黃燕平，鄭永平

香港理工大學(xué) 醫(yī)療科技及資訊學(xué)系，香港

1 簡(jiǎn)介

為了直接測(cè)量組織的彈性，需要對(duì)其施加一定的激勵(lì)，然后測(cè)量產(chǎn)生的應(yīng)變，根據(jù)應(yīng)力/應(yīng)變的關(guān)系確定組織的硬度，如傳統(tǒng)的壓縮、拉伸和印壓測(cè)試。但是如果測(cè)試的部位不在人體的表面而位于人體的內(nèi)部，或者在局部彈性差異很大的不均勻的組織上測(cè)量不同點(diǎn)的彈性，那么問(wèn)題就變得非常復(fù)雜。該問(wèn)題類似于彈性成像中利用測(cè)得的應(yīng)變彈性圖（strain elastogram）重建組織的彈性模量圖（modulus imaging）[1]。這類實(shí)際問(wèn)題的解析解通常很難得到，常用的解決方法是得到應(yīng)變分布圖后，根據(jù)邊界處應(yīng)力的分布和邊界條件，利用有限元方法進(jìn)行反問(wèn)題的優(yōu)化求解法算出不同點(diǎn)的彈性模量。因?yàn)闋可娴酱罅康奈粗獏?shù)和大量運(yùn)算，并且還有收斂性問(wèn)題，所以該方法的結(jié)果受到外界影響的因素較多，應(yīng)用比較有限。為了有效地解決這個(gè)問(wèn)題，需要借助其他一些非直接的彈性測(cè)量方法。

本文介紹2種間接測(cè)量組織彈性的方法。第一種是觸覺(jué)共振傳感器的頻率偏移法[2-3]。該方法引入共振傳感器，在不接觸被測(cè)組織的時(shí)候具有本征共振頻率。當(dāng)其接觸被測(cè)組織的時(shí)候，因?yàn)檎駝?dòng)回路聲阻抗的變化，所以會(huì)使共振頻率發(fā)生偏移。但是偏移的大小除了與組織的彈性有關(guān)外，也與其他因素，如接觸面積或接觸壓力有關(guān)。共振頻率偏移法和印壓方法相結(jié)合可消除接觸力大小對(duì)測(cè)量結(jié)果的影響，最終只需測(cè)量印壓力和頻偏關(guān)系就可獲得組織的楊氏模量[4]。該方法已經(jīng)成功應(yīng)用于各種組織，包括皮膚[5]、眼球（眼內(nèi)壓）[6]、乳腺[7]、前列腺[8-13]、肝臟[14]、膀胱[15]、淋巴[16]和卵細(xì)胞[17]等的彈性測(cè)量，證明其具有一定的醫(yī)學(xué)應(yīng)用前景[18]。但是因?yàn)樵摲椒ㄐ枰佑|測(cè)量，而且測(cè)量的是傳感器探頭附近組織的彈性特征，因此，探測(cè)深度有限，不適宜完全無(wú)創(chuàng)地測(cè)量活體人體內(nèi)部組織。第二種間接測(cè)量的方法需要利用1個(gè)檢測(cè)媒介，其能無(wú)損到達(dá)探測(cè)部位，然后探測(cè)媒介在該處的某些物理特性，這些特性與組織的彈性特征有關(guān)，因此可以利用測(cè)量得到的媒介特性間接算出該處組織的彈性特性?？梢赃M(jìn)行無(wú)創(chuàng)檢測(cè)的媒介主要包括各種電磁波和機(jī)械波。電磁波的傳播特性主要受材料的介電常數(shù)和磁導(dǎo)率等因素有關(guān)，與材料的力學(xué)特征關(guān)系不是很直接，不適宜用于探測(cè)材料的彈性特征；機(jī)械波的傳播特性與組織的彈性特征息息相關(guān)，因此適合作為探測(cè)組織彈性的工具。Avenhaus等[19-20]利用全息內(nèi)窺成像方法觀察胃壁在輕觸之后機(jī)械波的干涉條紋發(fā)現(xiàn)，局部彈性的變化會(huì)使干涉條紋模式發(fā)生明顯的變化，據(jù)此可以判斷局部組織病變的存在。該方法雖然可以定性判斷局部彈性改變的存在，但是無(wú)法進(jìn)行定量化測(cè)量。實(shí)際當(dāng)中廣泛應(yīng)用的定量測(cè)量組織彈性的方法是利用剪切波的傳播速度法。該方法可使用不同的激勵(lì)技術(shù)首先在組織中產(chǎn)生剪切波，然后利用不同的工具，如超聲成像、磁共振（MRI）成像或光學(xué)成像進(jìn)行檢測(cè)，獲得傳播速度，最后算得組織的彈性系數(shù)。本文主要介紹基于超聲的剪切波傳播速度法測(cè)量軟組織的彈性。

2 測(cè)量基本原理

在無(wú)限大均勻各向同性的固體中，傳播的機(jī)械波主要分為兩類，一類為壓縮波（compresional wave）；另外一類為剪切波（shear wave）[21]。這兩種機(jī)械波在固體里面的傳播速度分別為[22]：

式中CL，CS分別代表壓縮波和剪切波的波速；K為體積模量；μ為剪切模量；ρ為材料的質(zhì)量密度。體積模量K和剪切模量μ之間的關(guān)系為：

式中ν為材料的泊松比。另外一個(gè)重要的彈性特征參數(shù)是楊氏模量E，和剪切模量μ的關(guān)系為：

通常認(rèn)為軟組織不可壓縮，既認(rèn)為ν近似等于0.5，因此彈性模量和剪切模量的關(guān)系可近似為：

除非特別說(shuō)明，本文以下的討論都基于這一關(guān)系進(jìn)行。在軟組織上，因?yàn)轶w積不可壓縮，那么體積模量就遠(yuǎn)大于剪切模量，因此壓縮波傳播速度也遠(yuǎn)大于剪切波傳播速度。如在組織成像里面通常所用的超聲信號(hào)，就是一種壓縮波，其波速約為1540m/s。但是在軟組織里面剪切波的傳播速度就只有幾到幾十m/s，遠(yuǎn)小于壓縮波傳播速度。通常壓縮波是一種縱波，在傳播方向上粒子的振動(dòng)方向和傳播方向一致；而剪切波是一種橫波，在傳播方向上粒子振動(dòng)方向和傳播方向垂直。但是需要注意的是，這種情況也不是絕對(duì)的，在特殊情況下，如近場(chǎng)剪切波也可以是以縱波的形式存在和傳播的[21]。如振動(dòng)器在組織表面產(chǎn)生垂直方向的振動(dòng)，其在近場(chǎng)振動(dòng)方向（縱深向）傳播的剪切波就以縱波的形式存在[21]。因?yàn)閴嚎s波的傳播速度主要取決于體積模量，而對(duì)于大部分軟組織，其體積模量的值差別不是很明顯，一般認(rèn)為在一個(gè)數(shù)量級(jí)之內(nèi)（109～1010Pa）[23]，壓縮波（超聲）在組織里面的聲速差別都不明顯。而對(duì)于剪切波速度，其主要受剪切模量影響，而不同軟組織的剪切模量差別比較明顯，可達(dá)到幾個(gè)數(shù)量級(jí)（103～108Pa）[23]。因此，剪切波在不同組織里面的傳播速度差別相對(duì)明顯。對(duì)于同一種組織，其體積模量的變化往往很小，而剪切模量在不同狀態(tài)下卻可以有很大的變化。如對(duì)于乳腺組織，體積模量在不同結(jié)構(gòu)之間變化很小，都在2000MPa左右。但是對(duì)于楊氏模量，正常脂肪組織其值約為20kPa；纖維化組織和惡性腫瘤組織可達(dá)100kPa，所以區(qū)別很明顯[24-25]，可用剪切波傳播速度進(jìn)行檢測(cè)。假設(shè)獲得了組織的剪切波傳播速度，那么組織的楊氏模量就可以通過(guò)下式算出：

其中組織的密度通?？扇∫粋€(gè)常數(shù)1000kg/m3。那么在組織當(dāng)中有什么方法可以產(chǎn)生剪切波呢？又可以用什么方法檢測(cè)這些剪切波的傳播呢？以下本文介紹現(xiàn)在常用的一些產(chǎn)生和利用超聲檢測(cè)剪切波的技術(shù)、特點(diǎn)和發(fā)展情況。

3 測(cè)量技術(shù)

根據(jù)產(chǎn)生剪切波的方式不同，現(xiàn)有剪切波傳播速度彈性測(cè)量法主要分為3種，以下分別介紹。

3.1 聲彈性成像技術(shù)（Sonoelastography）

聲彈性成像主要是利用連續(xù)的振動(dòng)波傳播測(cè)量組織的彈性特征。Lerner等[26-29]受手觸診方法的啟示，首先提出了震動(dòng)幅度聲彈性成像的技術(shù)。他們提出利用低頻（20～1000Hz）振動(dòng)器放置在組織外表面進(jìn)行振動(dòng)，該振動(dòng)可傳入組織內(nèi)部引起組織內(nèi)部粒子的振動(dòng)。因此可以結(jié)合超聲多普勒效應(yīng)，利用多普勒超聲測(cè)量組織里面不同地方的振動(dòng)速度，然后利用振動(dòng)速度間接算得該處振動(dòng)的振幅。假設(shè)組織內(nèi)部彈性均勻，那么振動(dòng)的振幅分布具有一定的本征模式（eigenmode）。如果里面有局部硬度變化的腫塊，那么振幅的分布模式就會(huì)產(chǎn)生明顯的變化。該方法最初是用來(lái)對(duì)于組織進(jìn)行彈性分布成像，很難通過(guò)振動(dòng)幅度分布直接定量算出組織量化的彈性系數(shù)，這里就不再詳述。

