術臨床應用尚不普及，有的還處于理論階段，因此本節僅簡單講述其物理聲學基礎。

    （1）組織特性成像：組織特性成像（tissue statistic imaging，TSI）[1]目前主要是對組織的彈性參數（coefficient elasticity）及其分布進行測量和成像。其原理是利用特殊設計的聲源（如聚焦調制或雙束相交等）產生的低頻間斷性輻射力對待測組織進行激勵（impulse），測量其動態位移，據此計算出相應的應變，知道了應力和應變，就可求出其彈性參數，zui后將組織的這種彈性參數以彩色或灰階編碼顯示為聲彈性圖（sonoelastogram）。zui近已有關于軟組織切變模量分布及其成像的研究報道。這一新技術在組織定征、病變鑒別及器官老化診斷等方面，可能具重要的潛在應用價值。

    （2）非線性聲參量B/A成像：B/A是描繪聲波非線性效應的聲學參量之一，是聲波通過介質時產生非線性效應大小的一個量度，將B/A參量作為成像特性量進行的成像即Ｂ／Ａ聲參量成像[1]。研究發現，此參量與其他線性聲參量相比，對組織特性的變化特別敏感，已有研究表明，軟組織中密度和聲速等參量的差異小5%，而B/A參量的差異則可達50%，而且造影劑中微泡的共振還導致非線性參量B/A值的急劇增加，可比正常組織的B/A值高出數百倍。因此，將B/A聲參量成像與超聲造影技術結合，可望為超聲組織定征和早期非占位性癌變的診斷開辟新的途徑。但是，由于B/A參量不能在一般B超上用脈沖回波法直接測得，必須采用特殊發射波型，專門的信號提取和處理技術，并對接收數據進行換算和反演，才能重建出B/A值隨位置分布的斷面圖像，即B/A參量的超聲層析（CT）成像技術。目前該技術在理論及方法學上已較為成熟，但關于成像裝置、重建軟件的設計以及實時成像與顯示等問題尚有待解決。

    （3）聲速及聲衰減參量成像：聲速及聲衰減參量成像是以超聲波在介質中的傳播速度或超聲波通過介質時的聲衰減量為成像特性量進行成像的技術[11，12]。zui近問世的新型設備UBIS 3000骨掃描儀能同時測量超聲波在骨中的傳播速度和聲衰減量，并具有骨質測定成像系統，克服了以往無圖像而造成取樣的盲目性。國內外已有利用該技術診斷臨床病例的報道[13]。聲速及聲衰減參量成像也有助于超聲組織定征和早期非占位性癌變的診斷。