医学超声的特点及设备分类_医学研究的分类及特点
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第1节 医学超声的特点及设备分类
医学超声学是一门将声学中的超声（ultrasound）学与医学应用结合起来形成的边缘科学，也是生物医学工程学中重要的组成部分。振动与波的理论是它的理论基础。医学超声学包括医学超声物理和医学超声工程两个方面，医学超声物理研究超声波在生物组织中的传播特性和规律；医学超声工程则是根据生物组织中超声传播的规律设计制造而用于医学诊断和治疗的设备。
超声医学影像仪器涉及到微电子技术、计算机技术、信息处理技术、声学技术及材料科学，是多学科边缘交叉的结晶，是理工医相互合作与相互渗透的结果。迄今超声成像与X-CT、ECT及MRI已被公认为当代四大医学成像技术。
一、医学超声发展简史
19世纪末至20世纪初，压电效应和逆压电效应相继被发现，由此揭开了超声技术发展的新篇章。1912年，英国的Titanic号客轮在北美海岸附近航行时与冰山相撞而沉没，使数千名乘客随之丧生，酿成了震撼世界的大惨案。1914～1918年第一次世界大战期间，法国舰队屡遭德国潜艇攻击而损失惨重。这一件件历史事件驱使一些科学家开始致力于研究水下探测与定位技术。1917年，法国科学家保罗²朗之万首次使用了主要由石英晶体制成的超声换能器，并发明了声纳（sound navigation and ranging，简称SONAR），即声探测与定位技术被成功地用于探测水下潜艇。20世纪30年代，超声用于医学治疗和工业金属探伤，从而使超声治疗在医学超声中最先获得发展。
1942年，Duik和Fircstone首先把工业超声探伤原理用于医学诊断。用连续超声波诊断颅脑疾病。1946年Fircstone等研究应用反射波方法进行医学超声诊断，提出了A型超声诊断技术原理。
1949年召开的第一次国际超声医学会议促进了医学超声的发展。1958年，Hertz等首先用脉冲回声法诊断心脏疾病。开始出现“M型超声心动图”，同时开始了B型两维成像原理的探索。1955年Jaffe发现锆钛酸铅压电材料（PZT），这种人造压电材料性能良好，易于制造，极大地促进了工业和医学超声技术的进一步发展。50年代末期，连续波和脉冲波多普勒（Doppler）技术以及超声显微镜问世。在50年代，用脉冲反射法检查疾病获得了很大成功。同时也为多普勒技术及B型二维成像奠定了基础。
1967年，实时B型超声成像仪问世，这是B型成像技术的重大进步，超声全息、阵列式换能器、电子聚焦等被广泛研究，这一期间，多普勒技术被进一步研究，用频谱分析法研究血流的方式问世，60年代末，美日均研制成功压电高分子聚合物PVF2（聚偏氟乙烯）换能器。
70年代，以B超显示为代表的超声诊断技术发展极为迅速，特别是数字扫描变换器与处理器(DSC与DSP)的出现，把B超显示技术推向了以计算机数字影像处理为主导的功能强、自动化程度高、影像质量好的新水平。
1980年，在美国，由于投入使用的超声成像仪数量开始超过X线机，结束了X线统治影像诊断的近百年历史，而宣称进入了“超声医学年”。双功超声诊断仪及彩色血流成像仪相继被推出，多功能超声成像仪器与多种专用显像仪器竞相发展，超声探头结构及声束时空处理技术发展迅速。机器更新换代日趋频繁。
90年代，医学超声影像设备向两极发展，一方面是价格低廉的便携式超声诊断仪大量进入市场，另一方面是向综合化、自动化、定量化和多功能等方向发展，介入超声、全数字化电脑超声成像、三维成像及超声组织定性不断取得进展，使整个超声诊断技术和设备呈现出持续发展的热潮。
在探头方面，新型材料、新式换能器不断推出，如高频探头、腔体探头、高密度探头相继问世，进一步提高了超声诊断设备的档次与水平。
21世纪必将是医学超声技术蓬勃发展、日新月异的新世纪！
二、医学超声成像的特点
目前，超声医学成像诊断仪的种类非常繁多，它们的突出特点是：①对人体无损伤，这也是与X线诊断最主要的区别，因此特别适合于产科与婴幼儿的检查；②能方便地进行动态连续实时观察，在中档以上的超声诊断仪，多留有影像输出接口，使影像易于采用多种形式（录像、打印、感光成像、计算机存储等）留存及传输与交流；③由于它可以采用超声脉冲回声方法进行探查，所以特别适用于胸部脏器、心脏、眼科和妇产科的诊断，而对骨骼或含气体的脏器组织如肺部，则能较好地成像，这与常规X线的诊断特点恰恰可以互相弥补；④从信息量的对比上看，超声诊断仪采用的是计算机数字影像处理，目前较Ｘ线胶片记录的影像信息量和清晰度稍低。
三、超声医学影像设备分类
超声医学影像设备根据其原理、任务和设备体系等，可以划分为很多类型。
1.以获取信息的空间分类
(1)一维信息设备
如A型、M型、D型。
(2)二维信息设备
如扇形扫查B型、线性扫查B型、凸阵扫查B型等。
(3)三维信息设备
即立体超声设备。
2.按超声波形分类
(1)连续波超声设备
如连续波超声多谱勒血流仪。
(2)脉冲波超声设备
如A型、M型、B型超声诊断仪。
3.按利用的物理特性分类
(1)回波式超声诊断仪
如A型、M型、B型、D型等。
(2)透射式超声诊断仪
如超声显微镜及超声全息成像系统。
4.按医学超声设备体系分类
(1)Ａ型超声诊断仪
将产生超声脉冲的换能器置于人体表面某一点上，声束射入体内，由组织界面返回的信号幅值，显示于屏幕上，屏幕的横坐标表示超声波的传播时间，即探测深度，纵坐标则表示回波脉冲的幅度（amplitude），故称A型。
(2)Ｍ型超声诊断仪
将A型方法获取的回波信息，用亮度调制方法，加于CRT阴极（或栅极）上，并在时间轴上加以展开，可获得界面运动（motion）的轨迹图，尤其适合于心脏等运动器官的检查。
(3)Ｂ型超声诊断仪
又称B型超声断面显像仪，它用回波脉冲的幅度调制显示器亮度，而显示器的横坐标和纵坐标则与声速扫描的位置一一对应，从而形成一幅幅亮度（brightne）调制的超声断面影像。故称B型。B型超声诊断仪又可分为如下几类：①扇形扫描B型超声诊断仪----包括高速机械扇形扫描、凸阵扇形扫描、相控阵扇形扫描等；②线性扫描B型超声诊断仪；③复合式B型超声诊断仪----它包括线性扫描与扇形扫描的复合以及A型、B型、D型等工作方式的复合，极大地增强了B型超声设备的功能。
(4)Ｄ型超声多普勒诊断仪
利用多普勒效应，检测出人体内运动组织的信息，多普勒检测法又有连续波多普勒（CW）和脉冲多普勒（PW）之分。
(5)Ｃ型和Ｆ型超声成像仪
C型探头移动及其同步扫描呈“Z”字形，显示的声像图与声束的方向垂直，即相当于X线断层像，F型是C型的一种曲面形式，由多个切面像构成一个曲面像，近似三维图像。
(6)超声全息诊断仪
它沿引于光全息概念，应用两束超声波的干涉和衍射来获取超声波振幅和相位的信息，并用激光进行重现出振幅和相位。
(7)超声ＣＴ
超声CT是X-CT理论的移植和发展，用超声波束代替X射线，并由透射数据进行如同X-CT那样的影像重建，就成为超声CT，其优点：①无放射线损伤；②能得到与X-CT及其它超声方法不同形式的诊断信息。
总之，随着医学进步和超声技术的发展，多种新型的医用超声设备将不断涌现。本章将主要就A型、B型、D型等超声设备做一些简要的介绍。第2节 超声波的基础知识
一、超声波的产生和特性
1.超声波的产生
物体的机械振动是产生波的源泉 , 波的频率取决于物体的振动频率。频率范围在 20 ～ 20000Hz 内的波称为可听声波 , 频率范围在 20 ～ 10 － 4 Hz 内的波称为次声波 , 频率范围在 2 ³ 10 4 ～ 10 8 Hz 的波称为超声波 , 频率范围在 10 8 ～ 10 12 Hz 的波称为特超声波。次声波、可听声波、超声波、特超声波统称声波。可见，整个声波频谱是比较宽的，其中只有可听声波才能为人耳所听到，而次声、超声、特超声虽然属于声波却不能为人耳所察觉。
在自然界存在着多种多样的超声波 , 如某些昆虫和哺乳动物就能发出超声波 , 又如风声、海浪声、喷气飞机的噪声中都含有超声波成分。在医学诊断上所使用的超声波是由压电晶体一类的材料制成的超声探头产生的。眼科方面所使用的超声频率在 5 ～ 15MHz 范围内 , 心和腹部所使用的超声频率在 2 ～ 10MHz 范围内。
2.超声波的特性
超声波和可听声波一样 , 也是一种机械波 , 它是由介质中的质点受到机械力的作用而发生周期性振动产生的。依据质点振动方向与波的传播方向的关系 , 超声波亦有纵波和横波之分。纵波是质点的振动方向与波的传播方向相同的波。例如音叉在空气介质中振动所产生的声波 , 空气介质中的质点沿水平方向振动 , 振动的方向与声波的传播方向一致 , 传播时介质的质点发生疏密的变化 , 如图 7-1(a)所示。纵波可以在固体、液体、气体介质中传播。
图 7-1 波动传播的 2 种主要形式——纵波与横波
横波是质点振动方向与波的传播方向垂直的波。一个典型的例子便是如图 7-1(b)所示的软绳上的波 , 我们不妨把软绳看成密集质点的集合 , 如果不断地摆动软绳的一头 , 则一系列的横向振动的波就由绳子的左端向右端移去 , 而绳上各质点并不随波的传播方向移去 , 只是在各自的平衡位置附近作横向(剪切形式)的振动。横波不能在液体及气体介质中传播 , 这是因为液体和气体无切变弹性。
由超声诊断仪所发射的超声波 , 在人体组织中是以纵波的方式传播的。就是因为人体软组织基本无切变弹性 , 横波在人体组织中不能传播。
与普通声波(可闻波)相比 , 超声波具有许多特性 , 其中最突出的有 : ①由于超声波的频率高 , 因而波长很短 , 它可以像光线那样沿直线传播 , 使我们有可能只向某一确定的方向发射超声波;②由超声波所引起的媒质微粒的振动 , 即使振幅很小 , 加速度也非常大 , 因此可以产生很大的力量。超声波的这些特性 , 使它在近代科学研究、工业生产和医学领域等方面得到日益广泛的应用。例如 , 我们可以利用超声波来测量海底的深度和探索鱼群、暗礁、潜水艇等。在工业上 , 则可以用超声波来检验金属内部的气泡、伤痕、裂隙等缺陷。在医学领域则可以用超声波来灭菌、清洗 , 更重要的用途是做成各种超声波治疗和诊断仪器。
二、超声波的物理量
1.声速
声波在介质中单位时间内传播的距离 , 称为声速。用符号 c 表示 , 单位为 m ／ s(米／秒)。声波的传播过程实质上是能量的传递过程 , 它不仅需要一定时间 , 而且其传递速度的快慢还与介质的密度及弹性、介质的特性以及波动的类型有关。对于纵向传播的平面波 , 其声速为式中 : ρ为介质密度； k 为介质的体积弹性模量。
又由于弹性模量与温度有关 , 因而声速还受温度的影响。例如 , 空气的温度在 0 ℃ 时 , 声速为 332m /s, 气温每升高 1 ℃ , 则声速增加 0.6m /s, 至 15 ℃ 时 , 则为 341m /s。表 7-1 给出了在人体组织器官中和与超声诊断有关的介质中的声速。
表 7-1 在有关介质中的超声速度
介 质
传播速度(m/s)介 质
传播速度(m/s)
空气(0 ℃)332 肾 脏
1560
石蜡油(33.5 ℃)1420 肝 脏
1570
海水(30 ℃)1545 头颅骨
3360
生理盐水 1534
巩 膜
1604
人体软组织(平均值)1540 角 膜 1550 血液 1570 房 水 1532
脑组织
1540
水晶体
1641 脂肪
1476 玻璃体
1532
肌肉(平均值)1568
2.周期和频率
介质中的质点在平衡位置往返振动 1 次所需要的时间叫周期 , 用 T 表示，单位是秒（s）；在 1s 的时间内完成振动的次数称为频率 , 用 f 表示 , 单位为周 /s，又称作 Hz(Hz)。周期与频率成互为倒数关系 , 以下式表示：
图 7-2 波长与振幅
f=1 ／ T
超声诊断常用的频率范围在 0.8 ～ 15MHz 之间 , 而最常用的为 2.5 ～ 10（MHz）。
3.波长
在一个周期内 , 声波所传播的距离就是一个波长 , 用λ表示。对于纵波 , 等于两相邻密集点(或稀疏点)间的距离 , 如图 7-2(a)所示;对于横波 , 则是从一个波峰(或波谷)到相邻波峰(波谷)的距离 , 如图 7-2(b)所示。
波长λ、声速 c 与频率 f 之间满足以下关系：
λ＝ c/f
频率和波长在超声成像中是 2 个极为重要的参数 , 波长决定了成像的极限分辨率 , 而频率则决定了可成像的组织深度。表 7-2 给出了医学超声诊断常用的几种超声波频率与其波长、周期和极限分辨力的关系。
表 7-2 波长、周期与极限分辨力之间的关系