通過(guò)簡(jiǎn)化的模型，Krouskop等[30]提出利用多普勒超聲測(cè)量剪切波在不同深度振動(dòng)幅度的差異（梯度），然后結(jié)合波動(dòng)方程，證明利用剪切波可以定量化地計(jì)算肌肉組織的楊氏模量。隨后Yamakoshi[31]利用多普勒超聲同時(shí)測(cè)量剪切波的幅度和相位，然后根據(jù)相位分布圖求得剪切波的波長(zhǎng)，然后結(jié)合頻率算出波速，最后得到組織的彈性模量。具體來(lái)說(shuō)，對(duì)于從組織內(nèi)部散射得到的超聲多普勒信號(hào)，對(duì)其進(jìn)行互相關(guān)相干解調(diào)，可得到正交信號(hào)，其實(shí)部和虛部信號(hào)分別為[31]：

式中φ為傳播引起的相位；Ji（x）為第i 階Bessel函數(shù)；為低頻振動(dòng)的頻率；φb為振動(dòng)相位；K是與系統(tǒng)有關(guān)的增益因子；mf為多普勒調(diào)制因子，其值跟該處振幅有關(guān)：

式中 為超聲的載波頻率；CL為超聲聲速； 為振幅。從公式（7）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。因此可以根據(jù)不同倍頻處信號(hào)幅度之間Bessel系數(shù)之間的關(guān)系，然后根據(jù)Bessel函數(shù)值表查詢求得多普勒調(diào)制因子mf，然后求得組織內(nèi)部各處振動(dòng)的振幅。另外一個(gè)重要的參數(shù)就是振動(dòng)的相位信息φb，可以根據(jù)基波分量的相位直接求得。如果對(duì)相位信息進(jìn)行連續(xù)測(cè)量，那么就可以觀測(cè)振動(dòng)傳播的情況，然后根據(jù)剪切波波長(zhǎng)計(jì)算振動(dòng)的傳播速度。

除了單振源法，還可以使用雙振源產(chǎn)生爬行波（crawling wave）的方法測(cè)量剪切波傳播速度[32-33]。該方法使用兩個(gè)頻率接近但稍有不同的振源，分別放置在測(cè)量區(qū)域的兩端。這兩個(gè)剪切波在組織里面能互相干涉最后形成爬行波，由振動(dòng)頻率高的一方傳向振動(dòng)頻率低的一方，傳播速度比原始剪切波速度小，但跟其成比例，可以表示為[33]：

式中ω和Δω分別為振源的基頻及差頻。因?yàn)棣う?ω，爬行波的波速比剪切波速度小很多，因此傳播很容易通過(guò)傳統(tǒng)的超聲儀器直接測(cè)量[34-35]。

在實(shí)驗(yàn)設(shè)備上，具有多普勒成像功能的超聲成像儀器經(jīng)過(guò)適當(dāng)?shù)母倪M(jìn)然后結(jié)合引入適當(dāng)?shù)恼裨淳涂梢詰?yīng)用于聲彈性成像。聲彈性測(cè)量的缺點(diǎn)是測(cè)量的可靠性受到超聲多普勒信號(hào)質(zhì)量的影響。在實(shí)際活體測(cè)量上，因?yàn)榻M織邊界和探頭有限大小的影響，連續(xù)波可能很容易在組織中產(chǎn)生強(qiáng)烈的繞射和反射，并相互干涉形成復(fù)雜的傳播模式，使結(jié)果產(chǎn)生較大的誤差[36]。同時(shí)，怎樣方便放置振源和超聲探頭（特別是使用雙振源時(shí)），在實(shí)際測(cè)量也是需要特別認(rèn)真考慮的問(wèn)題。由于這些困難，使得該方法目前還基本處于實(shí)驗(yàn)階段，在臨床上還沒(méi)有商業(yè)化的應(yīng)用系統(tǒng)。

3.2 可通過(guò)B超引導(dǎo)的瞬時(shí)彈性成像技術(shù)（Transient elastography）

Catheline等[36-37]為了說(shuō)明利用傳統(tǒng)連續(xù)剪切波測(cè)量存在的問(wèn)題，所以詳細(xì)研究了低頻（10～300Hz）連續(xù)和脈沖振動(dòng)在組織及仿體里面的傳播情況。使用的方法是在組織或仿體的一面放置振源，正對(duì)的另外一面放置單陣元超聲探頭，利用M模超聲進(jìn)行觀察振動(dòng)在樣本中的傳播情況。實(shí)驗(yàn)發(fā)現(xiàn)，使用單頻周期振動(dòng)，由于邊界反射、繞射和壓縮波的影響，所以測(cè)量的結(jié)果具有很大的偏差。如果引入脈沖振動(dòng)，那么就能在一定程度上很好地避免這些因素產(chǎn)生的影響，因此該方法能夠更加準(zhǔn)確地測(cè)量剪切波速度并用于彈性模量的計(jì)算。使用脈沖振動(dòng)然后測(cè)量剪切波傳播用于彈性測(cè)量和成像的技術(shù)稱為瞬時(shí)彈性成像（Transient elastography，TE）。

最初提出的瞬時(shí)彈性技術(shù)使用的是透射（transmission）模式檢測(cè)剪切波的傳播，該方法需要將超聲探頭放在振源的另外一面進(jìn)行測(cè)量。這種測(cè)量模式不適于應(yīng)用在臨床實(shí)際測(cè)量當(dāng)中，因此Sandrin等[38]又提出了反射（reflection）模式的瞬時(shí)彈性測(cè)量技術(shù)。該方法將超聲探頭與振動(dòng)器連接在一起，直接使用超聲探頭作為振源在組織里面產(chǎn)生剪切波，然后利用超聲M模信號(hào)進(jìn)行檢測(cè)。這兩種方法的區(qū)別就是在透射模式里面，探測(cè)振動(dòng)的超聲探頭本身是不動(dòng)的，通過(guò)M模信號(hào)超聲計(jì)算出來(lái)的位移就是組織在不同深度位置振動(dòng)的位移。但是在反射模式中，計(jì)算振動(dòng)幅度時(shí)需考慮探頭本身的振動(dòng)影響。該影響可以使用參考位置進(jìn)行補(bǔ)償，該位置可以選擇組織里面的不動(dòng)參考面，如骨頭處產(chǎn)生的強(qiáng)反射信號(hào)。也可以選擇一個(gè)組織里面足夠深的參考點(diǎn)，假設(shè)剪切波因?yàn)樗p傳播到此處的幅度已經(jīng)很小，該點(diǎn)通過(guò)超聲得到的振動(dòng)就能一定程度上代表超聲探頭的振動(dòng)。如果該假設(shè)不能完全成立，則補(bǔ)償后利用求導(dǎo)算應(yīng)變的方法就可以進(jìn)一步減小計(jì)算的誤差[38]。反射模式的瞬時(shí)彈性成像被證明能夠很好地應(yīng)用在活體測(cè)量上，區(qū)分二頭肌在放松和收縮狀態(tài)下彈性的巨大變化[38]。在組織表面放置的振源，除了在深度方向可觀察剪切波的傳播（瞬時(shí)彈性成像）外，還可以在橫向進(jìn)行觀察。方法是在離振源一定橫向距離的位置處設(shè)置兩條超聲觀察線（可使用陣列超聲探頭的兩個(gè)單陣元），然后檢測(cè)剪切波傳播經(jīng)過(guò)這兩條觀察線的時(shí)間差異，計(jì)算出剪切波傳播速度用以計(jì)算組織的彈性。Wang等[39-40]利用這個(gè)方法檢測(cè)血管和肌肉的彈性。通過(guò)肌肉等長(zhǎng)收縮實(shí)驗(yàn)發(fā)現(xiàn)，肌肉硬度在放松和最大自主性收縮狀態(tài)（MVC）下的硬度差異非常驚人，能達(dá)到百倍左右[41-42]。

一維的瞬時(shí)彈性技術(shù)還可以推廣到二維測(cè)量上，為了測(cè)量剪切波在二維空間的傳播情況，必須使用超快速的二維超聲成像系統(tǒng)（成像速度達(dá)5000幀/s以上）[43]。該方法使用固定在超聲探頭兩側(cè)的兩個(gè)振動(dòng)桿產(chǎn)生脈沖振動(dòng)，然后通過(guò)二維超聲成像觀察組織中不同位置的位移隨時(shí)間的變化情況，最后利用組織位移的空間和時(shí)間分布計(jì)算彈性模量[43]。

