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超声造影成像是利用造影剂的强回声散射，提高超声图像的对比、改善探测的敏感性和特异性的增强成像技术。血液中虽然含有红细胞、白细胞、血小板等有形物质，但声阻抗差很小、散射很微弱，在普通的灰阶图像上，心血管的血液有形成分通常无法显示。注射造影剂后，造影剂微泡不仅是强散射体，与周围组织之间存在很大声阻抗差，与组织不同，也是声波的发射体。微泡在超声场中的表现行为受多个参数影响和控制，包括：入射频率、共振频率、脉冲重复频率、声能、微泡内气体特性、衰减系数和壳膜的材料、厚度等。局部的声能是影响微泡行为的重要参数。在不同的机械指数（mechanical index，MI）下，造影微泡呈现出不同的反应和变化。其中，造影微泡的非线性谐波特征和效应尤为重要。
超声波束对微泡的作用和破坏微小，微泡直径变化不明显。微泡与周围组织形成明显的声阻抗差，成了高效的散射体。低MI成像适用于多普勒成像以及实时对比成像。
随着声压增加，微泡振荡幅度增加并且与超声波非同步。微泡的膨胀幅度大于收缩幅度，趋于膨胀，形成非线性振动，回波产生畸变。波形的畸变导致超声波的频率发生改变，这就是谐波效应。
当能量进一步增加时，微泡在强烈声压交替振荡下爆破，微泡内气体迅速扩散到周围的液体中，产生短暂而强烈的非线性信号。
造影剂在不同MI下可表现出不同的特性。超声造影成像技术可根据MI高低分为高MI和低MI两种模式。高MI下成像技术，微泡被破坏，破裂瞬间可产生大量非线性信号，因而只能进行触发成像。该技术造影剂用量大，持续时间短。低MI下成像技术，微泡破坏少，可进行实时连续成像，能观察造影剂充盈、弥散过程。
目前有多种超声造影成像方法。
二次谐波显像是在探头基础频率下发射声波（即基波频率），在接收回波时抑制基波，着重接收二倍于基波频率（即二次谐波频率）的背向散射信号的技术。
二次谐波显像使用窄频带技术，以减少基波与谐波的频率重叠部分，提高系统对造影剂探测的敏感性，但这同时也会降低图像的分辨力。而脉冲反相谐波显像则大大克服这一缺点，它连续发射两组时相相反的基波，第二组在第一组适当延迟发出。这一技术可在全频带宽上接收谐波信号，从而得到较好的图像分辨率。同时，在低MI下发射声波，可延长造影剂微泡寿命并避免了间歇显像，提高图像质量。
该技术将触发显像与谐波显像相结合，常用的有心电触发和时间触发两种方法，间歇期为数秒钟，可使大量微泡进入扫查区的血管内，从而提高谐波信号强度，探测到毛细血管床内低速血流，提供血流灌注的重要信息。
造影剂的应用使血流信号得到增强，因此多普勒显像中能探测到更细小的低速血流。
CCI建立在相干图像形成技术之上，经过精确的调整相位和振幅，基波与谐波信号被分离，然后删除不需要的基波或线性信号，仅保留微泡产生的非线性信号，这种技术被称为脉冲成形术或单脉冲技术。CPS则是低MI条件下，处理基波频带范围内产生的非线性信号，将组织与造影剂的信号分离，较二次谐波及三次谐波提高了探查的敏感性和特异性。这样保持高帧频的同时使微泡破坏程度降到最低，可用于实时造影成像。
采用频域处理来提取有用的造影剂回波中的二次谐波分量。接收时，主要对二次谐波信号进行二维灰阶成像，信噪比增高，实时谐波成像好。
可采用视频密度和声学密度分析法。视频密度分析法可对图像的灰阶分级水平及其分布进行分析，并用灰阶直方图、时间-信号强度曲线（time-signal intensity curve，TIC）、再充盈曲线表示，得到显影时间、峰值强度、达峰时间、峰值强度减半时间、曲线下面积等。声学密度分析法可获得组织背向散射积分形成的数字图像。
根据检查目的不同，分为静脉团注法（又称弹丸式注射法）和静脉滴注法两种。团注法通常由助手使用普通注射器完成，注射速度为1～2ml/s。造影剂信号强度与微泡血循环的时间相关，表现为信号强度迅速达到峰值，随后信号强度逐渐下降。团注法的优点在于操作简便，除特殊组织或肿瘤灌注定量研究外，各类造影检查均可使用。其主要缺点是血中造影剂浓度的迅速增高可引起声像图过度增强和衰减的伪像，特别是在微泡浓度峰值显像的时候。