频率(MHz)波长(mm)周期(μ s)极限分辨力(mm)1 1.5 1 0.75 2 0.75 0.5 0.375 2.5 0.6 0.4 0.3 3 0.5 0.33 0.25 3.5 0.43 0.29 0.22 5 0.3 0.13 0.1 7.5 0.2 0.13 0.1 10 0.15 0.1 0.075 15 0.1 0.06 0.05
注：取超声波在人体中传播的平均声速 c=1540mm/s 作为换算标准
4.声压
纵波在弹性媒质内传播过程中 , 媒质质点的压强是随时间变化的 , 媒质质点的密度时疏时密 , 从而使平衡区的压力时强时弱 , 结果导致有波动时压强(P W)与无波动时压强(P O)之间有一定额压强差(P W － P O), 这一波动压强称为声压。对于一无吸收媒质的平面波 , 有波动时压强的最大值与没有波动作用时各点压强的差值称为压强振幅(P m), 它可由下式确定：
P m = ρ cV m
即：声压振幅 P m 与媒质密度ρ、质点运动速度的最大值 V m 及波速 c 成正比。
声压有效值为：
5.声强
声强是表示声的客观强弱的物理量 , 它用每秒钟通过垂直于声波传播方向的 1 平方厘米面积的能量来度量 , 它的单位是焦耳／(秒²平方厘米)［ J/(s ² cm 2)］。
声强与声源的振幅有关 , 振幅越大 , 声强也越大;振幅越小 , 声强也越小。当声源发出的声波向各个方向传播时 , 其声强将随着距离的增大而逐渐减弱。这是由于声源在单位时间内发出的能量是一定的 , 离开声源的距离越远 , 能量的分布面也越大 , 因此通过单位面积的能量就越小。基于这一原理 , 在超声诊断探头发射超声时 , 必须考虑波束的聚焦 , 它可以减小声能的分散 , 使声能向一个比较集中的方向传播 , 因而可以增加诊断探测的深度。
6.声阻抗率
声阻抗率是描述声波传播弹性媒质的一个重要物理量。对于各向同性的均匀媒质中无衰减的平面自由行波来说 , 媒质中某点有效声压 P 与振动质点速度有效值 V 之比称为声阻抗率 , 它用 Zs 表示：
Zs = P ／ V= ρ c
实际上 , 声压与质点振速不一定同相位 , 所以声阻抗率是 2 个同频率、但不同相的余弦量的比值 , 并不是一个恒量。对于无衰减的平面行波 , 声压和振速可视为同相 , 媒质各点的声阻抗率是同一个恒量ρ c, 对一定频率的声波来说 , 它只决定于媒质密度ρ和波速 c 的乘积。
声阻抗率和电学中一个无限长、无损耗传输线的特性阻抗相似 , 其中声压相当于电压 , 振速相当于电流强度 , 声阻抗率相当于电阻。通常声阻抗率是一个复数 , 其实部称为声阻率 , 虚部称为声抗率。人体正常组织的声阻抗率的平均值约为 1.5 ³ 10 6 牛顿²秒 / 米 3(N ² s ／ m 3), 而与超声测量有关材料的密度和声阻抗率则如表 7-3 所示。
表 7-3 几种物质及人体组织的声阻抗率 介 质
密度(g ／ cm 3)声阻抗率(³ 10 6 N ² s ／ m 3)
空气(0 ℃)0.00129 0.000428
水(37 ℃)0.9934 1.513
生理盐水(37 ℃)1.002 1.537
石蜡油(33.5 ℃)0.835 1.186 血 液
1.055 1.656 脑脊水
1.000 1.522 羊 水 1.013 1.493
肝 脏 1.050 1.648
肌肉(平均值)1.074 1.684
软组织(平均值)1.016 1.524
脂 肪
0.955 1.410
颅 骨
1.658 5.570
水晶体
1.136 1.874
三、生物组织与超声波之间的相互影响
1.生物组织对超声的衰减
当超声波在生物组织中传播时 , 作为传播介质的生物组织对超声的衰减机制是十分复杂的。除组织对超声波的反射、散射等引起的能量的分散之外 , 组织对超声能量的吸收而造成的衰减亦不可忽视。在生物组织中 , 造成吸收衰减的内在原因主要有介质质点的粘滞性、导热系数和温度等因素 , 而这些因素造成对超声衰减的大小又与超声的频率有关 , 超声衰减在人体中与传播距离成正比。超声传播到其强度减弱一半的距离叫半价层 , 因此 , 可以用半价层来表明生物组织吸收的大小。人体组织、器官的超声半价层如表 7-4 所示。
表 7-4 人体组织、器官的超声半价值
组织器官
半价值(cm)超声频率(MHz)血浆 100 1.0 血液 35 1.0 脂肪 6.9 0.8 肌肉 3.6 0.8
脑(固定标本)2.5 0.87
肝(死后 20h)2.4 1.0 颅骨
0.23 0.8 肾
1.3 2.4
腹壁(连腹肌)4.9 1.5
由表 7-4 可见 , 血液的半价层最大 , 这说明血液对超声的衰减最小。在人体中 , 不同的组织由于具有不同的介质密度和性质 , 也往往表现出对超声不同的衰减系数。实测结果表明 , 人体中血液和眼球玻璃体液吸收声能最小 , 肌肉组织吸收稍强 , 纤维组织及软骨吸收声能较大 , 而骨骼对超声的吸收最大。表 7-5 列出了人体主要组织成分对不同频率超声的衰减系数。
表 7-5 人体主要组织成分对不同频率超声的衰减系数
人体组织
衰减系数(dB ² cm-1 ² MHz-1)频率范围(MHz)
眼球玻璃体液
0.10 6 ～ 30
血液
0.18 10 脂肪
0.63 0.8 ～ 7.0
延髓(顺纤维)0.80 1.7 ～ 3.4
脑组织
0.85 0.9 ～ 3.4 肝脏
0.94 0.3 ～ 3.4
肾脏
1.00 0.3 ～ 4.5 脊髓 1.00 1.0
肌肉(顺纤维)1.30 0.8 ～ 4.5 颅骨 20.00 1.6
肺
41.00 1.0
由于超声在人体中的衰减与超声频率有关 , 因此 , 研究超声衰减与频率的关系 , 对超声仪器的设计和使用都颇具意义。实验结果表明 , 在 1 ～ 15MHz 超声频率范围内 , 人体组织对超声波的吸收衰减系数几乎与频率成正比。人体软组织对超声的平均衰减系数约为 0.81dB ² cm － 1 ² MHz － 1 , 其含义是超声波频率每增加 1MHz 或超声传播距离每增加 1cm , 则组织对超声的衰减增加 0.81dB。因此 , 对一个 3MHz 声束 , 当其在人体软组织中传播 10cm 时 , 则声强衰减可达 : 0.81dB ² cm －１ ² MHz －１ ³ 3MHz ³ 10cm =24.3dB
而当频率升高到 10MHz 时 , 传播相同的距离所导致的声强衰减将达 :
0.81dB ² cm －１ ² MHz －１ ³ 10MHz ³ 10cm =81dB
这就说明频率的因素甚为重要。因此 , 根据探查部位的组织不同和深度不同 , 合理选择使用探头的频率 , 对诊断效果将有较大影响。
2.超声波的反射、折射与透射
超声波在人体组织内传播不仅有衰减 , 同时还存在着反射、折射与透射现象。在人体均质性组织内传播时 , 超声波只沿其传播方向前进 , 此时不存在反射、折射问题。如果超声波在非均质性组织内传播或从一种组织传播到另一种组织 , 由于两种组织声阻抗的不同 , 在声阻抗改变的分界面上便会产生反射、折射与透射 , 见图 7-3。
图 7-3 超声在不同介质中的反射、入射与折射
原介质中的超声波称为入射波 , 在分界面处入射波的能量一部分将产生反射 , 另一部分能量将通过界面后继续传播，这就是透射。透射的超声波传播方向与入射波的传播方向不同 , 因而这部分透射过的超声波又称折射波。入射波与界面法线的夹角叫入射角θ 1 , 反射波与界面法线的夹角叫反射角θ 1 ′ , 入射角与反射角是相等的 , 即θ 1 = θ 1 '。这被称作超声波的反射定律。若入射波与界面是垂直的 , 则反射波即按入射波方向反射 , 故可以在超声波诊断仪器中用一个探头，既发射超声波又接收反射波(回波)。折射波与界面法线的夹角称为折射角θ 2，入射角θ 1 的正弦与折射角θ 2 的正弦之比，等于入射波在介质 1 中的声速 c 1 与折射波在介质 2 中的声速 c 2 之比(sin θ 1 ／ sin θ 2 =c 1 /c 2)，这被称作超声波的折射定律。若入射波与界面垂直，透过界面的超声波的传播方向与入射波方向一致，即不产生折射。
反射波的能量除取决于两种介质的声阻抗差别外，还取决于界面的大小，反射界面越大，反射波的能量也越强，当反射界面的尺寸远小于超声波波长λ时，可以认为不产生反射。
当被探查的人体组织结构很小，与入射超声波的波长相差不多时，会产生波的衍射现象。当被探查的组织结构小于入射波波长时，就会产生波的散射。
3.超声波的生物效应
超声波是一种依靠介质来传播的声波，它具有机械能，因此，在传播的过程中将不可避免地和介质相互作用，产生各种效应。比如声波能量作用于介质，会引起质点高频振动，产生速度、加速度、声压和声强等力学量的改变，从而引起机械效应;由于介质对超声能量的吸收，将使介质温度升高，从而引起热效应;当超声波作用于液体时，会使液体内部压力发生变化，产生压力或拉力，当拉力达到一定强度，可以使液体分子断裂，产生近于真空的空穴，引起所谓空穴效应（也称空化效应）等。当超声作用于生物组织时，以上提到的各种物理效应同样存在，因而会对生物组织产生某些生物效应。比如，由于生物组织的粘滞性而造成的吸收，将使一部分声能转化为热能，使生物组织产生温升，当超声能量达到一定强度的时候，除产生热效应外 , 空化效应的结果还可能使组织细胞产生破坏性形变。因此，虽然目前普遍地认为超声对人体的危害甚微，但诊断用超声剂量并不被认为是越大越好。一般接受的剂量应小于安全剂量 50 焦耳／平方厘米(J ／ cm 2)，并且最大照射强度低于 100mW ／ cm 2。然而 , 超声能终归是一种机械能，它不同于各种有损射线，所以，利用超声波所实现的各种检查治疗手段，应该说是比较安全的。第3节 医用超声探头
一、压电换能器
超声诊断仪是通过探头产生入射超声波(发射波)和接收反射超声波(回波)的，它是诊断设备的重要部件。高频电能激励探头中的晶体产生机械振动，反射超声波的机械振动又可以通过探头转换为电脉冲。也就是说探头能将电能转换成声能，又能够将声能转换成电能，所以探头又称做超声换能器。其原理来自于晶体的压电效应。
1.压电效应
压电效应泛指晶体处于弹性介质中所具有的一种声-电可逆特性，此现象为法国物理学者居里兄弟于1880年所发现，故也称居里效应（图7-4）。
图7-4 晶体的压电效应
具有压电效应性质的晶体,称为压电晶体。目前常用于超声探头的晶体片有锆酸铅、钛酸钡、石英、硫酸锂等人工或天然晶体。钛酸钡及锆酸铅是在高温下烧结的多晶陶瓷体，把毛坯烧结成陶瓷体后，经过适当的研磨修整，得到所需的几何尺寸，再用高压直流电场极化后,就具有压电性质，成为换能器件。
(1)正压电效应 在晶体或陶瓷的一定方向上，加上机械力使其发生形变，晶体或陶瓷的两个受力面上，产生符号相反的电荷;形变方向相反，电荷的极性随之变换，电荷密度同外施机械力成正比，这种因机械力作用而激起表面电荷的效应，称为正压电效应，如图7-4（a）。
(2)逆压电效应 在晶体或陶瓷表面沿着电场方向施加电压，在电场作用下引起晶体或陶瓷几何形状应变，电压方向改变，应变方向亦随之改变，形变与电场电压成比例，这种因电场作用而诱发的形变效应，称为逆压电效应，如图7-4（b）。
一般情况下，压电效应是线性的，然而，当电场过强或压力很大时，就会出现非线性关系。
晶体和陶瓷片因切割方位和几何尺寸的不同，产生机械振动的固有频率也不同,当外加的交变电压的频率与固有频率一致时，产生的机械振动最强;当外加的机械力的频率与固有频率一致时，所产生的电荷也最多。在超声波诊断仪中激励脉冲的频率必须与探头的固有频率相同。
2.压电换能器的特性
压电换能器的特性参量很多，现只简单介绍以下3种。
(1)频率特性 压电换能器的晶体本身是一个弹性体，因此有其固有的谐振频率，当所施力的频率等于其固有频率时，它将产生机械谐振，由于正压电效应而产生最大电信号。另一方面，当所施加电的频率和压电晶体固有频率一致时，由于逆压电效应则应发生机械谐振，谐振时振幅最大，弹性能量也最大，这时，压电体获得最大形变振动,通过介质产生超声波输出。实验证明，当所施加力或电的频率不与晶体固有频率一致时，压电换能器晶体产生的电信号幅度和变形振动幅度都将变小，可见，它们都是频率的函数。
图7-5 压电晶体的电流-频率特性
如果对压电晶体施加一定值的电压，改变所加电压的频率，回路电流或阻抗将随其变化，当电压频率为某一频率fm时，电流出现最大值Imax，当电压频率为另一频率fn时，电流出现最小值Imin。压电晶体的电流随频率而变化的现象（见图7-5），说明了压电换能器晶体的等效阻抗是一个随频率而变化的量。如果继续增加电压的频率，还可以发现有规律地出现一系列电流的波动，且波动的最大值(对应fm1、fm2„)是依次减小的，而波动最小值(对应fn1、fn2„则是依次增大的，fm称为压电振子的最小阻抗频率(又可称为最大传输频率);fn称为最大阻抗频率(又可称为最小传输频率)。