基于一維瞬時(shí)彈性測(cè)量技術(shù)，誕生了商業(yè)化的測(cè)量系統(tǒng)Fibroscan?（法國(guó)巴黎Echosens公司，現(xiàn)已被中國(guó)內(nèi)蒙古福瑞中蒙藥股份有限公司收購(gòu)）。該系統(tǒng)在臨床上主要應(yīng)用于肝臟硬度的測(cè)量，為肝臟纖維化，特別是肝硬化的無(wú)損定量化檢測(cè)提供了非常有效的工具[44-46]，且在臨床上得到了非常廣泛的應(yīng)用。Fibroscan是獨(dú)立于傳統(tǒng)超聲成像系統(tǒng)的測(cè)量?jī)x器，其本身對(duì)定位不具有引導(dǎo)功能。但是肝臟位于腹腔中，超聲只有通過(guò)肋間隙才能進(jìn)入；同時(shí)肝臟的結(jié)構(gòu)比較復(fù)雜，具有一些大血管和膽管，所以在測(cè)量時(shí)需要避開(kāi)大血管，以免引起較大的誤差。因此，F(xiàn)ibroscan的操作者需要具有一定的經(jīng)驗(yàn)用以找到準(zhǔn)確的測(cè)量部位。如果在正式測(cè)量之前能夠?qū)y(cè)量位置進(jìn)行準(zhǔn)確定位，那么就可以提高測(cè)量的可靠性和準(zhǔn)確性。鄭永平等[47-48]提出在瞬時(shí)彈性測(cè)量上結(jié)合B超圖象進(jìn)行引導(dǎo)，首先利用B超通過(guò)肋間空隙對(duì)肝臟進(jìn)行成像，然后找到均勻的區(qū)域（避開(kāi)大血管和膽管），選擇單條A超線確定感興趣區(qū)域，然后通過(guò)超聲探頭產(chǎn)生脈沖振動(dòng)進(jìn)行M模超聲測(cè)量剪切波，最后測(cè)得肝臟的硬度?；贐超圖像的視覺(jué)引導(dǎo)可以減低肝臟硬度測(cè)量對(duì)經(jīng)驗(yàn)的依賴程度，得到更加可靠、準(zhǔn)確的結(jié)果，且相關(guān)的系統(tǒng)驗(yàn)證工作和臨床實(shí)驗(yàn)正在進(jìn)行當(dāng)中。

3.3 聲輻射力彈性測(cè)量技術(shù)

除了利用放置在組織表面的振源產(chǎn)生剪切波的方法，還可以利用聚焦超聲產(chǎn)生聲輻射力（acoustic radiation force）的方法來(lái)進(jìn)行剪切波彈性測(cè)量。當(dāng)聲波在傳播路徑上被反射或者吸收時(shí)，就會(huì)產(chǎn)生聲輻射力[49]。對(duì)于生物組織來(lái)說(shuō)，聲輻射力通常利用組織在聚焦點(diǎn)處對(duì)聲波的吸收來(lái)產(chǎn)生。聲波產(chǎn)生的聲輻射力的方向與聲波傳播的方向相同，在焦點(diǎn)處產(chǎn)生的脈沖聲輻射力會(huì)使該處的組織粒子產(chǎn)生振動(dòng)，從而產(chǎn)生剪切波，然后沿著與振幅垂直的方向傳播。聲輻射力很早就被人們發(fā)現(xiàn)，其科學(xué)的定義可以追溯到20世紀(jì)初（1903年）Rayleigh的經(jīng)典論文《振動(dòng)壓》[50]，但是到1998年Sarvazyan等[23]才提出利用聲輻射力產(chǎn)生剪切波，然后對(duì)組織彈性進(jìn)行測(cè)量或成像。

Sarvazyan等[23]對(duì)利用超聲波產(chǎn)生的聲輻射力及其引起的振動(dòng)和剪切波進(jìn)行了詳細(xì)的理論分析，提出可以使用3種方法來(lái)測(cè)量組織的剪切模量。第一種方法為測(cè)量聲輻射力產(chǎn)生處，即聚焦點(diǎn)位置的位移達(dá)到最大時(shí)所需的時(shí)間tmax。該時(shí)間和剪切波傳播速度成反比關(guān)系，可以通過(guò)這個(gè)時(shí)間計(jì)算剪切波傳播速度，然后計(jì)算組織的剪切模量。第二種方法是測(cè)量聲輻射力產(chǎn)生處的最大位移幅度，該幅度和剪切模量（ ）成反比，可以利用最大位移算出該點(diǎn)的剪切模量。第三種方法是觀察聲輻射力產(chǎn)生的剪切波的波前陣面的傳播情況，然后測(cè)量其傳播速度以計(jì)算組織的剪切模量。前兩種方法因?yàn)橹荒軠y(cè)量單點(diǎn)的彈性參數(shù)，且測(cè)量受超聲系統(tǒng)和組織其他因素的影響比較大，所以本文不作詳細(xì)介紹。在此，著重介紹第三種方法，即利用剪切波的傳播測(cè)量法。對(duì)于聲輻射力產(chǎn)生的剪切波，可以在其傳播路徑上設(shè)置兩個(gè)觀察點(diǎn)測(cè)量傳播的時(shí)間差，然后計(jì)算剪切波的傳播速度。Chen等[51]提出使用剪切波速度頻散模型（速度跟頻率有關(guān)）測(cè)量組織的固有彈性和粘性，他們使用的模型是[31]：

式中ω=2πf為角頻；μ為剪切模量（kPa）；η為粘性系數(shù)（kPa·s）。通過(guò)測(cè)量剪切波傳播速度與頻率的關(guān)系然后計(jì)算出剪切模量和粘性系數(shù)，他們稱這個(gè)方法為“剪切波頻散超聲振動(dòng)測(cè)量法（SDUV）”[52]。隨后，分析了測(cè)量誤差的主要來(lái)源[53]，利用印壓實(shí)驗(yàn)驗(yàn)證測(cè)量結(jié)果的準(zhǔn)確性[54]，并對(duì)該方法在前列腺疾病的診斷上進(jìn)行了初步的驗(yàn)證[55]。該方法的優(yōu)點(diǎn)是，可以單獨(dú)測(cè)量表征組織本征特性的彈性參數(shù)和粘性參數(shù)，能更好地描述組織的實(shí)際材料特性。

為了測(cè)量剪切波的二維傳播情況，必須對(duì)其進(jìn)行高速跟蹤成像。普通的超聲成像系統(tǒng)速度（通常<100幀/s）不能夠進(jìn)行實(shí)時(shí)測(cè)量，但是通過(guò)多次測(cè)量，可以用間接的方法以達(dá)到虛擬的高速成像[56]。其方法是在脈沖聲輻射力激勵(lì)后利用高速單線A模超聲在某個(gè)位置進(jìn)行M模觀測(cè)一段時(shí)間，假設(shè)觀測(cè)時(shí)間足夠，剪切波在此期間就已經(jīng)通過(guò)觀測(cè)的位置，然后重復(fù)聲輻射力激勵(lì)（源位置不變），改變觀測(cè)的位置，進(jìn)行多位置觀測(cè)，最后利用多次重復(fù)測(cè)量的分塊數(shù)據(jù)進(jìn)行整合，達(dá)到虛擬高速成像的目的，然后利用這些數(shù)據(jù)計(jì)算位移的時(shí)空分布，跟蹤剪切波在組織中的傳播情況[56]。利用此方法，通過(guò)對(duì)普通的超聲儀器進(jìn)行一定的改造，就可以達(dá)到彈性測(cè)量成像的目的。在商業(yè)系統(tǒng)上，西門子的超聲系統(tǒng)Acouson S2000系統(tǒng)就包含利用聲輻射力進(jìn)行剪切波傳播速度測(cè)量的功能，稱為“虛擬觸診組織量化（virtual touch tissue quantification）”。方法是在B模圖像上選取某一感興趣區(qū)域，然后在其附近產(chǎn)生聲輻射力激勵(lì)，測(cè)量剪切波傳播到該感興趣區(qū)域所需的時(shí)間計(jì)算剪切波速度。該測(cè)量顯示是區(qū)域平均測(cè)量值。

除使用單點(diǎn)的聲輻射力激勵(lì)外，還可進(jìn)行多點(diǎn)激勵(lì)，使聲輻射力源從點(diǎn)源變?yōu)榫€源，以用來(lái)進(jìn)行彈性的測(cè)量和成像。該方法首先由一個(gè)法國(guó)的研究小組提出，他們稱這種利用聲輻射力成像的方法為超音速剪切波成像（Supersonic shear imaging，SSI）[57]，并成立了相應(yīng)的公司（Supersonic Imagine，法國(guó)普羅旺斯地區(qū)艾克斯），商業(yè)化地推廣了這項(xiàng)技術(shù)。該技術(shù)的原理是利用快速的聲輻射力激勵(lì)產(chǎn)生線性振源，然后利用特殊的超高速的超聲成像（>5000幀/s）技術(shù)[58]來(lái)追蹤剪切波傳播路徑上各點(diǎn)的位移，基于這些位移的時(shí)空分布圖利用各種算法，如微分法或者傳播時(shí)間法等[57,59-60]計(jì)算組織的楊氏模量。因?yàn)榫€性點(diǎn)激勵(lì)振源產(chǎn)生的速度比剪切波速度還快，所以稱為超音速激勵(lì)。這種方式的激勵(lì)可以在一定的程度上保證剪切波的傳播是在線性振源的產(chǎn)生之后。多點(diǎn)激勵(lì)產(chǎn)生的速度和剪切波的傳播速度之比被稱為馬赫數(shù)（Mach number），可以利用不同的馬赫數(shù)來(lái)調(diào)節(jié)激勵(lì)源兩邊波前陣面?zhèn)鞑サ膴A角。當(dāng)馬赫數(shù)為1～5時(shí)，兩個(gè)波前陣面夾角變化明顯，當(dāng)馬赫數(shù)大于5，則兩波前陣面基本平行。可以利用不同馬赫數(shù)下傳播情況的不同進(jìn)行復(fù)合成像。方法是首先利用不同馬赫數(shù)產(chǎn)生不同的彈性圖，然后進(jìn)行平均，就可提高成像的質(zhì)量[57]。另外需要注意的就是SSI可以在振源兩邊拿到彈性模量圖，但是在振源處因?yàn)橛性吹拇嬖?，測(cè)量是不準(zhǔn)確的[57]，因此需要作特殊處理。解決的方法就是改變振源的位置，然后讓第一次成像時(shí)聲輻射力激勵(lì)的位置處于第二次激勵(lì)時(shí)的成像區(qū)域，第二次激勵(lì)的位置處于第一次激勵(lì)的成像區(qū)，兩次測(cè)量結(jié)果相互補(bǔ)充獲得各自振源處位置的彈性分布[61]。利用SSI可以對(duì)彈性模量進(jìn)行多點(diǎn)測(cè)量和成像，且測(cè)量結(jié)果受外界和測(cè)試條件影響小，因此有很大的臨床價(jià)值，已經(jīng)在很多組織包括乳房[61,62]、肝臟[63]、肌肉[64-67]、甲狀腺[68]、腦[69]和角膜[70]上進(jìn)行了初步的應(yīng)用。