静脉滴注法需要特定的注射泵，通常将造影剂按特定比例与生理盐水配置，滴注速度按每千克体重来计算或根据增强效果来调控。造影剂信号强度曲线表现为缓慢上升支，数分钟后当造影剂滴入与廓清达动态平衡时，曲线表现为平台式，平台期的长短取决于滴注持续的时间，停止滴注后，曲线逐渐下降。静脉滴注法主要应用于定量评价组织微循环或肿瘤灌注；其主要缺点是不易操作，且需要特殊的滴注泵装置。
需使用具备CEUS功能的超声诊断检查仪及与其相匹配的探头。机器还需具备较强的图像资料动态存储功能。
目前国内主要使用声诺维（SonoVue），其只能耐受较低声压，故MI＜0.2。也可使用更高的MI（MI＞1.0）把探测范围内的微泡击破，然后再恢复到原来的低MI实时造影模式；可观察病灶血流再灌注，也可借助肿瘤微血管成像模式显示病灶血管结构。
可采用自动优化或手动模式调节图像增益及均匀性。以子宫检查为例：调节后图像，子宫组织无回声，仅盆腔腹膜、肠管壁等显示为线状回声为准。
将病灶置于扫查区域的中间，深度调节至可包括完整的目标病灶和适量的邻近组织。聚焦点常规置于目标病灶的底部水平，为了得到均匀性更好的图像，可增加聚焦点的数量，但一般不宜超过2个。
一般设定为8～20帧/s，时间分辨率过低不利于实时显示；过高单位时间内发射的超声脉冲数增加，微泡破坏增加，造影成像时间缩短。
根据探查的部位，患者的体型和病变部位选用适当频率的探头。
适当的动态范围有助于真实显示组织增强的差异，范围过低虽可增加对比度，但由于明到暗之间细节丢失过多，导致图像粗糙；范围过高可获得细腻的图像，但明暗对比度欠佳，不利于显示增强的差异。
建议采用双幅显示方式，这样有助于实时对比和确认扫查的目标无误。
注射造影剂的同时启动计时器。
造影检查开始立即启动动态储存。对图像分析处理后，应及时拷贝移出机器。
开花伪像是指注射造影剂后，彩色多普勒取样区内血管周围出现杂乱无章的彩色信号。这些彩色信号与正常的血管结构分布无关（又称溢出伪像）。此种现象是由于造影剂在高能量声波作用下，微泡的破裂和过度的回波信号，产生大量随机的多普勒频移信号所致。造影剂浓度过高和剂量过大以及弹丸式注射均为产生的原因。通常需适当地降低发射输出与接收增益，或稍等片刻以避开造影剂高峰流过靶区时段。
静脉注射造影剂后，可使血流的频谱多普勒幅度显著增强和升高，这是因为造影微泡导致散射强度明显增加所致。体外实验表明，在血流速度不变的情况下，造影剂可使频谱峰值升高17%。这一现象是由于探头接收的信号强度过强而多普勒频谱显示范围相对变窄所致；也可能与造影剂导致的血液声学性质改变有关。
超声成像过程中，在扫描线间通过数学计算插入模式构成图像，当造影微泡增加信号强度，使得信号趋于饱和时，在信号插入区出现误判，表现为沿声束方向上的条形暗带。栏栅伪像最常见于能量多普勒造影成像。这种伪像常发生在陈旧的仪器上，新型成像系统具有很强的信号处理能力，这类伪像已很少出现。
由于局部高浓度微泡对声波产生强烈反射，引起其后方回声衰减甚至声影伪像，表现为近场结构呈强回声发射，后方伴有声衰减甚至声影伪像。通常见于心腔或血运丰富结构的造影显像。此外，快速弹丸式注射也是造成这种伪像的原因之一。
多切面扫查伪像源于造影检查时，系列扫查切面相互交错所致。例如，肝脏超声造影对左肝及部分右肝进行纵断扇形动态扫查后，随即进行右肝横断面扫查，由于部分区域的造影微泡在前面的扫查中破裂，因此在右肝横断面造影图像上出现不规则的造影剂缺失现象。
在实时动态的造影扫查中，肋骨的限制、呼吸运动和跳跃式的扫查均可造成微泡信号分布不均，产生局部缺失或病灶伪像。当采用高MI技术成像时，探头应迅速匀速连续扫查，使声场内造影剂同步破裂，从而产生均一的信号，可避免这一伪像的出现。