(2)换能特性 换能器的换能特性包括两个方面:电能－机械能－超声能，超声能－机械能－电能。前者属于发射过程，后者属于接收过程。能量间转换必然产生损失(产生了无益的能耗)，以转换效率来表征换能器这一性能：
电机转换效率=输出的机械功率／输入的电功率
机声转换效率=辐射的超声功率／输入的机械功率
因此：
电声转换效率=辐射的超声功率／输入的电功率
(3)暂态特性 超声诊断仪的换能器大多工作于脉冲状态，换能器对脉冲的响应速率称为暂态特性，这也是一项重要指标。换能器的暂态特性与其频率特性是有关系的，简言之，换能器的频谱越宽，它的暂态特性也越好，可允许的超声脉冲的宽度越窄。在这里，所描述的脉冲宽度是指断续发射出超声的时间长度，单位是秒(s），它与频率（超声波每秒振动的次数）是不同的。
二、超声探头的类别
超声探头可以从以下不同方面来分类，它们是:①按诊断部位分类，有眼科探头、心脏探头、腹部探头、颅脑探头、腔内探头和儿童探头等之分（图7-6）；②按应用方式分类，有体外探头、体内探头、穿刺活检探头之分;③按探头中换能器所用振元数目分类，又有单元探头和多元探头之说;
图7-6 应用在不同诊断部位的各类超声探头
④按波束控制方式分类，则有线扫探头、相控阵探头、机械扇扫探头和方阵探头等;⑤按探头的几何形状分类(这是一种惯用的分类方法)，则有矩形探头、柱形探头、弧形探头(又称凸形)、圆形探头等。还有其它的一些分类方法,这里不一一进行介绍。通常工作中，习惯使用较多的是按①、④、⑤3种方式分类。以下仅就最常见典型探头加以介绍。
图7-7 柱形单振元探头结构剖面图
1.柱形单振元探头
柱形单振元探头主要用于A超和M超，又称笔杆式探头。目前在经颅多普勒（TCD)及胎心监护仪器中亦用此探头。由于它是各型超声成像仪用探头的结构基础，特此作一介绍。
(1)结构 柱形单振元探头的基本结构如图7-7所示。
它主要由5部分组成:①压电晶体，用于接收电脉冲产生机械超声振动，完成声-电和电-声转换工作。其几何形状和尺寸是根据诊断要求来设计的，上、下电极分别焊有一根引线，用来传输电信号;②垫衬吸声材料，用于衰减并吸收压电振子背向辐射的超声能量，使之不在探头中来回反射而使振子的振铃时间加长，因此要求垫衬具有较大的衰减能力，并具有与压电材料接近的声阻抗，以使来自压电振子背向辐射的声波全部进入垫衬中并不再反射回到振子中去，吸声材料一般为环氧树脂加钨粉，或铁氧体粉加橡胶粉配合而成;③声学绝缘层，防止超声能量传至探头外壳引起反射，造成对信号的干扰;④外壳，作为探头内部材料的支承体，并固定电缆引线，壳体上通常标明该探头的型号、标称频率;⑤保护层，用以保护振子不被磨损。保护层应该选择衰减系数低并耐磨的材料，由于保护层与振子和人体组织同时接触，其声阻抗应接近人体组织的声阻，并将保护层兼做为层间插入的声阻抗渐变层，其厚度应为λ/4。
(2)基本特性 超声探头作为一种传感器，其最重要的性能有:特征频率、受电激励后振动时间的长短以及其体积的大小。
探头的特征频率决定于压电晶体的厚度。给压电晶体施加电激励后，其前面和后面都会发出声能，只要周围介质的声阻抗与压电晶体不一样，部分声能就会在前后界面处反射回晶体，并以声波形式在晶体内以同一速度传播。声波传至对面所需要的时间与晶体的厚度成正比，当晶体厚度恰为波长的一半时，反射应力和发射应力在每一面相互加强，压电晶体产生共振，呈现最大的位移幅度。相当于半波长厚度的频率叫压电晶体的基础共振频率。当晶体厚度与波长相等时，每一面的应力正好相反，位移幅度最小。由于任何频率下的半波长晶体的厚度决定于声波在该晶体材料中的传播速度，因此，对每一种压电材料都必须特别计算出它的半波长厚度，也就是说，不同的压电材料的半波长厚度并不相同。由于波长与频度成反比，所以压电元件的厚度与产生的频率成反比。
传感器受电激励后振动时间的长短影响超声系统的纵向分辨力。为了追求好的纵向分辨力，通常使激励电脉冲宽度尽量窄，然而由于超声探头的压电材料对电激励常呈较长时间的反应(即电脉冲结束后声振荡仍以衰减振荡方式维持一段时间),此种振铃反应会产生长超声脉冲，如不予以阻尼，就会导致分辨力减弱。为此必须在压电体后面放置特别的垫衬材料，利用其吸音特性产生阻尼，使振铃反应减弱,从而缩短脉冲总长度。同时，此阻尼材料还可以吸收压电晶体后面发出的声能，否则这种能量就会在晶体中产生反射，干扰来自被检介质中的回声。阻尼强的垫衬使换能器的声脉冲时间缩短，但也使灵敏度降低;阻尼弱则有损于分辨力，却使换能器有较佳的灵敏度。
图7-8 机械扇形扫描探头工作原理示意
对于柱形单振元探头，振元直径的大小主要影响超声场的形状。一般来说，振元直径大，声束的指向性好，并易于聚焦。当然，当声窗受限制时，只能使用较小的振元。通常振元直径在5～30mm范围内选定。
2.机械扇扫超声探头
机械扇形扫描超声探头配用于扇扫式B型超声诊断仪，它是依靠机械传动方式带动传感器往复摇摆或连续旋转来实现扇形扫描的（图7-8）。
利用机械扫描实现超声影像的实时动态显示，是70年代后期才趋于成熟的一项技术。开始时扫描线数较少，扫描角度也不大，扫描线的间隔角度的均匀性亦差,而且探头的体积和重量都较大，操作使用十分不便。比如早期的机械扇扫探头的重量达0.6kg以上，且扫描角度仅30°。随着技术的进步，到80年代中期，机械扇扫超声换能器的产品性能日趋改善，重量可以做到0.2kg以下，扫描帧频约30帧/s,扫描角度达85°，而且扫描线的均匀性也大大改善。这不仅给操作使用带来了方便,而且使机械扇扫超声影像的质量获得明显的提高。
机械扇扫探头除换能器声学特性的基本要求之外，还应满足以下要求:①保证探头中的压电振子作30次/s左右的高速摆动，摆动幅度应足够大；②摆动速度应均匀稳定；③整体体积小、重量轻，便于手持操作;④外形应适合探查的需要，并能灵活改变扫查方向;⑤机械振动及噪声应小到不致引起病人的紧张和烦躁。
目前来看，机械扇扫探头主要存在的不足之处，是噪声大和探头寿命短。多数的机械扇扫探头寿命仅有数千小时，对于这种结构而言，无论是技术、工艺、或者材料都是十分难以解决的问题。目前，机械扇扫探头的生产已越来越少，大有被电子凸阵及相控阵扇扫探头所取代的趋势。
图7-9 电子线阵探头剖面示意
3.电子线阵超声探头
电子线阵超声探头配用于电子式线性扫描超声诊断仪。其结构如图7-9所示，它主要由6部分组成:开关控制器、阻尼垫衬、换能器阵列、匹配层、声透镜和外壳。
(1)开关控制器 用于控制探头中各振元按一定组合方式工作，若采用直接激励，则每一个振元需要一条信号线连接到主机，目前换能器振元数已普遍增加到数百个，则与主机的连线需要数百根，这不仅使工艺复杂，因此而增加的探头和电缆的重量也是不堪设想的。采用开关控制器就可以使探头与主机的连线数大大减小。
(2)阻尼垫衬 其作用与柱形单振元探头中的垫衬作用相同，用于产生阻尼,抑制振铃并消除反射干扰。阻尼垫衬材料的构成要求亦和柱形单振元探头相似。
(3)换能器阵列 换能器的晶体振元通常是采用切割法制造工艺，即对一宽约10mm，一定厚度的矩形压电晶体，通过计算机程控顺序开槽。开槽宽度应小于0.1mm，开槽深度则不能一概而论，这是因为所用晶片的厚度取决于探头的工作频率，相当于半波长厚度的频率叫做压电晶体的基础共振频率。晶体材料的半波长厚度σ可由下式给出。
σ=Cp²T²1／2 式中:Cp为超声波在该材料中的传播速度，T为工作频率超声波的周期。
当换能器的工作频率确定后，根据所用晶片材料的半波长厚度，即可确定所用晶片的厚度。显然，探头的工作频率越高，所用晶片的厚度则越薄。开槽的深度主要影响振元间互相耦合的大小，振元间互耦大则相互干扰大，使收发分辨力降低。一般来说，开槽深则互耦小。 至于每个振元的宽度，一是考虑辐射强度，宽度窄则振元的有效面积小，辐射强度小，影响探测灵敏度。二是波束和扩散角，宽度窄则近场区域以外扩散角大,声束主瓣宽,副瓣大,横向分辨力下降，要使副瓣小,则应满足振元中心间距d
为了进一步减小互耦，线阵探头应满足d
(4)匹配层 由于声透镜同时与晶体振元和人体接触，两者的声阻抗差别甚大［压电晶体振元的阻抗Zf≈(20～35)³106kg²s－１²m－2，人体组织的阻抗Ze≈(1.58～1.7)³106kg²s－１²m－2］，难于使声透镜的特性阻抗同时与两者匹配。超声经不同阻抗界面传播，将产生反射，会增加能量损耗并影响分辨力，因此，往往需要采用匹配层来实现探头与负载之间的匹配。
对匹配层除厚度与声阻抗的要求外，还要求其声阻尼要小，以减小对超声能量的损耗。在工艺上应保证其同时与晶体振元和声透镜接触良好。
图7-10 电子凸阵探头示意
匹配层材料通常也采用环氧加钨粉配制。
4.电子凸阵超声探头
凸阵探头的结构原理与线阵探头相类似，只是振元排列成凸形（图7-10）。但相同振元结构凸形探头的视野要比线阵探头大。由于其探查视场为扇形，故对某些声窗较小的脏器的探查比线阵探头更为优越，比如检测骨下脏器，有二氧化碳和空气障碍的部位更能显现其特点。但凸形探头波束扫描远程扩散，必须给予线插补，否则因线密度低将使影像清晰度变差。
最后要特别提一下的是探头的工作情况，不论是线阵探头还是凸形探头，探头中的振元都不是同时被激励的，它们总是被分组分时受激励，而且分配的方法有多样。
5.相控阵超声探头
图7-11 相控阵探头结构示意
相探阵超声探头可以实现波束扇形扫描，因此又称为相控电子扇扫探头，它配用于相控阵扇形扫描超声诊断仪。相控阵超声探头外形及内部结构与线阵探头颇有相似之处。其一是所用换能器也是多元换能器阵列;其二是探头的结构、材料和工艺亦相近，主要由换能器、阻尼垫衬、声透镜以及匹配层几部分组成；
但它们的不同之处也主要有两点：第一是在探头中没有开关控制器，这是因为相控阵探头换能器中，各振元基本上是同时被激励的，而不是像线阵探头换能器那样分组、分时工作的，因此，不需要用控制器来选择参与工作的振元。第二是相控阵探头的体积和声窗面积都较小（图7-11），这是因为相控阵探头是以扇形扫描方式工作的，其近场波束尺寸小，也正因为此，它具有机械扇形扫描探头的优点，可以通过一个小的“窗口”，对一个较大的扇形视野进行探查。
第4节 典型超声影像设备的工作原理简述
一、A型超声回波显示
A型超声诊断仪因其回声显示采用幅度调制(amplitude modulation)而得名。A型显示是超声诊断仪最基本的一种显示方式，即在阴极射线管(CRT)荧光屏上，以横坐标代表被探测物体的深度，纵坐标代表回波脉冲的幅度，故由探头(换能器)定点发射获得回波所在的位置可测得人体脏器的厚度、病灶在人体组织中的深度以及病灶的大小。根据回波的其他一些特征，如波幅和波密度等，还可在一定程度上对病灶进行定性分析。
A型超声诊断仪适应于医学各科的检查，从人的脑部直至体内脏器。其中应用最多的是对肝、胆、脾、肾、子宫的检查。对眼科的一些疾病，尤其是对眼内异物,用A型超声诊断仪比X线透视检查更为方便准确。在妇产科方面，对于妇女妊娠的检查以及子宫肿块的检查，也都比较准确和方便。
由于A型显示的回波图，只能反映局部组织的回波信息，不能获得在临床诊断上需要的解剖图形，且诊断的准确性与操作医师的识图经验关系很大，因此其应用价值已渐见低落，即使在国内，A型超声诊断仪也很少生产和使用了。
二、M型超声显示
M型超声成像诊断仪适用于对运动脏器，如心脏的探查。由于其显示的影像是由运动回波信号对显示器扫描线实行辉度调制，并按时间顺序展开而获得一维空间多点运动时序（motion-time）图，故称之为M型超声成像诊断仪，其所得的图像也叫作超声心动图。
M型超声诊断仪发射和接收工作原理参见图7-12（a），与A型有些相似，不同的是其显示方式。对于运动脏器，由于各界面反射回波的位置及信号大小是随时间而变化的，如果仍用幅度调制的A型显示方式进行显示，所显示波形会随时间而改变，得不到稳定的波形图。因此，M型超声诊断仪采用辉度调制的方法，使深度方向所有界面反射回波，用亮点形式在显示器垂直扫描线上显示出来，随着脏器的运动，垂直扫描线上的各点将发生位置上的变动，定时地采样这些回波并使之按时间先后逐行在屏上显示出来。图7-12（b）为一幅心脏博动时测定，所获得心脏内各反射界面的活动曲线图。可以看出，由于脏器的运动变化，活动曲线的间隔亦随之发生变化，如果脏器中某一界面是静止的，活动曲线将变为水平直线。
图7-12 M型超声诊断仪原理与成像