使用聲輻射力進(jìn)行彈性測(cè)量的另外一個(gè)重要的課題就是安全問(wèn)題。Sarvazyan等[23]粗略地指出用來(lái)產(chǎn)生輻射力的超聲波功率密度與普通超聲成像的相似之處，但是前者所持續(xù)的時(shí)間會(huì)長(zhǎng)一些，通常情況下，未達(dá)到產(chǎn)生生物效應(yīng)的門限，因此是安全的。聲輻射力測(cè)量可能給組織帶來(lái)的損害主要集中在溫度效應(yīng)上。在聚焦位置，組織的溫度會(huì)局部升高。Palmeri等[71-73]分別利用實(shí)驗(yàn)和有限元方法測(cè)量和模擬了聲輻射成像方法對(duì)組織的溫度影響。得出的結(jié)論是，聲輻射力引起的溫度效應(yīng)與組織的衰減系數(shù)及激勵(lì)的頻率有關(guān)，在安全的能量范圍內(nèi)其能夠用來(lái)進(jìn)行成像。但是基于安全因素的考慮，激勵(lì)不能太頻繁或持續(xù)太長(zhǎng)時(shí)間。在成像幀速度、區(qū)域大小和掃描線間隔之間需要進(jìn)行一定的平衡。對(duì)于單點(diǎn)彈性值的剪切波測(cè)量，因?yàn)橹皇褂靡淮尉奂暭?lì)，然后就可進(jìn)行測(cè)量，因此基本是安全的。而對(duì)于SSI成像方式，Bercoff等[57]通過(guò)計(jì)算明確也并指出其安全性。Athanasiou等[62]報(bào)導(dǎo)了臨床使用的商業(yè)成像系統(tǒng)探頭參數(shù)，該成像方式的機(jī)械指數(shù)（Mechanical index，MI）為1.4，成像速度為1幀/s時(shí)的空間峰值時(shí)間平均聲強(qiáng)（ISPTA）為603mW/cm2，溫度指數(shù)（Thermal index，TI）為0.48，都小于FDA規(guī)定的安全界限值（MI<1.9，ISPTA<720 mW/cm2，TI<6）。因此可以得出結(jié)論，在單次或少量多次聲輻射力激勵(lì)的情況下，利用聲輻射力對(duì)組織進(jìn)行彈性測(cè)量是安全的，但是在聲輻射力激勵(lì)高速連發(fā)的情況下，必須考慮測(cè)量的安全性。

4 應(yīng)用

基于剪切波的組織的彈性在最近10年發(fā)展迅速，并已經(jīng)開(kāi)始在臨床方面獲得了一些應(yīng)用。其中，最明顯的例子就是利用瞬時(shí)彈性技術(shù)測(cè)量肝臟硬度用來(lái)評(píng)估肝臟的纖維化程度。傳統(tǒng)的客觀評(píng)價(jià)肝臟纖維化程度的“金標(biāo)準(zhǔn)”是組織活檢測(cè)試，其需要利用微創(chuàng)型針頭在肝臟上取出一小部分組織，然后進(jìn)行解剖分析。但是其有創(chuàng)性檢測(cè)，會(huì)伴隨疼痛及可能引起的嚴(yán)重的并發(fā)癥，不適宜頻繁多次使用，且取出的組織體積通常只是肝臟體積的1/50000，所以不能很好地代表整個(gè)肝臟的受損情況，因此易產(chǎn)生誤診或者漏診[74-75]。基于以上缺點(diǎn)，故需要開(kāi)發(fā)新的、客觀化的無(wú)損檢測(cè)方法，以進(jìn)行輔助診斷。而伴隨著纖維化產(chǎn)生的肝臟硬度變化就是很有潛力的測(cè)量對(duì)象。Yeh等[76]通過(guò)離體壓縮測(cè)試和解剖分析進(jìn)行相關(guān)性測(cè)試，發(fā)現(xiàn)肝臟硬度與組織解剖纖維化程度呈現(xiàn)很強(qiáng)的正相關(guān)性。因此，如果能夠準(zhǔn)確地?zé)o損測(cè)量肝臟硬度的大小，就可以利用它來(lái)對(duì)肝臟的纖維化程度進(jìn)行量化評(píng)估。利用剪切波速度測(cè)量組織彈性的Fibroscan系統(tǒng)被引入肝臟硬度的檢測(cè)以后，受到了很多臨床人員的重視，他們開(kāi)展了一系列的臨床研究，用于了解該儀器的特性。使用中，需要找到腹部肝臟右葉上方的肋骨間隙，通過(guò)此處將50Hz的振動(dòng)打入肝臟，然后利用超聲進(jìn)行檢測(cè)。Fibroscan測(cè)量的是皮膚下方2.5～6.5cm固定深度部分肝臟組織的平均硬度[44-45]。實(shí)驗(yàn)的成功率以獲取正確讀數(shù)的次數(shù)除以激勵(lì)發(fā)射總次數(shù)來(lái)計(jì)算，最后獲取10次有效的測(cè)量結(jié)果，取中位數(shù)用來(lái)代表肝臟的硬度。因?yàn)楦卫w維化通常在慢性病毒性肝炎患者中普遍存在，所以已有的關(guān)于肝臟硬度在評(píng)估纖維化中作用的結(jié)論很大一部分都是在肝炎患者的研究上得到的。研究對(duì)象主要是慢性丙型肝炎（Hepatitis C）患者[45,77-79]，也有一些丙型肝炎病毒（HCV）/人類免疫缺陷病毒（HIV）共同攜帶者[80-81]及乙型肝炎（Hepatitis B）患者[82-84]的研究。在慢性肝炎引起的肝臟纖維化的評(píng)估方面，大部分研究證明，通過(guò)瞬時(shí)彈性獲得的肝臟硬度與由組織解剖獲得的纖維化水平之間存在明顯的正向相關(guān)性。肝臟硬度能較好的區(qū)分低纖維化等級(jí)和肝硬化之差異。但是在中等纖維化（F2～F3）程度的區(qū)分上，肝臟硬度值有較多的重疊，診斷效果一般。對(duì)于慢性肝病患者，其病情的突然加?。ň唧w表現(xiàn)在急性炎癥引起谷丙轉(zhuǎn)氨酶ALT急劇增加），也會(huì)導(dǎo)致肝臟硬度增加[83,85-88]。這會(huì)影響纖維化診斷的準(zhǔn)確性，因此需要特別注意。其他一些可能的肝病病理，如溫和性脂肪變性（steatosis）、非酒精脂肪肝炎（NASH）、非酒精性脂肪肝?。∟AFLD）、肝竇淤血、肝外膽汁淤積等因素對(duì)肝硬度的影響也有一些相關(guān)的研究[89-92]。只有對(duì)這些因素作徹底研究，才能利用肝臟硬度值對(duì)肝臟纖維化水平進(jìn)行正確客觀的評(píng)估。除了用于診斷，肝臟硬度彈性檢測(cè)還可以用于評(píng)估肝臟纖維化治療藥物的效果。相關(guān)的研究[93-96]顯示，經(jīng)過(guò)治療以后肝臟硬度有所降低，其降低的程度受許多因素影響，如初始纖維化的嚴(yán)重程度和體重指數(shù)（BMI）等[96]。實(shí)際操作使用Fibroscan進(jìn)行肝硬度測(cè)量需要注意的是，在某些患者身上測(cè)量會(huì)失敗（拿不到數(shù)值）或測(cè)量可靠性不高（上下四分位數(shù)間隔大于肝硬度中位值的30%，或者測(cè)試成功率低于60%）。Castera等[97]回顧分析了13369例Fibroscan檢查，發(fā)現(xiàn)有1/5的測(cè)量結(jié)果難以解釋。導(dǎo)致這些缺陷測(cè)量的原因包括肥胖、操作者經(jīng)驗(yàn)、肋間距、腹水、性別、年齡、高血糖、高血壓等[98-99]。到目前為止，國(guó)內(nèi)也已有一些關(guān)于利用Fibroscan開(kāi)展肝臟硬度檢測(cè)的研究報(bào)導(dǎo)[100-101]。我國(guó)是乙肝大國(guó)，Hepatitis B患者肝臟纖維化的檢測(cè)和治療是一個(gè)具有重要意義的課題。因此，通過(guò)肝臟硬度測(cè)量對(duì)肝臟進(jìn)行無(wú)損纖維化檢測(cè)在國(guó)內(nèi)具有非常大的應(yīng)用潛力。關(guān)于這方面的發(fā)展歷史和現(xiàn)狀，有興趣的讀者可進(jìn)一步參考國(guó)內(nèi)、外相關(guān)的綜述文章[77,102-115]。值得注意的是，除Fibroscan外，其他基于聲輻射力產(chǎn)生的剪切波傳播測(cè)量彈性的方法也可以用于肝硬度的檢測(cè)[63,116]。這些方法在臨床使用上互有優(yōu)缺點(diǎn)，互相補(bǔ)充，它們之間的良性競(jìng)爭(zhēng)還可以促進(jìn)各自技術(shù)的長(zhǎng)遠(yuǎn)發(fā)展并且降低相應(yīng)醫(yī)療儀器的價(jià)格。