图7-12 型超声诊断仪原理与成象
M型超声诊断仪对人体中的运动脏器，如心脏、胎儿胎心、动脉血管等功能的检查具有优势，并可进行多种心功能参数的测量，如心脏瓣膜的运动速度、加速度等。但M型显示仍不能获得解剖图像，它不适用于对静态脏器的诊查。
三、B型超声成像显示
为了获得人体组织和脏器解剖影像，继A型超声诊断仪应用于临床之后，B型、P型、BP型、C型和F型超声成像仪又先后问世，由于它们的一个共同特点是实现了对人体组织和脏器的断层显示，通常将这类仪器称为超声断层扫描诊断仪。
虽然B型超声成像诊断仪因其成像方式采用辉度调制(brightne modulation)而得名，其影像所显示的却是人体组织或脏器的二维超声断层图(或称剖面图)，对于运动脏器，还可实现实时动态显示，所以，B型超声成像仪与A型、M型超声诊断仪在结构原理上都有较大的不同。
B型超声成像仪和M型一样采用辉度调制方式显示深度方向所有界面反射回波，但探头发射的超声声束在水平方向上却是以快速电子扫描的方法(相当于快速等间隔改变A超探头在人体上的位置)，逐次获得不同位置的深度方向所有界面的反射回波，当一帧扫描完成，便可得到一幅由超声声束扫描方向决定的垂直平面二维超声断层影像，称之为线形扫描断层影像。也可以通过改变探头的角度(机械的或者电子的方法)，从而使超声波束指向方位快速变化，使每隔一定小角度，被探测方向不同深度所有界面的反射回波，都以亮点的形式显示在对应的扫描线上，便可形成一幅由探头摆动方向决定的垂直扇面二维超声断影像，称之为扇形扫描断层影像。
如果以上提到的2种超声影像，其获取回波信息的波束扫描速度相当快，便可以满足对运动脏器的稳定取样，因而，连续不断地扫描，便可以实现实时动态显示，观察运动性脏器的动态情况。
图7-13 B型超声断层扫描与成像
图7-13 型超声断层扫描与成象
线扫式断层B型超声波诊断仪适用于观察腹部脏器，如对肝、胆、脾、肾、子宫的检查，而扇扫断层B型超声波诊断仪适用于对心脏的检查。现代B型超声波诊断仪通常同时具备以上2种探查功能，通过配用不同的超声探头，方便地进行转换。图7-13显示2种超声断层影像。
四、D型超声成像显示
D型超声成像诊断仪也即超声多普勒诊断仪，它是利用声学多普勒原理，对运动中的脏器和血液所反射回波的多普勒频移信号进行检测并处理，转换成声音、波形、色彩和辉度等信号，从而显示出人体内部器官的运动状态。超声多普勒诊断仪主要分为3种类型：即连续式超声多普勒(continuous wave doppler)成像诊断仪、脉冲式超声多普勒(pulsed wave doppler)成像诊断仪及实时二维彩色超声多普勒血流成像(color doppler flow image)诊断仪。
连续式超声多普勒成像仪被最早应用。它是由探头中的一个换能器发射出某一频率的连续超声波信号，当声波遇到运动目标血流中的红细胞群，则反射回来的信号已是变化了频率的超声波。探头内的另外一个换能器将其检测出来转成电信号后送入主机，经高频放大后与原来的发射频率电信号进行混频、解调，取出差频信号根据处理和显示方式的不同，可转换成声音、波形或血流图以供诊断。这种方式由于难以测定距离，不能确定器官组织的位置，给应用诊断造成诸多不便。
脉冲式超声多普勒成像仪是以断续方式发射超声波信号，因此称为脉冲式。它由门控制电路来控制发射信号的产生和选通回声信号的接收与放大，借助截取回声信号的时间段来选择测定距离，鉴别器官组织的位置。由于发射和接收的信号为脉冲式，就可以由探头内的一个换能器来完成发射和接收双重任务，这对于简化探头机械结构，避免收、发信号之间的不良藕合，提高影像质量都是十分有益的。随着脉冲多普勒技术、方向性探测、频谱处理和计算机编码技术的采用及发展，超声多普勒诊断仪不仅能够对距离进行分辨，又能判定血流的方向和速度，以多种形式提供诊断信息给医生，使其测量水平由定性迈向定量。
实时二维彩色超声多普勒血流成像诊断仪是80年代后期心血管超声多普勒诊断领域中的最新科技成果。它将脉冲多普勒技术与二维（B型）实时超声成像和M型超声心动图结合起来，在直观的二维断面实时影像上，同时显现血流方向和相对速度，提供心血管系统在时间和空间上的信息。进而通过计算机的数字化技术和影像处理技术，使其在影像诊断仪器的构架上兼具了生理监测的功能，提供诸如血流速度、容积、流量、加速度、血管径、动脉指数等极具价值的信息；这就是俗称的“彩超”或“彩色多普勒”。第5节 B型超声成像诊断仪
B型超声显示影像真实、直观，而且可以实现实时动态成像显示，具有很高的诊断价值，受到医学界的高度重视和普遍接受，因此，虽然B型超声波成像诊断仪临床应用历史不长，发展却非常迅速,目前在各级医院应用极为广泛。本节对几种应用较广又具代表性的B型超声成像诊断仪的工作原理作一扼要介绍。
一、机械扇形扫描B超仪
超声波束以扇形方式扫查，可以不受透声窗口窄小的限制而保持较大的探查范围。比如对心脏的探查，由于胸骨和肋骨的阻碍，就只宜用扇形扫描B型超声波诊断仪进行。由于心脏运动速度快，为了实现实时动态显示，要求用于心脏探查的扇形扫描B型诊断仪具有较高的成像速度，一般在每秒30帧以上，同时应具有足够的探查深度和适量的线密度。
产生高速机械扇形扫描通常采用的方法有2种，其一是单振元曲柄连杆摆动法，其二是风车式多振元(3个或4个晶体换能器)旋转法。
1.摆动式扇扫B超仪
摆动式扇扫B超仪探头利用直流电机或步进电机驱动，通过凸轮、曲柄、连杆机构将电机的旋转运动转换为往返摆动，从而带动单个晶体换能器在一定角度(30°～90°之间)范围内产生扇形超声扫描，由于用于收发超声的晶体换能器在工作过程中是往返摆动的，因此它不能像A超探头那样直接与人体接触,而需通过某种声媒质来传递超声，通常这种声媒质为蓖麻油。这样既可以使换能器自由运动，又保证了探头发射超声能量能有效地传送。一种典型的高速机械扇形扫描B型超声诊断仪电原理方框图如图7-14所示。同步发生器控制整机的同步工作，同步信号频率通常为3～4kHz(即探头发射脉冲的重复频率),当帧频一定时，同步信号频率的高低决定了扫描的帧线数。例如，当同步信号频率取3kHz，帧扫描频率取每秒30帧，则每帧
图7-14 机械扇扫B超仪原理框图 扫描线为100根。适当加大同步信号的频率，在帧扫描频率不变的情况下，每帧的扫描线数可以做得更高，从而使扫描线密度加大，影像的清晰度提高。
理论上,信号的采集可以在探头中换能器往返摆动的过程中重复进行。对30Hz帧频而言，摆动速度只需每秒15次即可。但由于机械传动系统不可避免地存在间隙,往返摆动所获得的两幅影像对应像素会出现位置上的偏差，因而使重建影像的稳定性变差。因此，接收机往往仅在换能器摆动的正程采集信号，而对逆程的回波信号予以舍弃，这就需将摆动速度提高1倍，使之达每秒30次。虽然实现这种速度在技术上并不困难，但由于摆速高，加速度大，致使噪声和振动加剧。
图7-15 旋转式扇扫探头示意图
2.旋转式扇扫B超仪
摆动式探头噪声大而且机械结构相对复杂,其寿命和扫描均匀性都不尽如人意,因此便出现了针对性的改进型设计��旋转式。旋转式基本可以克服摆动式的缺点，它的探头是采用4个（或3个）性能相同的换能器，等角度安放在一个圆形转轮上，马达带动转轮旋转，每个换能器靠近收/发窗口时开始发射和接收超声波,各换能器交替工作,如图7-15所示。因此,对于4晶片探头，转轮每旋转1周，声束对人体作4次扇形扫查，在荧光屏上获得4帧影像。而对于3晶片探头，转轮每旋转1周，在荧光屏上可获得3帧影像。当要求帧扫描为每秒30次时，驱动马达的旋转速度仅需每秒7.5周或10周。
旋转式探头驱动马达只需单方向旋转，转速均匀，没有加速度，加之转速低，因此，扫描均匀，噪声和振动都很小，其寿命远较摆动式长。但旋转式探头对所用晶片的一致性要求很高。采用旋转式探头的扇扫B型超声诊断仪的电路原理与摆动式基本相同。
二、高速电子线形扫描B超仪
将多个声学上相互独立的压电晶体成一线排列称作线阵，用电子开关切换接入发射/接收电路的晶体，使之分时组合轮流工作，如果这种组合是从探头的一侧向另一侧顺序进行的，每次仅有接入电路的那一组被激励，产生合成超声波束发射并接收，即可实现电子控制下的超声波束线性扫描。
电子线扫B型超声波诊断仪的原理如图7-16所示。
图7-16 电子线扫B超仪原理框图
由n个振子(或称振元)组成线阵换能器，各振子中心间距为d。每次发射和接收，由相邻m个振子构成一个组合,并借助电子开关顺序改变这种组合。比如，第1次由组合m1(假定由振子1～4组合)进行发射和接收，此时发射声束中心位于振子2、3中间,并与探头垂直;第2次发射由组合m2(由振子2-5组成)进行,此时发射声束中心位于振子3、4之间。两次发收波束空间位移为d，按顺序经过(n-m+1)次发射和接收，即可完成声束横向扫描范围为(n-m+1)d的一帧完整影像的探查。
重建影像在垂直方向上采用平行光栅，这只要使形成光栅的x和y轴向上的锯齿波脉冲与控制信号严格同步即可。控制信号同时决定发射脉冲的重复频率和扫描光栅的行频，当发射脉冲重复频率为4kHz时，如果光栅扫描满幅线数取128线，则影像帧频约为每秒31帧。光栅扫描满幅线数的多少影响影像的质量,满幅线数愈多、即线密度愈高，则影像也愈清晰。但光栅满幅线数的多少并不是可以随意设定的,它受探头结构尺寸大小以及波束扫描方式的限制。当扫描方式确定后，在探头宽度一定的情况下，线数的多少只能依靠发射脉冲重复频率的改变来控制。当脉冲重复频率和扫描方式确定后,探头越宽，视野则越增大，但线密度必然降低。
在探头已选定的情况下，探头中各晶体投入工作的次序和方式，即波束扫描制式将直接影响到扫描的线数，比如，将顺序扫描方式改为d/2间隔扫描方式，将可以使波束扫描的线密度提高1倍。
三、电子相控阵扇形扫描B超仪
应用相控技术，对施加于线阵探头的所有晶体振元的激励脉冲进行相控制，亦可以实现合成波束的扇形扫描，用此技术实现波束扫描的B型超声波诊断仪称为电子相控阵扇型扫描B超仪。
1.相控阵扫描原理
前已述及，对成线阵排列的多个声学上相互独立的压电晶体振元同时给予电激励，可以产生合成波束发射,且合成波束的方向与振元排列平面的法线方向一致,这种激励方式称为同相激励，其合成波束指向性如图7-17所示。
图7-17 同相激励指相性图
如果对线阵排列的各振元不同时给予电激励，而是使施加到各振元的激励脉冲有一个等值的时间差τ，如图7-18（a）所示，则合成波束的波前平面与振元排列平面之间，将有一相位差θ。因此，合成波束的方向与振元排列平面的法线方向就有一相位差θ。如果均匀地减少τ值，相位差θ也将随着减少。当合成波束方向移至θ=0后，使首末端的激励脉冲时差逆转并逐渐增大，则合成波束的方向将向－θ增大的方向变化，如图7-18（b）所示。从图7-18（a）、（b）可以看出，如果对超声振元的激励给予适当的时间控制，就可以在一定角度范围内实现超声波束的扇形扫描。这种通过控制激励时间而实现波束方向变化的扫描方式，叫做相控阵扫描。
图7-18 项控阵探头发射波束扫描原理
各相邻振元激励脉冲的等差时间τ与波束偏向角θ之间的关系由下式给出：
θ＝sin-1（τ²c／d）
式中，c=1540m/s，为超声波在人体软组织中传播的平均速度；d为相邻振元的中心间距。
2.仪器组成与工作原理
电子相控阵扇扫B型超声诊断仪的扫描单元原理如图7-19所示，整机在主控脉冲同步下工作。
偏向角参数发生器用于在半个帧频周期内，等时差地产生64个不同周期的序列脉冲(设定每帧扫描线数为128，而单侧只有64条扫描线，所以只要64个不同的等差延迟，当设定每帧扫描线数为64时为32个)，图7-19 相控阵B超扫描单元框图
这64个不同周期的序列脉冲分别代表64个偏向角的序列信号。它们分时顺序加入相位控制器。相位控制器用来把偏向角参数转换成相控阵的触发信号。每当偏向角参数发生器送入1个代表某一偏向角度的脉冲，相位控制器就产生1次发射所需的若干个等值时差为τ1的触发信号，触发信号的个数由探头振元数确定，可以是32个或者是48个。这在技术上可以采用一个32位或者48位输出的移位计数器，并通过选定移位寄存器的工作速度来保证在下一个偏向角时序脉冲到达之前，移位寄存器工作完毕。得到的32路(假设探头振元数为32)触发信号，分别送往32路发射聚焦延迟电路，各路延迟量由设定焦距而定。经聚焦延迟的32路触发信号再分送于32路脉冲激励器，所产生的32个激励脉冲分别加于探头中的32个压电振元，激励各振元产生超声波发射。
在发射的间歇期间，来自32个振元的回波信号，通过接收延时电路合成为一路送往接收放大电路，经放大处理后送显像管的阴极进行调辉显示。需要指出的是，接收延时电路包含了接收聚焦延时和接收方向延时2个延时量，这是因为发射时32路激励脉冲接受了发射方向延时和发射聚焦延时2个延时量，因此，接收到的32路信号必须给予相应的时间补偿，才能保证它们在接收放大电路输入端同相合成。
至此，图7-19所示电路完成了1次发射接收工作，在荧光屏上获得一条扫描线方向上的超声信息，当偏向角发生器产生的下1个时序脉冲发出时，相位控制器又产生32个等值时差为τ2(τ1≠τ2)的触发信号，并分别经过聚焦延时后去触发32路激励脉冲发生器，使探头再次发射与接收。由于τ2≠τ1，因此第2次发射波束的方向与第1次将有1个θ角位移，如此重复128次，便完成了一帧影像的扫描。
3.相控阵扇扫与机械扇扫2种方式的比较
机械扇扫B型超声波诊断仪采用机械式扇扫探头，探头中换能器为圆形单振子，具有较好的柱状声束，因此，容易获得较高的灵敏度与影像分辨力，且波束控制电路相对简单，仪器成本低。缺点是机械式探头制作要求严格、工作噪声强、重量较大，其性能和可靠性取决于加工精度和材料品质，并由于漏水和机械磨损等原因，探头寿命短。此外，由于机械式探头的振元必须运动(摆动或转动)，因此，振元不能直接与被检者贴近，而必须离开一定距离，这就使扇扫波束的顶点不处在探头的前端面。故与电子式扇扫探头相比，当扇扫角度相同时，机械式探头受肋骨的影响略大,不如电子式探头更适用于小的透声窗口。
相控阵扇扫B超仪采用电子式扇扫探头，其突出的优点是没有机械噪音，探头寿命长，重量轻。但其缺点也是突出的，首先是波束副瓣大，因而干扰严重，分瓣力也受影响;另外探头中晶阵切割应非常精细，整机线路复杂，仪器成本也高。但近年来研制生产的相控阵扇扫B超仪无论在成像质量还是仪器成本上都得到了较大程度上的改善，目前，相控阵扇扫方式已明显占据主导地位。
四、B超仪的常用性能指标
B超仪作为超声诊断仪中的主流和最普及的设备，非常有必要了解一下与其相关的性能指标。这里主要包含两方面：技术参数和使用参数。下面择其重点参数给予介绍。
1.技术参数
(1)分辨力
分辨力（单位：毫米）是指超声诊断仪对被检组织相邻回声图的分辨能力，分纵向(深度方向)和横向(水平方向)分辨力。
①纵向分辨力表示在声束轴线Z方向上，对相邻回声影像的分辨能力。可以用两回声点之间的最小可辨距离来表示，其值越小，则纵向分辨力越高。纵向分辨力受多种因素的影响。首先，纵向分辨力与发射超声频率有关。声波的纵向分辨力极限为声波的半波长，比如2.5MHz（λ＝0.6mm）声波的纵向极限分辨力为0.3mm。但这只是最高纵向分辨力的理论数值，纵向分辨力又与超声发射脉冲的宽度有关，其脉冲宽度越短，纵向分辨力越高。就系统而言，纵向分辨力还在很大程度上受机器接收增益的影响，并在一定程度上受被测介质特性(指被测体的色散吸收和运动情况)的影响，通常各种因素均能使影像在荧光屏上显示的分辨力下降而低于纵向分辨力的理论数值（λ／2）。
②横向分辨力表示在水平扫描X方向上，对相邻回声影像的分辨能力。影响横向分辨力的因素主要是声束的直径、聚焦特性、以及显示器件和探头换能器性能等。
(2)超声的工作频率f和脉冲重复频率FPR
①超声的工作频率f是指探头与仪器联接后，实际辐射超声波的频率，也即所发射超声波在每秒中内自身的振荡次数。它可以根据配用不同的探头来变换选择,而探头的标称频率通常是固定的。仪器工作频率f的选择，主要考虑衰减和探测部位的不同，但也要考虑对纵向分辨力的影响。频率越高，波长越短，则波束的方向性越好，使纵向分辨力提高，但衰减也成比例地增加，探测深度减小，信噪比也受到影响。因此，不能无限制地提高工作频率，通常B超仪器的工作频率在0.5～10MHz范围内，应根据不同需要选择。
②脉冲重复频率FPR（pulse repeat frequency，PRF）指脉冲工作方式超声仪器在每秒钟重复发射超声脉冲的个数，也就是探头激励脉冲的频率。这与前述的超声波频率是2个不同概念，参见图7-20。
图7-20 超声的工作频率f和脉冲重复频率FPR
两者的物理量纲单位一致（Hz），但取值范围差异较大。脉冲重复频率FPR决定了仪器的最大探测距离，这是由于：
Dmax ＝ ctr／2 式中:c为超声波在人体中传播的平均速度
tr为声波往返1次所需的时间
当脉冲重复频率FPR确定后，其脉冲周期TPR＝1／FPR也即被确定,TPR即是声波往返可利用的最大时间。为避免前、后2个脉冲相重叠而影响影像质量，并考虑显示器扫描的逆程时间，应有：
tr＜TPR 因此有
Dmax ＜ cTPR／2
例如，当取FPR＝3.125kHz(对应TPR＝320μs)、c＝1540m/s，则Dmax＜24.64cm。最大探测距离并不等于仪器的探测深度(探测深度受发射功率、接收灵敏度等因素影响),只是设计中允许设定探测深度的最大值。
脉冲重复频率FPR不可取太高，否则将限制仪器的最大探测距离，但FPR也不可取太低，否则将影响影像的帧频或线密度。因为对于固定焦点的B超仪，其显示影像的每一条扫描线对应1次超声的发射，当脉冲重复频率FPR确定为3kHz时，如果希望影像每帧的线数为100，则帧频为30 Hz。如果FPR降为1kHz，而且仍要求每帧线数为100，则帧频降为10Hz，这将不能保证实时动态显示。当然，为了保证帧频，也可以降低每帧的线数，但这将使影像质量变差。因此，脉冲重复频率Fc的选择应综合考虑。对于B型超声波成像仪，FPR的值通常在2～4kHz范围。
(3)脉冲的宽度和振铃
①脉冲的宽度指脉冲从开始产生到截止的时间长短。脉宽越窄越有利于提高影像的轴向分辨率，因此激励脉冲宽度应该控制在一个较窄的范围，但激励脉冲宽度的缩小受到探测深度和系统接收通道频带宽度的限制。脉冲宽度越窄，则要求系统的接收通道频带越宽，这给接收系统的制作带来了困难。现代B超仪发射脉冲宽度小于0.2μs。
②振铃是指探头受电激励截止后产生声波余振动的长短。理想的情况是当施加于探头的电激励脉冲结束后，振动立即停止，但事实上这是无法做到的。由于它会严重影响超声系统的纵向分辨力，因此，希望探头产生余振(振铃)的时间也越短越好。
当两个界面距离相隔太近时，如果发射脉冲的振铃时间长，则第1个回波的后沿将与第2个回波的前沿混在一起，以致无法分辨产生这2个回波的界面。脉冲的振铃时间及声速还影响相邻回波的最小可分辨距离。振铃时间长、声速大，则最小可辨距离大，分辨力就差。而脉冲的振铃时间的长短又受超声工作频率、探头阻尼特性的影响，降低工作频率和加大阻尼都可以使振铃减弱，从而使脉冲的振铃时间减小。激励脉冲宽度也直接影响发射脉冲的振铃时间，诸此之间既相互联系又相互矛盾。
(4)灰阶与动态范围
①灰阶是表示接收机显示器调辉显示能力的一个参数，灰阶有16、32、64和128等级之分，级数越高，表示显示器调辉能力越强。仪器的灰阶级数高，其显示回声像的层次感强，影像的信息量就高。这是因为B型超声显像仪都是将回声信号振幅的高低转变为不同程度的亮度像素进行显示的，回声幅度高的信号在屏上以白色(或黑色)显示，幅度低的信号以黑色(或白色)显示，回声幅度在白色和黑色电平之间的信号，则以不同灰度进行显示。通常将黑色和白色之间的灰度区等分为16、32或64个灰阶，并对黑色和白色电平之间的相应电平回声转换成对应的灰度显示。
②动态范围是指在保证回声信号既不被噪声淹没也不饱和的前提下，允许仪器接收放大回声信号幅度的变化范围。一般仪器在40～60dB，也有些仪器的动态范围可调。动态范围大，所显示影像的层次丰富，影像清晰。但动态范围受显像管特性的限制，通常不可能做得很大。实际上回声的动态范围与显示器所具有的动态范围是不相同的，回声的动态范围大(约100dB)，显示器的动态范围小(约20dB)，因此，为了防止有用信息的丢失,必须对回声的动态范围进行压缩，并将动态范围内的分贝(dB)数分成等级显示出来,这种处理称作灰阶处理，又称窗口技术。经处理后的信号将压缩那些无用的灰阶信息，而保留并扩展那些具有诊断意义的微小灰阶差别，使影像质量得到改善。
(5)聚焦方式指对探头发射和接收波束采用何种方法聚焦，有声学聚焦、电子聚焦和实时动态聚焦（图7-21）等。
图7-21 探头的3种主要聚焦方式
①声学聚焦是利用声学凸面透镜、声学凹面反射镜等方法实现对波束的聚焦，由于超声在透镜中的声速c1和在人体中的声速c2不同，当c1＜c2时采用凸面镜，当c1＞c2时采用凹面镜。以凸面镜为例，超声在透镜的边缘穿越时被延时较少，而在透镜中心穿越时则被延时较多；因此，边缘和中心的声波总会在某一时刻汇聚在声束轴上的一点，此即声学焦点，见图7-21（a）。凹面透镜的聚焦过程可据此类推。
②电子聚焦指应用电子延迟线技术，对多振元探头发射激励脉冲进行相位控制的方法，实现对波束的聚焦。每一次发射对应有1个相位差延时量τ，如图7-21（b），中心声波较边缘声波延迟了一段时间（或距离），由若干个子波共同合成了一个波阵凹面，最终会聚于焦点。
③实时动态聚焦也是电子聚焦的一种，与电子聚焦不同之处是，多点动态聚焦的焦点不是固定的，而是通过改变发射激励脉冲的相位延时量，使在波束同一轴线（Z）方向上实现多点聚焦发射,见图7-21（c），并通过数字扫描变换器对几次不同焦点发射所获得的回波信息分段取样处理，最后合成为一行信息，实现接收后的二次聚焦。由于这个信息是几次对焦点区域信息的合成，因此，所显示影像的清晰度和分辨力都较一点聚焦所获得的影像更佳。目前在一些较高档次的B超机型中，常见到这种新技术的采用。
对于线阵探头，通常在短轴（Y）方向采用声学聚焦，而在长轴（X）方向采用电子聚焦或实时动态电子聚焦。
(6)时间增益控制(TGC)考虑到超声在人体内传播过程中，由于介质对声波的反射、折射和吸收，超声强度将随探测深度的增加而逐渐减弱，致使处于不同深度的相同密度差界面反射回波强弱不等，从而不能真实反映界面的情况，必须对来自不同深度(不同时间到达)的回声给予不同的增益补偿，即使接收机的近场增益适当小，远场增益适当大，通常称此种控制手段为时间增益控制(time gian control，TGC)。一般超声仪器给出的TGC参数为:近区增益-80～-10dB，远区增益0～5dB。它所代表的含义为在声场近区，接收机增益可在某设定增益基础上，衰减10～80dB;而在远区，接收机增益可以控制增大0～5dB。
2.使用参数
B超的使用参数是使用或购买者应熟悉和了解的一类参数，它与技术参数并无严格的区分。
(1)扫描方式和探头规格
①扫描方式指仪器所发射的超声波束对被测对象进行探测的方法。方式不同，仪器所配用的探头和电路构成亦不同，因此，仪器的成本和价格也不同。采用何种扫描方式的超声仪器，取决于被检目标的需要，比如对腹部脏器的探查，可以使用电子线扫B超仪，而对心脏的探查，由于受声窗的限制，仅适合使用机械或电子扇形扫描B超仪。
②探头规格有标称工作频率、尺寸、形状等参数，还有是否可配合穿刺等特殊要求。探头标称工作频率通常在15MHz范围以内，可根据不同需要选定。探头尺寸和形状的选定应根据被探测介质声窗大小和部位来考虑。现代B超仪通常都配有多种频率和形状的探头，以适用于不同探查的需要。
(2)显示方式与显示范围
①显示方式超声诊断影像显示有A型、M型、B型等，一台B型超声诊断仪可以有其中一种或几种显示功能，比如有B单幅(在屏上仅显示1幅B型影像)显示，B双幅(在屏上同时显示1幅冻结B型影像和1幅实时B型影像)显示、B/M显示(在屏上既显示B型实时影像，又显示M型实时影像)。
②显示范围指的是屏上光栅的最大尺寸，它并不一定等于仪器的探测深度，不过在仪器的设计时，通常使两者基本接近。
(3)注释和测量功能此功能可以简化资料收集的过程，提高资料收集的速度及准确性。而功能的强弱往往标示一部仪器的档次水平。
①注释功能某些是由仪器自行控制的，比如有关探头频率的显示、影像处理值（γ校正值等）的自动显示，接收机总增益、近程增益和远程增益值的显示等。当操作者采用某种频率的探头或设定控制接收机增益为某值时，仪器将自行控制在屏上某固定位置显示出当前数值和检查时间的年、月、日、时、分、秒。某些注释功能则需要操作者进行相应操作才能在屏上插入，比如被检者编号(ID)、体位标志、病灶注释、探头标志等，都必须由操作者控制插入。
②测量功能指仪器对被探查脏器进行定量分析所具有的各种测量功能。有距离测量，脏器或病灶面积、周长和重量的测量，M方式运动速度和心功能参数的测量，对妊娠周期的测量等。除距离和速度的测量之外，其它测量通常必须在影像冻结的状态下进行。
(4)记录方式
探查获得的超声影像通常只在荧光屏上进行显示，为了保留资料还必须考虑将影像记录下来。影像的记录有多种方式，比如用波拉一步照相机拍照、视频打印机打印或采用录像机进行磁带录像等。一般B型超声成像诊断仪都配有相应的输出信号接口，可由用户确定选用1～2种记录方式。第6节 超声多普勒成像仪