除肝臟硬度的檢測(cè)外，剪切波彈性測(cè)量還可以用于許多與疾病相關(guān)的醫(yī)學(xué)檢測(cè)和治療上。如使用SSI彈性測(cè)量可以進(jìn)行乳腺基本結(jié)構(gòu)物質(zhì)（脂肪和腺體）彈性參數(shù)特征化[117]和病變檢測(cè)。Tanter等[61]通過(guò)初步研究（13例病例）發(fā)現(xiàn)，對(duì)于乳腺組織，正常脂肪和實(shí)質(zhì)結(jié)構(gòu)的楊氏模量為3～45kPa；良性腫瘤的楊氏模量為80kPa以下；而惡性腫瘤的硬度在100kPa以上。孢囊病變結(jié)構(gòu)因?yàn)橛幸后w在里面，不傳播剪切波，所以無(wú)硬度值顯示。隨后，在48例乳腺病變上的測(cè)量得出良性腫瘤的楊氏模量均值為（45.3±41.1）kPa；惡性腫瘤值為（146.6±40.1）kPa，進(jìn)一步證實(shí)良、惡性腫瘤的硬度區(qū)別[62]。通過(guò)剪切波傳播法實(shí)現(xiàn)的乳腺?gòu)椥詼y(cè)量的可重復(fù)性和診斷性能最近也得到了驗(yàn)證[118]。這些初步的結(jié)果證明，彈性測(cè)量可以結(jié)合傳統(tǒng)B超成像，來(lái)提高乳腺疾病良、惡性腫瘤診斷的準(zhǔn)確性，成功使用可減少穿刺活檢的次數(shù)，值得推廣，有進(jìn)一步進(jìn)行大規(guī)模臨床測(cè)試的必要性[119]。剪切波彈性測(cè)量還可以用于測(cè)量肌肉的彈性。因?yàn)榧∪獾奈恢迷诒砥は聦?，所以傳統(tǒng)上很難有方法可以有效地測(cè)量活體肌肉的彈性特征。剪切波彈性測(cè)量法不僅可以定量測(cè)量肌肉彈性在收縮時(shí)的改變[65,67,120-122]，而且還可以定量測(cè)量由肌纖維排列方向引起的肌肉彈性的各向異性[64,123]。因此，該方法也有很大的潛力用于研究各種肌肉疾病或各種肌肉訓(xùn)練方法對(duì)肌肉功能的改善情況。在輔助治療評(píng)估方法，另外一個(gè)重要的應(yīng)用就是利用剪切波彈性測(cè)量法監(jiān)視高能聚焦超聲（HIFU）的效果[124]。HIFU是最新發(fā)展起來(lái)的利用高能聚焦超聲治療腫瘤的新方法，具有很大的應(yīng)用潛力。但是實(shí)際使用當(dāng)中還存在一些問(wèn)題，如需要實(shí)時(shí)檢測(cè)治療的范圍，以免對(duì)正常組織造成不必要的損傷。利用彈性測(cè)量對(duì)HIFU治療區(qū)域進(jìn)行監(jiān)視的原理基于經(jīng)過(guò)HIFU高溫治療后的組織會(huì)變性，最終硬度會(huì)增加，然后通過(guò)彈性的測(cè)量成像就可以知道治療的范圍和效果[125]。Bercoeff等[124]首先提出了利用剪切模量成像監(jiān)視熱療過(guò)程當(dāng)中組織的變化情況。之后，Sapin-de Brosses等[126]利用熱浴方法研究了組織剪切模量和溫度的關(guān)系，發(fā)現(xiàn)不同組織的剪切模量對(duì)溫度的反應(yīng)是不同的。對(duì)于肌肉組織，剪切模量隨溫度變化經(jīng)歷4個(gè)典型的階段，在前三個(gè)階段，剪切模量是隨溫度增加而減小的，到了最后階段，其值才慢慢增加。進(jìn)一步的研究證明，可以利用剪切模量和溫度在低溫區(qū)域（<45℃）的線性關(guān)系對(duì)HIFU治療區(qū)域進(jìn)行快速的剪切波溫度成像，相對(duì)于傳統(tǒng)超聲溫度成像，剪切波溫度成像可以降低其他因素，如呼吸對(duì)測(cè)量結(jié)果的影響[127]。當(dāng)溫度繼續(xù)升高到達(dá)損傷形成階段，可以同時(shí)利用剪切波溫度成像和剪切模量成像對(duì)熱療損傷的形成，治療處周圍組織溫度和彈性特征進(jìn)行監(jiān)視[128]。

5 問(wèn)題和展望

以剪切波作為探測(cè)媒介的彈性測(cè)量法具有一個(gè)很重要的優(yōu)點(diǎn)，就是能夠利用對(duì)局部范圍內(nèi)剪切波的傳播方式對(duì)組織的彈性特征進(jìn)行局部測(cè)量，其測(cè)量受組織整體情況，如器官的大小、其所處的位置和其周圍組織等因素的影響比較小。探測(cè)儀器本身，如探頭的尺寸對(duì)測(cè)量的結(jié)果影響也較小，操作者所需要的就是將探頭準(zhǔn)確放置到感興趣測(cè)量范圍的外部，讓剪切波順利地傳播到感興趣區(qū)域進(jìn)行自動(dòng)化測(cè)量。因此，在這個(gè)過(guò)程當(dāng)中，環(huán)境和人為操作因素的影響減小了，在一定程度上能保證測(cè)量結(jié)果的準(zhǔn)確性和可靠性，很適合進(jìn)行臨床應(yīng)用，并具有廣泛的應(yīng)用前景。本文主要介紹利用超聲的方法來(lái)檢測(cè)剪切波的傳播波速，進(jìn)而測(cè)量組織的彈性及成像。使用超聲進(jìn)行檢測(cè)的好處是超聲儀器廣泛的普及率，及成像具有實(shí)時(shí)性的優(yōu)點(diǎn)。但是其也有一些明顯的缺點(diǎn)，如骨頭的強(qiáng)反射導(dǎo)致在某些組織（大腦）里面很難進(jìn)行活體測(cè)量，解決的方法是借助其他一些成像方法進(jìn)行測(cè)量。核磁共振彈性成像（MRE）就是最近發(fā)展起來(lái)的一種很重要的組織彈性測(cè)量方法[129-132]，在腦部彈性測(cè)量和成像方面具有得天獨(dú)厚的優(yōu)勢(shì)，受到了科研和醫(yī)學(xué)界的廣泛關(guān)注，我們將在以后介紹。

對(duì)于超聲檢測(cè)的剪切波彈性測(cè)量現(xiàn)有的發(fā)展?fàn)顩r，也存在一些尚待解決或者需要進(jìn)一步研究的問(wèn)題。首先，大部分基于剪切波的組織彈性測(cè)量都是基于忽略粘性的基礎(chǔ)上得到的。但是實(shí)際上粘性是軟組織重要的力學(xué)特征，其中很明顯的例子就是用純彈性理論很難解釋組織測(cè)量出來(lái)的彈性值與剪切波的頻率有關(guān)這個(gè)現(xiàn)象。已經(jīng)有一些模型提出來(lái)使用剪切波對(duì)組織的粘性和彈性進(jìn)行多參數(shù)測(cè)量或成像[133-135]，如上面所提的SDUV方法[52]。但是怎樣得到簡(jiǎn)單可靠實(shí)用的粘性參數(shù)以用于臨床測(cè)試，還需要進(jìn)一步的研究。另外一個(gè)缺少的部分是關(guān)于組織彈性改變與組織結(jié)構(gòu)變化之間關(guān)系的基礎(chǔ)研究。如通過(guò)研究發(fā)現(xiàn)在纖維化沒(méi)有發(fā)生任何改變的情況下，急性發(fā)炎會(huì)急劇增加肝臟硬度值，甚至達(dá)到或超過(guò)診斷肝硬化的分界值（cut-off val ue）[87]。但是這些因素到底怎樣影響了肝臟硬度的讀數(shù)，目前還沒(méi)有一致的看法，知其然而不知其所以然，這樣的認(rèn)識(shí)是不夠深入的。以后可能需要借助生物力學(xué)模型和生理模型從理論結(jié)合實(shí)驗(yàn)的角度對(duì)這些因素進(jìn)行進(jìn)一步的研究，以找到診斷的干擾因素，從而進(jìn)一步提高利用肝臟硬度診斷纖維化的準(zhǔn)確性。另外，目前大部分研究都是集中在大尺寸組織的彈性測(cè)量上，而對(duì)于比較薄的組織，如皮膚、軟骨和角膜等，研究其彈性對(duì)疾病的診斷和治療也有很大的幫助?；诂F(xiàn)有技術(shù)的空間分辨率（通常在1mm以上），這些剪切波測(cè)量技術(shù)還不能很好地應(yīng)用到這些薄組織上面，未來(lái)另一個(gè)可能發(fā)展的方向就是發(fā)展相關(guān)的小尺度或微尺度的基于剪切波的彈性測(cè)量和成像技術(shù)。這是一個(gè)未來(lái)可能會(huì)誕生很多創(chuàng)新測(cè)量或成像技術(shù)的領(lǐng)域，可以結(jié)合很多的新技術(shù)進(jìn)行嘗試，如高/超高頻超聲或者光學(xué)層析成像（OCT）等，并且具有很大的發(fā)展?jié)摿Α？傊?，通過(guò)發(fā)展多種能用于各種組織的、準(zhǔn)確可靠的剪切波彈性測(cè)量技術(shù)，將會(huì)給各種疑難醫(yī)學(xué)問(wèn)題的研究和解決帶來(lái)新的發(fā)展機(jī)會(huì)，該領(lǐng)域具有光明的前景。

志謝

感謝香港研究資助局（PolyU5354/08E）和香港理工大學(xué)（J-BB69）基金對(duì)本研究的資助。

[1]Kallel F,Bertrand M.Tissue elasticity reconstruction using linear perturbation method[J].IEEE Trans Med Imaging,1996,15(3):299-313.