一、多普勒效应
1842年奥地利物理学家多普勒（Doppler）发现并研究了声波的“频移”现象，后被命名为“多普勒效应”。此效应是指波源将某一频率f的波以一种固定的传播速度向外辐射时,如果发射波的波源与接收波的接收系统产生相对运动，则所接收到的波的频率f′会发生变化（即频移），两个频率的差值Δf=f′－f。在声源与接收系统之间的运动为相向的情况下，Δf为正值（f′＞f，接收频率提高）；而相背运动的情况下，Δf为负值（f′＜f，接收频率降低）。
产生多普勒效应的原因可以这样来简单地解释，以声波为例：当声波在某种介质中以固定的传播速度c前进时，声速c(m²s-1)为波长λ(m)和频率f(s-1)的乘积，即c=λ²f；但如果声源与接收系统之间存在着相对运动，相对运动的速度为 v（v是一个具有方向性的矢量单位，相向运动时v取正值，相背运动时v取负值），则声波向接收系统的相对传播速度c′为：原来传播速度c与相对运动v的迭加，即c′=c+v。在前式c=λ²f中波长λ不会因相对运动的存在而改变，只是声速c改变为c′。此时，只有f也随之改变为f′才能维持c′=λ²f′成立，于是有: f′＝c′／λ＝（c＋v→）／λ
Δf＝f′－f＝（c＋v→）／λ－c／λ＝v→／λ
将λ=c／f代入上式，有
Δf＝f²v→／c
此意为频移量Δf为相对运动速度与原声速的比值。
多普勒效应并非仅仅存在于声波传递中，任何以波动形式行进的能量传递过程，均可产生多普勒效应，如无线电波、高能X射线(或γ射线)、可见光线以及其他电磁辐射等。只是这里所列举的各种波动的传递速度太快，而波源与接收系统间相对运动速度v→与波的原有传递速度（光速）的比值极小，因此频移量Δf很难测出，尤其不能被人体直接感受到。不过现代天文学正是借助多普勒效应通过检测、辨认宇宙深处恒星发光颜色的变化来判定天体的运动状态的。人类之所以最先在声波范畴内发现并研究出多普勒效应，是由于声波本身属于人耳的可听闻波动，且声波在空气中的传播速度不高（341m/s,15℃,1个大气压），以及声源与人耳的相对运动速度常常使声频率变化f′(=f+Δf)落在人耳的敏锐辨识区内。例如火车从我们身旁的铁路上呼啸而过时，会使我们非常明显地听出鸣叫着的汽笛声突然间由尖锐变得低沉起来。也就是说当火车驰向我们时（v→为正），我们所听到的汽笛声（f1′）要比火车固定不动时的声音（f）尖锐一些（Δf1＝f1′－f＞0）；当火车背向我们驰去时（v→为负），所听到的汽笛声（f2′）要比原来的声音（f）低沉一些（Δf2＝f2′－f＜0）。
二、多普勒原理在超声医学诊断中的应用
在经过30多年以来的临床实践后，超声多普勒方法的应用价值已愈加明显。尤其在以运动器官为主要研究对象的心血管内、外科，超声多普勒诊断成像仪器更成为不可或缺的有力诊断工具；大多数应用运动结构（如心脏瓣膜）或散射子集合（如血管中的红细胞群体）反射回来的超声波束，检测出其中的多普勒频移，作为探查目标的运动速度信息，然后用耳去监听、用仪器去分析、用图像去显示或者用影像去显现人体内部器官的运动状态。
以人体内血流的运动状态检测为例，声波的发射源与接收器均为超声探头自身，在检测时刻探头是固定不动的。超声波向着流动中的红细胞集合体传播，遇到声障（红细胞）时，相对于流动中的红细胞，声波f已经产生了一次多普勒频移（f′），频移量Δf′＝f′－f；而声障反射回来的超声波（f′）仍沿着原来的传播路径向反方向传送至探头，同时又迭加了一个相同方向的运动速度（v），因此探头处检测到的超声波又产生了一次新的频移（f″），最终频移量Δf″＝f″－f′＝2Δf′，即
Δf″＝ 2f²v→／c
假定频率f为3.5MHz的超声波，向着以0.1m/s速度运动的血流发射，正常声速c=1540m/s，则回声的频移量Δf″由上式可得，约为±450Hz（相向运动时f″＝3.5MHz＋450Hz；相背运动时f″＝3.5MHz－450Hz）。由此可见，多普勒频移量Δf与超声固有频率f及反射目标的运动速度v→成正比；与声波在某种组织中的传播速度成反比。并且采用超声多普勒方法的一个特点：由于常用超声频率在人体组织中产生的多普勒频移量Δf恰好在人耳的敏锐听觉辨别范围内（大约200～1200Hz），因此只要将此信号检测放大后，仅凭有经验的医生聆听，就可以获得有价值的临床诊断信息。
不过在实际应用中，超声的发射与接收并不一定正对着探测目标的运动方向，多数情况下它们之间会存在一个夹角θ，因此上述多普勒频移量Δf的完整表达式应为：
Δf＝2fcosθ²v→／c 式中，Δf为探头与目标间的相对运动速度所检测到回声的频移量；f为探头发射出超声的固有频率；v→为探头与目标间的相对运动速度，相向运动时取正值，相背运动时取负值；c为超声在某种人体组织内的正常传播速度；θ为探头发射超声方向与目标运动方向之间的夹角。参见图7-22。图7-22（a）为目标相对于声源固定，回波频率未变化；图7-22（b）血流背向声源运动，v→＝－｜v→｜，回波频率降低（f′＜f）；图7-22（c）血流朝向声源运动，v→=＋｜v→｜，回波频率升高（f′＞f）。
图7-22 应用在血流探查中的超声多普勒原理
三、连续波式超声多普勒成像仪
连续波式超声多普勒成像仪的工作原理见图7-23。
图7-23 连续波式超声多普勒成象仪原理示意
1．超声波的产生、发射和反射
主频振荡器产生并输出频率为f的振荡信号，送入声发射驱动单元，经过放大后驱动探头中的压电换能器向外辐射出频率为f的连续超声波。如果超声波指向的目标处于相对静止状态，那么反射回来的超声波（回声信号）的频率依旧为原来的f；可是如果发射波指向的目标为运动状态，回声信号超声波的频率就应当为前述的频移f′，频移量Δf＝2fcosθ²v→/c（但是Δf并非是从此处得出，而是从后面将要叙述的Δf＝f′－f处获得）。
2.频移信号的检测和频移量的获得
连续波式多普勒诊断仪的探头内通常设计为双换能器结构，以独自完成各自的发射和接收任务，一只换能器连续不断地发射出频率为f的超声信号，另一只换能器则不停地接收反射频率为f′的回声波，并将之转换为电信号，通过电缆线送至机器的高频放大单元，经过信号幅度放大后再送至混频解调器作解调处理。混频解调器是一个非线性差频处理单元电路，它有2路输入信号端口和1个信号输出端口。2个输入信号分别为：①高频放大单元送来的f′电信号；②主频振荡器分出的参照f电信号。在混频解调器内，这2路信号进行混频、相差处理，将差频信号Δf＝f′－f从输出端口送出。由于频移f′中实际上已包含了相对运动速度v→、夹角θ和声速c等变量因素信息，因此解调出的Δf即为2fcosθ²v→／c的最终结果。
3．信息的处理和显示
前已述及，Δf的频率范围处在200～1200Hz之间，这正是人耳可闻音频范围内的敏锐部分，所以可以通过音频放大器放大，然后送入扬声器重现为音频声波，作为一种形式的诊断信息提供给医生。这种最为直接的显示方式称为监听式诊断仪。
此外，显示方式还有：相位式、指向式和显像式等。相位显示方式是将音频Δf信号放大供慢扫描示波器或记录仪扫记；指向式的仪器可以将Δf=f′－f的大小和正负转换为v→的运动方向信息；连续波式多普勒显像方式仅能简单地在示波管上产生一个血管在皮肤表面上的投影图像。总的来说，连续波超声多普勒诊断仪由于显示的信息量较小，其临床应用已日渐趋少。
四、脉冲波式超声多普勒成像仪
连续波式超声多普勒诊断仪的优点是灵敏度高、速度分辨能力强，很高的血流速度它都可以检测出来，且不受深度限制，只要在波束内运动的任何物体的回声信号都能探得。也正因为如此，所有的运动目标都产生了多普勒信号并混叠在一起，因而无法辨识信息产生的确切部位，所以它没有距离（深度）的信息，无轴向距离分辨力。脉冲波式成像仪正是为解决这一问题而设计的。
1.单元构成与工作原理
参见图7-24。整机由主控制单元、发射单元、探头单元及接收处理单元中的多普勒信号处理通道和B（M）型辉度调制处理通道组成。
图7-24 脉冲式多普勒成象仪结构框图
主控制单元是以中央微处理器、超声频率振荡发生器为核心的中枢机构，它可以改变振荡器发生的频率f，控制发射单元中脉冲形成的周期（或脉冲重复频率FPR），协调探头的收、发工作状态以及启、闭接收电路中的距离选通门。振荡器产生的超声波频率信号分为两路：一路送至发射电路中的门控电路，供其调制成脉冲信号送出；另一路传至接收电路中作为原始信号的相位参考标准。
发射单元中的脉冲波源采自振荡器送来的超声频率(f)信号。门控电路执行主控电路的命令，将连续波f截取成重复频率为FPR的脉冲段（也可按主控器的程序，调成其他频率或其他函数形式的波形），送至发射驱动器、探头等转换成超声波发射。
接收单元中有2路通道，一路将回声信号按B型（辉度调制型）即时显示出断面影像；另一路则主要处理回声中的多普勒频移信号，最终以声音或图形的信号显示出来。
由于超声发射是以脉冲方式间歇进行的，所以发射和接收信号可以由探头中的同一块晶体完成。而探头中排列有许多的晶振阵元，就能在几乎是同一时间内完成许多通道的收、发工作。发射脉冲的宽度比较窄，只有1～2μs，但前后2个脉冲之间的间隔时间较脉冲本身的宽度大得多。换能器在发射完第1个脉冲后即处于接收状态，入射超声穿过人体各层组织时会产生一系列回声，被探头换能器接收后，转换成一系列电脉冲信号。通过收、发切换电路送进接收放大电路处理。至下一个发射脉冲到来时，切换电路状态反转，使换能器停止接收，重新工作于发射状态，周而复始。上述工作过程与B型诊断仪的收发过程一致，因而它可以和B型显示通道共用一个探头，同时完成B型断层成像和D型信号显示。
2.探测距离的选通
为了获得人体内部所需探测目标的回声信息，就必须采用距离（或深度）选通接收门控制器。在人体软组织中，超声的传播速度差别不大，可以将平均声速视为常数（c=1540m/s），故从发射出脉冲信号的前沿为起始时刻(t0)计起，至返回信号的脉冲到达时间的长短与运动器官距离换能器的深度成正比。于是只要调节“距离选通门”的启闭时间，就能控制探测距离和沿着这一距离方向上的一段长度（又称作“容积”），这样就可以只接收感兴趣目标的回声信号，滤除前后的无关信号。设距离选通门的开启时刻为t1，关闭时刻为t2，探头换能器至探测目标之间的距离为d，由于t1-t0为声波在人体传播的往返时间，则有d=c²(t1-t0)/2。如果再改变“距离选通门”的关闭时间t2，又可以控制接收信号的长度，即τ=t2-t1的时间长短。在脉冲式超声诊断中把（t1-t0）对应的距离称作取样深度；而把（t2-t1）对应的距离称作容积长度。诊断医生通过调节和使用这2个参数来实现对体内运动目标的定位检测。
3.运动目标的方向性探测和频谱分析
运动目标的单一方向性探测可以比较容易地运用频移量Δf=f′-f的取值正负来判定。但有时情况并非尽然如此。比如血管内红细胞的方向、速度并不总是相同，在某些部位会存在湍流或反流现象，此时多普勒信号也不是单一的频率，从而具有一定的频带宽度，这样就必须把这一信号的频率上、下边带分离开来，通常可以采用单边带直接分离、正交相位探测等方法。如果需要对一定频带宽度的频谱作出比较精确的定量分析时，则应该采用实时频谱分析方法。使用这一方法在多普勒信号中分离和鉴别出许多频率并作出处理。图7-24中的傅立叶变换器即是为从事这项工作而设置。根据傅立叶变换理论，任何复杂的波形都可以分解成许多不同幅度、相位和频率的简单波形，这样的分解可以大大地简化诊断中对复杂信息的分析。
另外，由于超声B型成像显示的配合使用，脉冲式多普勒诊断仪还可以在B型影像上显示出多普勒声束线和目标运动方向上的夹角θ，于是根据v→=Δf²c/(2f²cosθ)便可得出目标的运动速度。
4.脉冲多普勒方法对探测深度和速度的限制
脉冲多普勒诊断仪每秒钟发射的超声脉冲个数，即脉冲重复频率FPR一般为几kHz，这种探测方式的最大取样深度Dmax是由脉冲重复频率（或２个脉冲的间隔时间）来决定的。FPR越高（脉冲间隔越短），Dmax越小；反之，Dmax越大。两者关系为：
Dmax =c/2FPR 仅从上式来看，若要增大探测深度Dmax，则须降低脉冲重复频率FPR。
但是在脉冲多普勒方式中，探测部位的声波波形是以离散时间间隔取样的，发射1个脉冲取样1次，实际的多普勒频移信号是在取样信号基础上重建的，参见图7-25。
图7-25 多普勒信号的取样和重建