[2]Omata S,Terunuma Y.New tactile sensor like the human hand and its applications[J].Sens Actuator A-Phys,1992,35(1):9-15.

[3]Omata S,Murayama Y,Constantinou CE.Real time robotic tactile sensor system for the determination of the physical properties of biomaterials [J].Sens Actuator A-Phys,2004,112(2-3):278-285.

[4]Jalkanen V.Hand-held resonance sensor for tissue stiffness measurements-a theoretical and experimental analysis [J]. Meas Sci Technol,2010,21(5):055801.

[5]Lindahl OA,Omata S,Angquist KA.A tactile sensor for detection of physical properties of human skin in vivo[J].J Med Eng Technol,1998,22(4):147-153.

[6]Hallberg P,Linden C,Lindahl OA,et al. Applanation resonance tonometry for intraocular pressure in humans[J].Physiol Meas,2004,25(4):1053-1065.

[7]Murayama Y,Haruta M,Hatakeyama Y,et al.Development of a new instrument for examination of stiffness in the breast using haptic sensor technology[J].Sens Actuator A-Phys,2008,143(2):430-438.

[8]Eklund A,Bergh A,Lindahl OA.A catheter tactile sensor for measuring hardness of soft tissue: measurement in a silicone model and in an in vitro human prostate model[J].Med Biol Eng Comput, 1999,37(5):618-624.

[9]Jalkanen V,Andersson BM,Bergh A,et al.Prostate tissue stiffness as measured with a resonance sensor system: a study on silicone and human prostate tissue in vitro[J].Med Biol Eng Comput,2006,44(7):593-603.

[10]Jalkanen V,Andersson BM,Bergh A,et al.Resonance sensor measurements of stiffness variations in prostate tissue in vitro-a weighted tissue proportion model[J].Physiol Meas,2006,27(12):1373-1386.

[11]Jalkanen V,Andersson BM,Bergh A,et al.Spatial variations in prostate tissue histology as measured by a tactile resonance sensor[J].Physiol Meas,2007,28(10):1267-1281.

[12]Jalkanen V,Andersson BM,Bergh A,et al.Explanatory models for a tactile resonance sensor system - elastic and density-related variations of prostate tissue in vitro[J].Physiol Meas, 2008,29(7):729-745.

[13]Lindberg P,Andersson B,Bergh A,et al.Prostate cancer detection with an improved resonance sensor system: parameter evaluation in a silicone model and on human prostate tissue in vitro[J].Med Biol Eng Comput,2006,44(12):1053-1059.

[14]Kusaka K,Harihara Y,Torzilli G,et al.Objective evaluation of liver consistency to estimate hepatic fibrosis and functional reserve for hepatectomy[J].J Am Coll Surg,2000,191(1):47-53.

[15]Watanabe T,Omata S,Lee JZ,et al.Comparative analysis of bladder wall compliance based on cystometry and biosensor measurements during the micturition cycle of the rat[J].Neurourol Urodyn,1997,16(6):567-581.

[16]Miyaji K,Furuse A,Nakajima J,et al.The stiffness of lymph nodes containing lung carcinoma metastases-a new diagnostic parameter measured by a tactile sensor[J].Cancer,1997, 80(10):1920-1925.

[17]Murayama Y,Constantinou CE,Omata S.Micro-mechanical sensing platform for the characterization of the elastic properties of the ovum via uniaxial measurement[J].J Biomech,2004,37(1):67-72.

[18]Lindahl OA,Constantinou CE,Eklund A,et al.Tactile resonance sensors in medicine[J].J Med Eng Technol,2009,33(4):263-273.

[19]Avenhaus W,Kemper B,Knoche S,et al.Dynamic holographic endoscopy-ex vivo investigations of malignant tumors in the human stomach [J].Lasers Med Sci,2005,19(4):223-228.

[20]Avenhaus W,Kemper B,von Bally G,et al.Gastric wall elasticity assessed by dynamic holographic endoscopy: ex vivo investigations in the porcine stomach[J].Gastrointest Endosc,2001,54(4):496-500.

[21]Carstensen EL,Parker KJ,Lerner RM.Elastography in the management of liver disease[J].Ultrasound Med Biol,2008,34(10):1535-1546.

[22]Graff KF. Waves in infinite media[M].In: Graff KF, editor.Chapter 5.Wave Motion in Elastic Solids.London:Oxford University Press,1975:273-310.

[23]Sarvazyan AP,Rudenko OV,Swanson SD,et al.Shear wave elasticity imaging:a new ultrasonic technology of medical diagnostics[J]. Ultrasound Med Biol,1998,24(9):1419-1435.

[24]Krouskop TA,Wheeler TM,Kallel F,et al.Elastic moduli of breast and prostate tissues under compression[J].Ultrason Imaging,1998,20(4):260-274.

[25]Wells PNT,Liang HD.Medical ultrasound: imaging of soft tissue strain and elasticity[J].J R Soc Interface,2011,8(64):1521-1549.

[26]Lerner RM,Parker KJ.Sonoelasticity images derived from ultrasound signals in mechanically vibrated targets,Oct,1987[C].7th European Communities Workshop,Nijmegen,Netherlands:1987.

[27]Lerner RM,Parker KJ,Holen J,et al.Sonoelasticity:medical elasticity images derived from ultrasound signals in mechanically vibrated targets[J].Acoust Imaging,1988,16:317-327.

[28]Lerner RM,Huang SR,Parker KJ.Sonoelasticity images derived from ultrasound signals in mechanically vibrated tissues[J].Ultrasound Med Biol,1990,16(3):231-239.

[29]Parker KJ,Huang SR,Musulin RA,et al.Tissue response to mechanical vibrations for sonoelasticity imaging[J].Ultrasound Med Biol,1990,16(3):241-246.

[30]Krouskop TA,Dougherty DR,Vinson FS.A pulsed Doppler ultrasonic system for making noninvasive measurements of the mechanical properties of soft tissue[J].J Rehabil Res Dev,1987,24(2):1-8.

[31]Yamakoshi Y,Sato J,Sato T.Ultrasonic imaging of internal vibration of soft tissue under forced vibration[J].IEEE Trans Ultrason Ferroelectr Freq Control,1990,37(2):45-53.

[32]Wu Z,Hoyt K,Rubens DJ,et al.Sonoelastographic imaging of interference patterns for estimation of shear velocity distribution in biomaterials[J].J Acoust Soc Am, 2006,120(1):535-545.

[33]Wu Z,Taylor LS,Rubens DJ,et al.Sonoelastographic imaging of interference patterns for estimation of the shear velocity of homogeneous biomaterials[J].Phys Med Biol,2004,49(6):911-922.

[34]Hoyt K,Parker KJ,Rubens DJ.Real-time shear velocity imaging using sonoelastographic techniques[J].Ultrasound Med Biol,2007,33(7):1086-1097.

[35]Hoyt K,Castaneda B,Parker KJ.Two-dimensional sonoelastographic shear velocity imaging[J].Ultrasound Med Biol,2008,34(2):276-288.

[36]Catheline S,Wu F,Fink M.A solution to diffraction biases in sonoelasticity:the acoustic impulse technique[J].J Acoust Soc Am,1999,105(5):2941-2950.

[37]Catheline S,Thomas JL,Wu F,et al.Diffraction field of a low frequency vibrator in soft tissues using transient elastography[J].IEEE Trans Ultrason Ferroelectr Freq Control,1999,46(4):1013-1019.

[38]Sandrin L,Tanter M,Gennisson JL,et al.Shear elasticity probe for soft tissues with 1-D transient elastography[J].IEEE Trans Ultrason Ferroelectr Freq Control,2002,49(4):436-446.

[39]Wang CZ,Zheng YP.Local arterial stiffness measurement using a high frame rate ultrasound system[C].8th International Conference on the Ultrasonic Measurement and Imaging of Tissue Elasticity;Vlissingen,Zeeland,Netherlands:2009:80.

[40]Wang CZ,Guo JY,Zheng YP,et al.Muscle elasticity measurement using ultrasound at isometric step contraction,Aug,2010[C].6th World Congress of Biomechanics(WCB),Singapore:2010.

[41]Wang CZ.Development of a vibro-ultrasound method for muscle stiffness measurement in vivo[D].Hong Kong:Hong Kong Polytechnic University,2010.

[42]Wang CZ,Zheng YP.Development of a vibro-ultrasound method for skeleton muscle stiffness assessment under high intensity step isometric contraction levels[C].10th International Tissue Elasticity Conference,USA:Arlington,Texas,2011.

[43]Sandrin L,Tanter M,Catheline S,et al.Shear modulus imaging with 2-D transient elastography[J].IEEE Trans Ultrason Ferroelectr Freq Control,2002,49(4):426-435.

[44]Sandrin L,Fourquet B,Hasquenoph JM,et al.Transient elastography:a new noninvasive method for assessment of hepatic fibrosis[J].Ultrasound Med Biol,2003,29(12):1705-1713.