根据纳奎斯特（Nyquist）信息取样定理：取样频率（即脉冲重复频率FPR）必须2倍于原始波形频率（即多普勒频移量Δf）以上时，才能最起码地保持原始波形的真实性，即须满足：Δf≤FPR/2才能真实有效地取样。根据这一取样定理，当目标的运动速度比较低时，原始波形多普勒频移量Δf低于取样频率的1/2（即FPR/2），则可以如实地重建原始信号波形，见图7-25（a）；反之，如果目标的运动速度较高会有Δf>FPR/2，那么由取样信号重建的波形就与原始波形不一样，见图7-25（b），这种现象称为影像的混叠。
在常规脉冲多普勒系统中，能检测的最高运动速度Vmax与最大探测距离Ｄmax的乘积是一个常数：
Vmax²Ｄmax＝λ/2²FPR/2²c/2FPR＝λ/c8＝c2/8f 所以提高其中一个时，必定会以降低另一个作为代价。
五、彩色多普勒血流成像仪
脉冲多普勒探测的只是一维声束上超声多普勒血流信息，它的频谱显示表示流过取样容积的血流速度变化。所以，如同习惯上把M型称为一维超声心动图一样，我们把常规的这种脉冲多普勒技术称为一维多普勒。一维多普勒在测定某一位置的血流是很方便的，但是，如果要了解瓣口血流流动的详细分布，一维多普勒就很困难，我们只能一个点一个点地测，把每一个点的血流速度记录下来，最后得到一个大致的血流轮廓（profile）。目前更为实用而技术上更为复杂先进的系统是彩色多普勒成像仪器，由于其对于血流方面的多种状态具有强大的显示能力，如：①同时显示心脏某一断面上的异常血流的分布情况；②反映血流的途径及方向；③明确血流性质是层流、湍流或涡流；④可以测量血流束的面积、轮廓、长度、宽度；⑤血流信息能显示在二维切面像或M型图上，更直观地反映结构异常与血流动力学异常的关系等。因此，它常被称为彩色多普勒血流成像（color doppler flow image, CDFI）或者彩色血流图（color flow mapping, CFM）。当然这种仪器除了装配多种频率的脉冲波、连续波多普勒探头外，还可以匹配其它的探头，从而完成B型、D型、M型等综合性探查工作。
1.工作原理
彩色多普勒血流成像仪的彩色影像是同时迭加在B型黑白影像上的，这种显示方式的取样信息必须完全重合，因此2种方式是共用1个高速相控阵扫描探头来实现声波的发射和信号的探测接收的。它的总体构成与前面介绍的脉冲波式多普勒成像仪的结构有许多相同之处。除中央主控制器、发射驱动和探头各单元以外，在接收信号处理单元中的B型、M型显示及脉冲多普勒信号检测处理两通道的基础上，又并行增加了彩色多普勒血流图的测量变换通道，图7-26为其简化结构框图。图中省略了主频振荡、中央主控制器和脉冲发射等单元，简化了B（M）型显示和脉冲多普勒2个信号处理通道。
图7-26 彩色多普勒血流成象仪结构简化框图
系统在接收到发射来的回声信号后，先进入相位检波器与原始振荡信号进行相位比较，再将一路信号送入脉冲多普勒信号处理通道；另一路则经过低通滤波器去除没有意义的杂波信号。由于来自器官壁和组织边界的反射信号很强却又不具备诊断意义，基于这类信号通常处于静止状态，能产生的多普勒频移量很低，所以可使用滤波器将低频信号滤除。滤过后的信号经A/D模数转换后，再进行自相关处理。这一步骤是将前后2个脉冲产生回声的时间差换算成相位差，再根据相位差与目标运动状态的关系处理成血流方向和速度结果。在一维多普勒诊断仪（连续波CW和脉冲波PW）中，是将回声频率与原始振荡频率比较出频移量Δf，然后通过多普勒方程式换算出血流方向和速度。而在自相关处理中，用探测时间差异来解决这个问题：脉冲发射过程中，前后两个相邻脉冲之间的时间差Δt′=t2′-t1′，与Δt有所不同；其中包含了探测目标的运动方向与速度等变量因素，最后反映在回波脉冲波形的相位差异上，由此通过脉冲自身相位差的关系解得血流方向和速度的方法称作自相关处理技术。通过自相关处理后的信号与另外2个通道的B、M、D信号一起送入数字扫描变换器（DSC）相合并，然后通过彩色转换处理器把血流信息变为彩色信息，经过D/A数模转换后，从显示器上显示出二维实时动态影像，其中B型（或M型）为黑白影像，在相应的断面解剖结构上迭加有彩色血流信号。
2.血流运动状态的彩色显示方法
通过数字电路和计算机处理，我们可以很方便地将血流的某种信息参数处理成任何一种色彩模拟量，但是为了统一显示标准，目前彩色多普勒血流成像仪都采用国际照明委员会规定的彩色图，它有红、绿、蓝3种基本颜色，其它颜色都是由这3种颜色混合而成。规定血流的方向用红和蓝表示，朝向探头的运动血流用红色，远离探头运动的血流颜色用蓝色，而湍动血流用绿色。绿色的混合比率是与血流的湍动程度成正比的，所以正向湍流的颜色接近黄色（由于红和绿的混合），而反向湍流的颜色接近深青色（由于蓝和绿的混合）。血流的层流越多，所显示的红色或蓝色越纯正。此外还规定血流的速度与红蓝两种彩色的亮度成正比，正向速度越高，红色的亮度越亮；同样反向速度越高，蓝色的亮度越亮。这样，用3种彩色显示了血流的方向、速度及湍流程度，为临床提供了实时血流分析的资料。图7-27表示了彩色多普勒血流成像仪中彩色图像的各种定义，图7-27 血流的彩色显示定义
图7-27（a）表示红、绿、蓝3种原色相加后的混合效果，图7-27（b）为血流方向和速度与色彩明暗的对照关系。
需要指出的是，自相关技术是一种相位检测处理技术，而彩色多普勒血流成像采用的也是脉冲波，故它同样存在着脉冲多普勒诊断仪所具有的局限性。如果被测血流速度很高，使相位差ΔΦ超过180°，此时自相关处理器所反映的结果将可能出现严重失真。图7-28表示相位差与血流方向之间的相互关系。
当0°
图7-28 相位差与血流方向之间的关系
反向血流用蓝色表示，现在，由于正向血流速度太高，使相位差超过了180°，从而使彩色发生了突然翻转，即由红色变为蓝色。这种现象称为彩色多普勒血流显示中的混叠现象。这种混叠条件与脉冲式一维多普勒检测是一致的。另外，在彩色多普勒中，由于血流的方向决定了血流的颜色（一般正向血流为红色，反向血流为蓝色），所以同一流向的血流处在与声束不同角度时血流的颜色也可能不同。如图7-29所示，在左边，血流速度在超声束上的分量是向上的，故呈红色（朝向探头）；在右边，血流速度在超声束上的分量是向下的，故呈蓝色（远离探头）；图7-29角度对血流彩色显示的影响而中间因血流方向与声束垂直，多普勒频移为零，故呈黑色。在同一血管中血流呈现了3种绝然不同的颜色，这是角度所造成的。其实角度问题对多普勒检查的影响，不仅限于彩超血流成像。在一维多普勒诊断中，角度太大，多普勒的频谱幅度会被压缩；角度的误差也会给血流定量测定带来困难。由于θ=0°时，cosθ=1，故Δf最大；当θ=90°时，cosθ=0，故Δf=0。因此应用多普勒技术时，应尽可能使声束与血流方向的夹角θ减小，这与依靠组织反射成像的M型和B型是不同的。
图7-29 角度对血流彩色显示的影响
3.临床应用效果评析
彩色多普勒与二维超声心动图及频谱多普勒相比较具有独到的优点，但这种技术也有明显的不足。它对后两种技术是互补的关系，而不能代替。为了更好发挥各种技术的优势，在这里把彩色多普勒与B型超声和频谱多普勒作一简要的比较。
(1)彩色多普勒与B型超声
人体血液中的红细胞对超声波的散射作用虽然比较强，但由于散射超声波能量很弱，故红细胞是一个低的回声源，在B型灰阶显像中这种信号是以黑色显示的。可是在有些血流速度比较低的情况下，B型影像上确实也可观察到血管内血液的流动，如门静脉血流流动。产生这种影像的原因目前有很大的争论，还没有一个统一的看法。但普遍认为单独的红细胞是不会显像的。尤其是正常情况下人体心脏和大血管内的血流速度一般都比较高，因而血流在心室和心房内都是不显示的。随着超声仪器动态范围的改进和接收弱信号能力的增强，对于血流的灰阶显示可能会有一些改善，但到目前为止，不管哪个厂家的B型成像仪都是不能显示血流的。
彩色多普勒血流仪则通过对散射回的多普勒信息作相位检测并经自相关处理、彩色灰阶编码，把平均血流速度信息以色彩显示，并组合到B型灰阶影像上。彩色多普勒血流显像的出现，使超声心动图发展到一个新的阶段。由于这种技术无损伤地显示心血管内的血流，不仅可以加快过去B型对心脏疾病检查的速度，而且可以直接采集到心内血流速度、轮廓的信息，这对临床是十分重要的。
(2)彩色多普勒血流成像与频谱多普勒
脉冲多普勒与连续波多普勒并不显示血流影像，它们只是显示取样容积内和一根声束线上血流变化的快速傅里叶变换(FFT)频谱。因而，它对血流的探测不是直观的，我们是通过频谱的变化进而理解血流的改变的。
彩色多普勒血流显像与脉冲多普勒频谱都是以多普勒原理和脉冲回声技术为基础的，但它们的信号处理和显示技术不相同。彩色多普勒血流显像对血流的显示是直观的，它对于辨别血流的湍动、了解流速在心血管内分布较脉冲多普勒更快更好。但是，对血流的定量测定来说，脉冲多普勒与连续波多普勒却是非常有效的工具。 第7节 医学超声设备中的新技术
尽管超声成像理论久已成熟，但受限于材料科学、加工技术、计算机运算速度和存储容量等方面的制约，一些超声成像的其他方法以及在新领域的开拓上，目前仍在不断地探索之中。并且在前述的常见诊断设备之中，也有许多尚待完善之处，诸如影像质量的提高、探测目标范围的拓宽、检测项目和计算功能的开发及精度的提高等，以至于世界上众多著名生产厂商每年都有新机型推出。以下我们介绍的是部分已经成熟并且投放市场或者尚在研究的新技术。
一、全数字型Ｂ型超声诊断仪
随着电子产品的数字化进程的加快，全数字化Ｂ超成了近年来Ｂ型超声诊断仪的发展方向。目前已研制出全数字计算机信号处理的超声诊断系统，它采用软件控制，可随时加入新的软件程序以更新整机功能，并能够配接不同的探头系统，如机械扇扫探头、线阵探头、凸阵探头、相控阵探头、环阵探头、腔体探头等，可以显示Ｂ型、Ｍ型、脉冲和连续多普勒信号及两维彩色多普勒血流图，实现多参量、多方位综合诊断。
图7-30 全数字式B超通道部分简化框图
在全数字化Ｂ超系统中，每个换能器阵元所对应的接收通道都采用一个高速Ａ/D转换器，直接对接收射频回波信号进行采样和量化，并采用计算机控制的高性能的数字式超声波束形成及控制系统。这种系统与工作在射频下的高采样率Ａ/D变换器及高速数字信号处理技术结合起来，就形成全数字式Ｂ超诊断仪的核心。其通道部分框图如图7-30。
它与常规模拟Ｂ超有两大重要区别：第一，在常规模拟Ｂ超中，延迟线采用多抽头的Ｌ-Ｃ模拟延迟线，靠电子开关控制，所以电路庞大，造价高，还会引起插入损耗、阻抗失配及开关瞬态造成的假象，且硬件系统不易调整延迟时间；而在全数字Ｂ超中，采用全数字延迟线，延迟时间可用软件编程，在换用不同探头时，能自动配合或手动调整延迟时间至最佳。第二是常规模拟Ｂ超在检波后才进行采样，采样率低。而在数字化Ｂ超中，为提高影像质量、降低模拟失真而直接对射频进行采样。按照纳奎斯特采样定理，采样率最少应为信号最高频率成分的2倍，这样不但使Ａ/D变换器成本很高而且数据量过于庞大，给实时处理带来困难。因此如何降低数字式超声系统的采样率成为一项重要的技术问题，通常的解决办法采用均匀采样、正交采样、二阶采样等办法，以降低数字化B超中波束形成的采样率。此外，数字化B超每一个阵元都要有单独的A/D转换和延迟与插补，线路的复杂程度可想而知，所以硬件电路的简化方案也成为数字化B超需要解决的另一难题。不过，超声诊断设备的全面数字化已成为重要的发展方向，随着数字信号处理芯片的日新月异发展，数字化技术正使超声诊断设备迈向更新的水平。
二、彩阶超声图像处理技术
在辉度调制的黑白Ｂ超中，最终在显示器上的结果是以亮度差异来反映影像结构的，我们把这个反映影像结构的亮度差异称作灰阶。由于回声幅度与反射界面两侧结构的声阻抗差异有关，它传递组织结构的重要信息。通常振幅信息的动态范围达60dB以上，而一般的显示器仅有20dB的亮度动态范围。为了不使有用的信息丢失，就要采用压缩技术（如对数放大器）将60dB的信号压缩为20dB，以匹配显示器的动态范围。这种经过幅度压缩处理的回声图，称为灰阶（灰度）显示回声图。它包含了各种幅度的信号，使影像层次丰富。不过，灰阶显示方式也有如下缺点：①人眼对灰阶的识别能力一般只有10级左右，灵敏度不够高；②灰阶不容易表示２个或３个以上的参数，例如，人要识别同一点的2个不同的频率回波强度的差别或者用声衰减和声速2个不同的参数来描述同一点时，灰阶就很难表达这种区别。彩阶（color scale）超声影像处理正是弥补了灰阶显示的上述缺点，图7-31 彩色编码原理图
眼睛能区分比黑白灰阶更多的显示电平，而且从原理上允许使用更灵敏的定量显示。事实上彩色本身的多维性允许它更容易同时表达多达３个以上参数的显示电平值，总的来说彩阶显示有以下3个优点：①可增加对比灵敏度；②可提供定量显示；③可提供多参数显示。彩阶超声影像又称为彩阶图，它可使人体细微组织结构及多普勒的清晰度达到最佳显示，并可在更大的动态范围内提高肉眼对黑白微弱信号的分辨力。其技术核心是采用了彩色编码的方法，如图7-31所示，将回声幅度划分为许多彩色区域，把某一幅度范围定义某种颜色。这样，可以大大增加显示信号的动态范围，具有较高的定性分辨力，尤其对肝脏肿物的区分更为明显。下面就以中国安迪泰集团的BC-1001A型Ｂ超微处理彩色显示仪为例，讲述其基本原理。
超彩阶超声影像处理是利用微电子技术进行的一种影像增强处理技术，它通过光学处理、等密度分割、幅度鉴别、模数转换等方法进行彩色编码，使输入的图像值转换到特定彩色空间相应坐标中去，从而显示预期的彩色影像。
BC-1001Ａ系列Ｂ超微处理彩色显示仪由主机和显示器两部分组成，主机通过软硬件技术对原Ｂ超诊断仪取出的信号进行微处理，使之呈现出8种不同的颜色组合，根据诊断的组织结构和不同病变的需要，要选择不同的色彩，其工作原理见图7-32。时钟电路和8031单片机一起，构成了整机的控制中心，对颜色变换、对比度、亮度调节起控制作用。
图7-32 BCCX-1001A系列B超微处理彩色显示仪原理框图
预处理电路主要对外来的Ｂ超视频信号进行幅度的调整以适应不同Ｂ超仪的配接需求。Ａ／D变换后，对输入像素的灰阶进行绿、红、蓝3个独立的变换，然后经过程序库查寻，与同步信号进行复合，把3个结果单独地加到彩色显示器的红、绿、蓝3个电子枪上，就完成了一幅受变换函数性质所调制的彩色合成影像。
三、超声三维成像
常规超声成像的扫描方式，可以从不同角度取得体内结构的各种切面，但是医生更需要从立体（三维）的影像上来观察体内组织的结构和病变情况。为此，人们试图通过各种不同方法来实现三维影像的重建。获得三维成像首先要取得足够的三维数据，在X-CT和MRI的三维成像技术中都是采用多层平行切片方法（如同切面包片一样），取得一组二维数据，再通过插补构成三维数据。由于肋骨和肺叶的影响，这一方式在超声的心脏成像中还不能采用，必须让探头通过适当的“窗口”采集所需三维数据。在取得三维数据以后，进一步的问题便是三维重建和三维立体显示，图7-33 三维灰阶成象显示的胎儿面部
在这方面，超声三维影像重建的技术原理与其他成像仪器的三维影像重建并无显著区别。主要是通过计算机的数据处理来完成三维重建的。目前已有多种立体重建方法，并且随着计算机软件的不断升级和硬件性能的更新与提高，三维影像的重建速度和精度也在不断改善。图7-33为美国ATL公司生产的HDI5000型彩超显示的三维灰度影像，画面中已非常清晰地再现了腹中胎儿的面部。
在超声三维成像的回声信息采集中，最简单的方法是采用坐标位移法，通过移动坐标位置将数帧常规B型影像叠加在一起。如图7-34所示。
图7-34 坐标位移三维显示法示意图
沿Y轴方向移动电子扫查探头，由于影像位置的移动，很多B型影像便写进同一存储器，于是探头只要沿Z轴方向扫描1次，便可以得到建立1幅三维影像所需的原始数据。要想实现立体显示，还应对影像数据进行处理。在经过实时影像平滑处理、灰阶影像处理、实时边界探测和实时内边界消除等复杂的计算机数据预处理过程之后，再进行储存、叠加和显示。如图7-35。该系统大致由探头、影像处理、数字扫描转换和显示器等单元构成。
除了这种沿轴向移动获取多平面重建三维影像的方法外，还有轴旋转角度获取多平面进行三维重建的，如沿心脏长轴每转30°取一切面，1周共取6幅切面，便可重建心脏的三维影像。也有采用长轴影像和短轴影像重建三维影像的。这些方法都要同时把切面影像及它们之间的位置与角度信号送入计算机，由计算机作相应的组合和处理后，在荧光屏上再现该器官的三维影像。物体的三维影像可以用网格线来表示物体形状的外形框架影像，也可以用灰阶来表示物体表面形状的立体阴影影像，用减法处理获得的旋转式透明三维灰阶影像可以显示器官立体的透明影像，图7-35 超声三维显示仪器系统构成框图
有利于观察器官内部的结构。目前所能实现的超声三维影像大多是静态或动态的三维超声成像功能，除了在静态的影像质量和动态的帧频数目（反映动态过程的连续性）上仍需进一步提高外，最主要的不足是目前几乎没有三维影像是实时获得的，因而会产生“时-空非同步”失真。
四、超声CT
在20世纪70年代初，用于头部和全身的X线扫描断层成像（X-CT）机相继问世后，给医学诊断史开创了具有划时代意义的新篇章。其实用于CT成像的传递媒介并不限于X线，自从X-CT在医学诊断上取得巨大突破后，科学家们就对其他传递媒介的CT技术进行了广泛而卓有成效的探索。如微波CT（microwave-CT）、核磁共振CT（MRI-CT）和超声CT（US-CT）等。
超声波在人体内传播时，体内的不同组织结构的不同声学特性会引起声速的变化和声强度的衰减差异。设法获得这些声速的变化或者声衰减的数据并以此为参量，用计算机再建出超声透射影像，这种成像技术即为超声计算机断层成像（US-CT）。
图7-36 US-CT扫描示意图
为了获得各种参量的数据，用超声波照射探测目标，如图7-36所示。
1对共轴的发射换能器和接收换能器同步地沿着1条直线扫描，取得切面内的投影数据，然后这对发射接收换能器组在同一平面中旋转1个角度，再作直线扫描，取得这个视角的投影数据，如此继续下去，取得足够多的数据后，再把这些信息组合起来，象X-CT那样，使用代数重建法或反投影技术来重建影像。
需要指出的是，计算机断层成像理论和技术是建立在射线在被扫描物体中沿原来的射线方向传输的前提上，对X线或γ射线是没有问题的，然而当超声穿出组织时引起的折射和衍射会使超声波束偏离原来的指向，因此得到的衰减剖面影像可能不是沿着原来声速方向上的组织成分的真实数据显示，从而造成一定程度上的误差。这些方面的改善还有待于今后对非几何光学的影像重建理论研究，以及更佳工作参量的选取等方面的不断探索。这正是US-CT早在1974年问世并用于临床诊断但迄今未能广泛普及的主要原因。
就超声CT而言，无论是从今后的发展前景而言，还是从目前对临床应用的价值而言，仍然是具备许多优点的，现归纳如下：①它选用了区别于B型超声诊断仪的新的成像工作参量（如声速、声衰减等），因而可获得有关人体组织结构与状态的其他信息；②它给出了人体断面上声速或声衰减的定量空间分布，为定量诊断的可能性开拓了新的途径；③与X-CT相比，造价成本低，更重要的是在辐射安全性上占有绝对优势；④US-CT技术还可用于测量人体内与声波有关的其他物理量，如在加热治疗法中，它已成功地用于体内无损测温等。
五、超声显微镜
20世纪50年代，超声显微镜（ultrasonic microscope）的名称和原理即被提出，至70年代中期已有2种形式的超声显微镜被研制出来，一种为机械扫描式超声显微镜（scanning acoustic microscope, SAM），一种为激光扫描式超声显微镜（scanning laser acoustic microscope, SLAM）。这是继光学显微镜（LM）和电子显微镜（EM）之后的又一类生物医学细微结构分析研究的有力工具。
对于一些透光性较差的样品，在直接用光学显微镜观察时，细微结构不容易被清晰地观察到，而超声显微镜不像光镜那样，必须要给样品加染着色剂；也不像电镜那样，必须置样品于高度真空之中。它完全可以在自然条件下进行观察分析。因此，超声显微镜不仅仅是光镜和电镜的重要补充，而且由于它具备了自身特有的优点，以至于可能在生物医学中开拓出新的应用领域。
在光学显微镜中，用以探测和揭示物质结构信息的载体是光波，而在超声显微镜中，探测信息的载体则代之以声波。我们知道，由于波的衍射作用，显微镜的分辨力大小主要决定于探测波的波长，波长越短，分辨力越高。当声波的频率相当高时，声波波长可以小到与光波波长相比拟，甚至可以比可见光的波长短得多。因此，超声显微镜的分辨力不仅可以与光学显微镜的分辨力相媲美，而且还有可能大大超过它。超声显微镜是以水作为显微镜的声耦合媒质的，当声波的频率被提高到3³109Hz时，由于水中的声速不变，仍为1500m／s，所以此刻其中对应的声波波长λ＝c／f＝0.5μm。这比绿色的可见光波长0.55μm还要短一些。按照分辨率d≈1／2λ＝0.25μm，则超声显微镜在f＝3GHz（3³109Hz）时，它的分辨力已能和光镜相匹敌。实际上在通过采取提高声波频率、降低工作温度及增大声波功率等措施的基础上，还可以进一步地提高超声显微镜的分辨本领。据报道，在以液氦作为声耦合介质的0.1K的超低温之下，其分辨力已有达到0.09μm的记录。
机械扫描式超声显微镜（SAM）根据工作方式不同又有透射式和反射式之分。前者的超声发射与接收换能器（也可合用一块换能器）只能在声透镜单侧。图7-37为透射式SAM的工作原理示意图，现以其为例稍作介绍。
图7-37 超声显微镜(SAM)结构示意图
声透镜是用蓝宝石晶体为材料制成，对称两组透镜的外表面为平面，而相对的内部为抛光的半球形凹面声聚焦透镜。凹面表层还涂有一层玻璃，用以在蓝宝石与水之间的声阻抗变化上起到缓冲作用，以减少声波在界面上产生反射。两相对凹面中间充以水作为传声媒质，超声压电换能器被分别贴装在蓝宝石声透镜的两侧外表面。当超声频率电压激励发射换能器时，会产生平行声束，并且经过声透镜的作用会聚于水中的焦点上，此焦平面即为载放台上被观察样品的位置。透过样品的声波经过另一块声透镜后会还原成平行声束，声束经过接收换能器又被转换为包含样品内部声学参量信息的电信号，经过放大及处理后可送入显示器重现出样品上某点的影像。如果使载放台连同样品在机械装置的推动下在垂直于声透镜轴线的平面上沿着X-Y轴做有规律的扫描运动，就能使样品中的每一点依次被直射声波所透射扫描。同时，显示器的光栅亦做同步扫描运动，则可以在荧光屏上显示出样品结构的全部影像。改变样品机械扫描运动的区域也就调整了超声显微镜的放大倍率。通常这一扫描运动在几秒内便可完成一幅影像的重现过程。
SAM是利用超声波在传播中，由于样品的硬度、构造和粘性的不同，使声波状态产生微细差异的性质，从中选取工作参量，比如以声速和声衰减作为测定目标，便可派生出2种计量方法：①相位计测法：由于是把在组织中传播的声速变化显示成影像，故而以声速越快的组织越接近于红色、声速越慢越接近于蓝色的颜色而显示出来；②振幅计测法：由于是把在组织中的声波衰减量作为振幅的变化而加以显示，故而以衰减（振幅的变化）越大的组织越接近于红色、衰减越小则越接近蓝色的颜色显示出来。进一步还能够将影像上任意地点的横方向的组织中声速变化或衰减量的变化作为波状图形而同时显示出来。当然生物组织中是没有明显的颜色差异的，这里所显示的颜色也是通过我们以前叙述的彩阶处理技术，依靠计算机彩色编码来实现色彩显示的。由于原理相同，此处不再赘述。图7-38为SAM所成像的2幅诊断图（原图为彩色），图7-38（a）为发生了梗死心肌的相位影像，波状图形表示画面中的声速分布，右侧为梗死后的纤维组织，(a)发生心肌梗死的相位(声速)影像
(b)肺癌组织的振幅(声衰减)影像
图7-38 超声显微镜(SAM)所成影象
表现为声速较高（原图以红色标记）；图7-38（b）为发生了肺癌的组织利用振幅方式来观察时的影像，右侧的癌变组织与正常组织相比较，超声的衰减量为大（原图以黄红色标定）。其视场面积为1.92mm2，超声频率的选择分别为130MHz和110MHz。在这里，超声频率f的选择依据也是：f高则分辨力强，但衰减量大；f低则分辨力弱，衰减量小。这要根据样品的厚薄和放大倍率的要求来综合选定。
激光扫描超声显微镜（SLAM）的情况类似液面声全息。它采用平面波，但不需要参考声波干涉。当声波透过样品在液面形成代表样品结构信息的波纹时，由激光扫描读出这些信息，经电脑处理后显示。从原理上来说它要比SAM优越，但其结构较为复杂。由于它只需一薄层水放置样品并形成液面，因此衰减比SAM小许多，有利于提高工作频率或样品的厚度。此外，它的样品不移动，保持静止，由激光束进行扫描，影像稳定。目前在基础医学研究和临床诊断中已有较多的应用。提高SLAM分辨率的关键除了提高超声波的频率f（相比较在同样介质中传递时，声速c不变，则波长λ降低）之外，还需进一步缩短激光的波长，以期继续改良SLAM的性能参数。超声显微镜的工作频率目前在100MHz到3GHz之间，分辨率已达到微米级之下，其工作频率如此之高，因此介质的吸收衰减也非常之大，穿透深度很有限，所以它只适宜做标本切片观察。在用超声显微镜观察样品时，可以显示物体弹性性质的局部改变，一些影响传播的物理性质，如压缩系数、密度、粘性和弹性等改变均可反映到声像图中。另外，它不用染色就能把生物材料的精细结构加以鉴别。还由于样品是处于水中进行声耦合，而且这种低功率的声波对生命物质的活性没有什么影响，所以对于细胞等生命物质的活动及性质的研究特别有利。