[45]Castera L,Vergniol J,Foucher J,et al.Prospective comparison of transient elastography,fibrotest, APRI,and liver biopsy for the assessment of fibrosis in chronic hepatitis C [J].Gastroenterology,2005,128(2):343-350.

[46]Foucher J,Chanteloup E,Vergniol J,et al.Diagnosis of cirrhosis by transient elastography (FibroScan): a prospective study[J].Gut,2006,55(3):403-408.

[47]鄭永平,麥德民,黃錚銘,等.實(shí)時(shí)B超引導(dǎo)下的瞬時(shí)彈性肝纖維化評(píng)估 [J].中國(guó)醫(yī)療設(shè)備,2011,26(1):34-37.

[48]Zheng YP,Mak TM,Huang ZM,et al.Liver fibrosis assessment using transient elastography guided with real-time B-mode ultrasound imaging,August,2010[C].6th World Congress of Biomechanics(WCB 2010),Singapore:Springer Berlin Heidelberg,2010.

[49]Torr GR.The acoustic radiation force[J].Am J Phys,1984,52(5):402-408.

[50]Sarvazyan AP,Rudenko OV,Nyborg WL.Biomedical applications of radiation force of ultrasound: historical roots and physical basis[J].Ultrasound Med Biol,2010,36(9):1379-1394.

[51]Chen SG,Fatemi M,Greenleaf JF.Quantifying elasticity and viscosity from measurement of shear wave speed dispersion[J].J Acoust Soc Am,2004,115(6):2781-2785.

[52]Chen SG,Urban MW,Pislaru C,et al.Shearwave dispersion ultrasound vibrometry (SDUV)for measuring tissue elasticity and viscosity[J].IEEE Trans Ultrason Ferroelectr Freq Control,2009,56(1):55-62.

[53]Urban MW,Chen SG,Greenleaf JF.Error in estimates of tissue material properties from shear wave dispersion ultrasound vibrometry[J].IEEE Trans Ultrason Ferroelectr Freq Control,2009,56(4):748-758.

[54]Amador C,Urban MW,Chen SG,et al.Shear elastic modulus estimation from indentation and SDUV on gelatin phantoms[J].IEEE Trans Biomed Eng,2011,58(6):1706-1714.

[55]Mitri FG,Urban MW,Fatemi M,et al.Shear wave dispersion ultrasonic vibrometry for measuring prostate shear stiffness and viscosity: an in vitro pilot study[J].IEEE Trans Biomed Eng,2011,58(2):235-242.

[56]Nightingale K,McAleavey S,Trahey G.Shear-wave generation using acoustic radiation force: in vivo and ex vivo results[J].Ultrasound Med Biol,2003,29(12):1715-1723.

[57]Bercoff J,Tanter M,Fink M.Supersonic shear imaging: a new technique for soft tissue elasticity mapping[J].IEEE Trans Ultrason Ferroelectr Freq Control,2004,51(4):396-409.

[58]Sandrin L,Catheline S,Tanter M,et al.Time-resolved pulsed elastography with ultrafast ultrasonic imaging[J].Ultrason Imaging,1999,21(4):259-272.

[59]McLaughlin J,Renzi D.Shear wave speed recovery in transient elastography and supersonic imaging using propagating fronts [J].Inverse Probl,2006,22(2):681-706.

[60]McLaughlin J,Renzi D.Using level set based inversion of arrival times to recover shear wave speed in transient elastography and supersonic imaging[J].Inverse Probl,2006,22(2):707-725.

[61]Tanter M,Bercoff J,Athanasiou A,et al.Quantitative assessment of breast lesion viscoelasticity: initial clinical results using supersonic shear imaging[J].Ultrasound Med Biol,2008,34(9):1373-1386.

[62]Athanasiou A,Tardivon A,Tanter M,et al.Breast lesions:quantitative elastography with supersonic shear imagingpreliminary results [J]. Radiology,2010,256(1):297-303.

[63]Muller M,Gennisson JL,Deffieux T,et al.Quantitative viscoelasticity mapping of human liver using supersonic shear imaging:preliminary in vivo feasibility study[J].Ultrasound Med Biol, 2009,35(2):219-229.

[64]Gennisson JL,Deffieux T,Mace E,et al.Viscoelastic and anisotropic mechanical properties of in vivo muscle tissue assessed by supersonic shear imaging[J].Ultrasound Med Biol,2010,36(5):789-801.

[65]Nordez A,Hug F.Muscle shear elastic modulus measured using supersonic shear imaging is highly related to muscle activity level[J].J Appl Physiol,2010,108(5):1389-1394.

[66]Arda K,Ciledag N,Aktas E,et al.Quantitative assessment of normal soft-tissue elasticity using shear-wave ultrasound elastography[J].Am J Roentgenol,2011,197(3):532-536.

[67]Shinohara M,Sabra K,Gennisson JL,et al.Real-time visualization of muscle stiffness distribution with ultrasound shear wave imaging during muscle contraction[J].Muscle Nerve,2010,42(3):438-441.

[68]Sebag F,Vaillant-Lombard J,Berbis J,et al.Shear wave elastography:a new ultrasound imaging mode for the differential diagnosis of benign and malignant thyroid nodules[J].J Clin Endocrinol Metab,2010,95(12):5281-5288.

[69]Mace E,Cohen I,Montaldo G,et al.In vivo mapping of brain elasticity in small animals using shear wave imaging[J].IEEE Trans Med Imaging,2011,30(3):550-558.

[70]Tanter M,Touboul D,Gennisson JL,et al.High-resolution quantitative imaging of cornea elasticity using supersonic shear imaging[J].IEEE Trans Med Imaging,2009,28(12):1881-1893.

[71]Fahey BJ,Nightingale KR,Nelson RC,et al.Acoustic radiation force impulse imaging of the abdomen:demonstration of feasibility and utility[J].Ultrasound Med Biol,2005,31(9):1185-1198.

[72]Palmeri ML, Frinkley KD, Nightingale KR. Experimental studies of the thermal effects associated with radiation force imaging of soft tissue [J]. Ultrason Imaging,2004,26(2):100-114.

[73]Palmeri ML,Nightingale KR.On the thermal effects associated with radiation force imaging of soft tissue[J].IEEE Trans Ultrason Ferroelectr Freq Control,2004,51(5):551-565.

[74]Afdhal NH,Nunes D.Evaluation of liver fibrosis: a concise review[J].Am J Gastroenterol,2004,99(6):1160-1174.

[75]Bedossa P,Dargere D,Paradis V.Sampling variability of liver fibrosis in chronic hepatitis C[J].Hepatology,2003,38(6):1449-1457.

[76]Yeh WC,Li PC,Jeng YM,et al.Elastic modulus measurements of human liver and correlation with pathology[J].Ultrasound Med Biol,2002,28(4):467-474.

[77]Castera L.Non-invasive assessment of liver fibrosis in chronic hepatitis C[J].Hepatol Int,2011,5(2):625-634.

[78]Ziol M,Handra-Luca A,Kettaneh A,et al.Noninvasive assessment of liver fibrosis by measurement of stiffness in patients with chronic hepatitis C[J].Hepatology,2005,41(1):48-54.

[79]Arena U,Vizzutti F,Abraldes JG,et al.Reliability of transient elastography for the diagnosis of advanced fibrosis in chronic hepatitis C[J].Gut,2008,57(9):1288-1293.

[80]de Ledinghen V,Douvin C,Kettaneh A,et al.Diagnosis of hepatic fibrosis and cirrhosis by transient elastography in HIV/hepatitis C virus-coinfected patients[J].Jaids,2006,41(2):175-179.

[81]Vergara S,Macias J,Rivero A,et al.The use of transient elastometry for assessing liver fibrosis in patients with HIV and hepatitis C virus coinfection[J].Clin Infect Dis,2007,45(8):969-974.

[82]Marcellin P,Ziol M,Bedossa P,et al.Non-invasive assessment of liver fibrosis by stiffness measurement in patients with chronic hepatitis B[J].Liver Int,2009,29(2):242-247.

[83]Chan HLY,Wong GLH,Choi PCL,et al.Alanine aminotransferase-based algorithms of liver stiffness measurement by transient elastography(Fibroscan)for liver fibrosis in chronic hepatitis B[J].J Viral Hepatitis,2009,16(1):36-44.

[84]Fung J,Lai CL,Fong DYT,et al.Correlation of liver biochemistry with liver stiffness in chronic hepatitis B and development of a predictive model for liver fibrosis[J].Liver Int,2008,28(10):1408-1416.

[85]Coco B,Oliveri F,Maina AM,et al.Transient elastography:a new surrogate marker of liver fibrosis influenced by major changes of transaminases[J].J Viral Hepatitis,2007,14(5):360-369.

[86]Arena U,Vizzutti F,Corti G,et al.Acute viral hepatitis increases liver stiffness values measured by transient elastography[J].Hepatology,2008,47(2):380-384.

[87]Cobbold JFL,Taylor-Robinson SD.Transient elastography in acute hepatitis: all that's stiff is not fibrosis[J].Hepatology,2008,47(2):370-372.

[88]Sagir A,Erhardt A,Schmitt M,et al.Transient elastography is unreliable for detection of cirrhosis in patients with acute liver damage[J].Hepatology,2008,47(2):592-595.

[89]Kim KM,Choi WB,Park SH,et al.Diagnosis of hepatic steatosis and fibrosis by transient elastography in asymptomatic healthy individuals: a prospective study of living related potential liver donors[J].J Gastroenterol,2007,42(5):382-388.

[90]Yoneda M,Mawatari H,Fujita K,et al.Noninvasive assessment of liver fibrosis by measurement of stiffness in patients with nonalcoholic fatty liver disease(NAFLD)[J].Dig Liver Dis,2008,40(5):371-378.

[91]Lebray P,Varnous S,Charlotte F,et al.Liver stiffness is an unreliable marker of liver fibrosis in patients with cardiac insufficiency[J].Hepatology,2008,48(6):2089.

[92]Millonig G,Reimann FA,Friedrich S,et al.Extrahepatic cholestasis increases liver stiffness (FibroScan)irrespective of fibrosis[J].Hepatology,2008,48(5):1718-1723.

[93]Vergniol J,Foucher J,Castera L,et al.Changes of non-invasive markers and FibroScan values during HCV treatment[J].J Viral Hepatitis,2009,16(2):132-140.

[94]Arima Y,Kawabe N,Hashimoto S,et al.Reduction of liver stiffness by interferon treatment in the patients with chronic hepatitis C[J].Hepatol Res,2010,40(4):383-392.

[95]Kim SU,Park JY,Kim DY,et al.Non-invasive assessment of changes in liver fibrosis via liver stiffness measurement in patients with chronic hepatitis B: impact of antiviral treatment on fibrosis regression[J].Hepatol Int,2010,4(4):673-680.

[96]Wang JH,Changchien CS,Hung CH,et al.Liver stiffness decrease after effective antiviral therapy in patients with chronic hepatitis C: longitudinal study using FibroScan[J].J Gastroenterol Hepatol,2010,25(5):964-969.

[97]Castera L,Foucher J,Bernard PH,et al.Pitfalls of liver stiffness measurement: a 5-year prospective study of 13,369 examinations[J].Hepatology,2010,51(3):828-835.

[98]Vizzutti F,Arena U,Marra F,et al.Elastography for the noninvasive assessment of liver disease:limitations and future developments [J].Gut,2009,58(2):157-160.

[99]Foucher J,Castera L,Bernard PH,et al.Prevalence and factors associated with failure of liver stiffness measurement using FibroScan in a prospective study of 2114 examinations[J].Eur J Gastroenterol Hepatol,2006,18(4):411-412.

[100]陳志明,劉興祥.瞬時(shí)彈性記錄儀診斷病毒性肝炎肝纖維化的臨床應(yīng)用[J].重慶醫(yī)學(xué),2011,40(13):1285-1286,1288.

[101]張均倡,熊倩,黎鳳嬌,等.瞬時(shí)彈性記錄儀Fibroscan在慢性病毒性肝炎及肝硬化中的應(yīng)用[J].中西醫(yī)結(jié)合肝病雜志,2010,20(5):301-303.

[102]Andersen ES, Christensen PB,Weis N.Transient elastography for liver fibrosis diagnosis[J].Eur J Intern Med,2009,20(4):339-342.

[103]Stasi C,Arena U,Vizzutti F,et al.Transient elastography for the assessment of liver fibrosis in patients with chronic viral hepatitis:the missing tool?[J].Dig Liver Dis,2009,41(12):863-866.

[104]Cohen EB,Afdhal NH.Ultrasound-based hepatic elastography origins, limitations, and applications[J].J Clin Gastroenterol,2010,44(9):637-645.

[105]Castera L,Forns X,Alberti A.Non-invasive evaluation of liver fibrosis using transient elastography[J].J Hepatol,2008,48(5):835-847.

[106]羅建文,邵金華,白凈,等.瞬時(shí)彈性成像用于肝纖維化的無(wú)創(chuàng)評(píng)價(jià)[J].中華肝臟病雜志,2006,14(5):395-397.

[107]沈鐳,陸倫根.瞬時(shí)彈性測(cè)定在肝纖維化非創(chuàng)傷性診斷中的應(yīng)用[J].中華消化雜志,2006,26(11):788-790.

[108]王宇,賈繼東.Fibroscan評(píng)價(jià)肝纖維化進(jìn)程[J].肝臟,2007,12(5):336-338.

[109]袁敏,楊長(zhǎng)青.瞬時(shí)彈性成像在肝纖維化無(wú)創(chuàng)性診斷中的應(yīng)用[J].國(guó)際消化病雜志,2008,28(6):468-470.

[110]溫欣,王學(xué)梅,王炳元.Fibroscan對(duì)肝纖維化診斷價(jià)值的研究進(jìn)展[J].世界華人消化雜志,2009,17(31):3223-3228.

[111]高人燾,朱傳龍.肝纖維化無(wú)創(chuàng)性診斷的挑戰(zhàn)——Fibroscan技術(shù)新進(jìn)展 [J].實(shí)用肝臟病雜志,2009,12(6):467-469.

[112]張純林,羅福成,童清平.超聲彈性成像在肝臟疾病中的應(yīng)用[J].實(shí)用肝臟病雜志,2010,13(6):456-460.

[113]胡向東,錢林學(xué).肝臟疾病彈性成像研究進(jìn)展[J].世界華人消化雜志,2010,18(5):472-478.

[114]陳曦,解麗梅.超聲彈性成像診斷肝纖維化的研究進(jìn)展[J].中國(guó)介入影像與治療學(xué),2011,8(4):337-340.

[115]曹玉寧,李森林.肝纖維化無(wú)創(chuàng)診斷的研究進(jìn)展[J].臨床肝膽病雜志, 2011,27(2):214-217.

[116]Palmeri ML,Wang MH,Dahl JJ,et al.Quantifying hepatic shear modulus in vivo using acoustic radiation force[J].Ultrasound Med Biol,2008,34(4):546-558.

[117]Rzymski P,Skorzewska A,Skibinska-Zielinska M,et al.Factors influencing breast elasticity measured by the ultrasound Shear Wave elastography-preliminary results[J].Arch Med Sci,2011,7(1):127-133.

[118]Evans A,Whelehan P,Thomson K,et al.Quantitative shear wave ultrasound elastography: initial experience in solid breast masses[J].Breast Cancer Res,2010,12(6):R104.

[119]Chang JM,Moon WK,Cho N,et al.Clinical application of shear wave elastography (SWE)in the diagnosis of benign and malignant breast diseases[J].Breast Cancer Res Treat,2011,129(1):89-97.

[120]Levinson SF,Shinagawa M,Sato T.Sonoelastic determination of human skeletal muscle elasticity[J].J Biomech,1995,28(10):1145-1154.

[121]Gennisson JL,Cornu C,Catheline S,et al.Human muscle hardness assessment during incremental isometric contraction using transient elastography[J].J Biomech,2005,38(7):1543-1550.

[122]Hoyt K,Kneezel T,Castaneda B,et al.Quantitative sonoelastography for the in vivo assessment of skeletal muscle viscoelasticity[J].Phys Med Biol,2008,53(15):4063-4080.

[123]Gennisson JL,Catheline S,Chaffai S,et al.Transient elastography in anisotropic medium: application to the measurement of slow and fast shear wave speeds in muscles[J].J Acoust Soc Am,2003,114(1):536-541.

[124]Bercoff J,Pernot M,Tanter M,et al.Monitoring thermallyinduced lesions with supersonic shear imaging[J].Ultrason Imaging,2004,26(2):71-84.

[125]Sinkus R,Tanter M,Bercoff J,et al.Potential of MRI and ultrasound radiation force in elastography:applications to diagnosis and therapy[J].Proc IEEE,2008,96(3):490-499.

[126]Sapin-de Brosses E,Gennisson JL,Pernot M,et al.Temperature dependence of the shear modulus of soft tissues assessed by ultrasound[J].Phys Med Biol,2010,55(6):1701-1718.

[127]Arnal B,Pernot M,Tanter M.Monitoring of thermal therapy based on shear modulus changes:I.Shear wave thermometry[J].IEEE Trans Ultrason Ferroelectr Freq Control,2011,58(2):369-378.

[128]Arnal B,Pernot M,Tanter M.Monitoring of thermal therapy based on shear modulus changes: II. Shear wave imaging of thermal lesions[J].IEEE Trans Ultrason Ferroelectr Freq Control,2011,58(8):1603-1611.

[129]Muthupillai R,Lomas DJ,Rossman PJ,et al.Magnetic resonance elastography by direct visualization of propagating acoustic strain waves[J].Science,1995,269(5232):1854-1857.

[130]Mariappan YK,Glaser KJ,Ehman RL.Magnetic resonance elastography: a review[J].Clin Anat,2010,23(5):497-511.

[131]Di Ieva A,Grizzi F,Rognone E,et al.Magnetic resonance elastography: a general overview of its current and future applications in brain imaging[J].Neurosurg Rev,2010,33(2):137-145.

[132]Ringleb SI,Bensamoun SF,Chen QS,et al.Applications of magnetic resonance elastography to healthy and pathologic skeletal muscle[J].J Magn Reson Imaging,2007,25(2):301-309.

[133]Catheline S,Gennisson JL,Delon G,et al.Measurement of viscoelastic properties of homogeneous soft solid using transient elastography: an inverse problem approach[J].J Acoust Soc Am,2004,116(6):3734-3741.

[134]Bercoff J,Tanter M,Muller M,et al.The role of viscosity in the impulse diffraction field of elastic waves induced by the acoustic radiation force[J].IEEE Trans Ultrason Ferroelectr Freq Control,2004,51(11):1523-1536.

[135]Deffieux T,Montaldo G,Tanter M,et al.Shear wave spectroscopy for in vivo quantification of human soft tissues visco-elasticity[J].IEEE Trans Med Imaging,2009,28(3):313-322.