《超声成像设备》

1、.,超声成像设备,中山大学生物医学工程教研室 伍于添,.,第一节 概述 一、超声成像设备发展史 一八八O年法国居里兄弟（Pierre and Jacques Curie）发现压电效应。法国朗之万（Paul Langevin）于1917年应用压电原理进行超声探测，并于1921年发展成声纳（Sound Navigation and Ranging）。直至1942年，奥地利K T Dussik才使用A型超声装置，用穿透法探测颅脑。1952年美国D H Howry开始研究超声显像法，并于1954年将B超应用于临床。,.,1954年瑞典I Edler首先用M型检查心脏。1955年J J Wild首次成功

2、用PPI型作直肠内的体腔探查。1956年日本里村茂夫首先将多普勒效应原理应用于超声诊断，利用连续波多普勒法判断心脏瓣膜病。1959年D L Franklin研制出脉冲多普勒超声。1958年G Baum等开始眼球的扇形扫查法。同年英国I Donald等用BP型超声诊断盆腔肿物和妊娠子宫。1967年N Bom提出电子扫描法，同年J C Soner提出相控阵扫描法，同时期德国应用双晶片旋转式探头的机械方形扫查（Vidoson）。,.,1968年P N T Wells提出TGC补偿原理，同年W J Fry开始应用计算机技术于B超。1972年G Kossoff提出灰度回声图概念，同年H H Holm制成

3、穿刺活检探头。1973年J Plummer提出C型超声显像法。1978年伊藤提出F型扫查法。在七十年代中后期采用了灰阶及DSC技术，明显改善图像质量，实时超声显像开始受到重视，八十年代是B型超声发展最迅速的时期。彩色血流图（CFM）直到1983年才由日本Aloka公司首先研制成功。1990年奥地利Krety公司制成3D扫描器，并使3D商品化。,.,1991年美国ATL公司推出世界第一台全数字化超声系统后，全数字化技术即成为九十年代和目前发展的方向，它使超声诊断系统的水平进入一个新阶段，在此期间又相继出现了一些新技术，诸如：显示心肌组织运动情况的CDTI（彩色多普勒组织图）技术；能显示低速血流的

4、CDE（彩色多普勒能量图）和DPA（方向性能量图）技术；有效观察室壁运动和心肌灌注质量的对比谐波成像技术（CHI）和有效改善深部组织图像质量的组织谐波成像技术（THI）。,.,超声诊断设备是一个信息提取、处理和显示的综合体，它需要各相关学科的补充和渗透，其中特别是压电材料、专用VLSI、计算机和信号处理技术，才能实现系统的各种功能。它发展的方向是提高诊断的特异性和信息量，以及仪器的性能价格比。,.,二、超声诊断仪的基本结构 超声诊断仪的工作原理，是向被检人体组织发射超声波，并将受人体组织作用产生的回波接收，检出回波某种物理参量的变化（如幅度、频率等），然后以某种方式在显示器上显示，并由记录仪记

5、录，供医生诊断分析。因此，超声诊断仪最基本的结构包括探头、发射电路、接收电路、扫描电路、主控电路、标距电路、显示器和记录器等部分。,.,（一） 探头 超声诊断仪中，同时具有超声发射和接收作用的部件，称为探头。将电振荡变成超声，穿透人体组织，是探头的发射作用；将从人体组织返回的超声回波变换成电信号，馈送至接收电路，是探头的接收作用。仪器的性能，如灵敏度、分辨率和伪像的大小都与探头有关。探头是超声诊断仪的关键部件，了解它的工作原理、基本结构，以及正确使用与保养是十分必要的。,.,医用压电材料 超声探头是一种电声换能器。它实现电能与超声能的相互转换。压电振子是其核心器件，由具有压电效应的压电材料组成

6、。用于医用超声诊断换能器的压电材料，按物理结构分为四大类：压电单晶体（如铌酸锂、酒石酸钾钠等）、压电多晶体（又称压电陶瓷，如偏铌酸铅、锆钛酸铅等）、压电高分子聚合物（如聚偏二氟乙烯）和复合压电材料（聚偏二氟乙烯和锆钛酸铅复合）等。,.,压电陶瓷也有不足之处。如使用频率不能太高；抗拉强度低，具有脆性；居里点不够高，压电性能受温度影响大；具有一定时间老化性，即压电性能会随时间而变化。,.,医用超声换能器目前多数采用陶瓷材料制成的压电振子。它具有如下优点： （1） 电声相互转换效率高。采用较低的激励电压，也具有较高的灵敏度。 （2） 易与电路匹配。 （3） 性能比较稳定。 （4） 非水溶性，耐湿和机

7、械强度较大。 （5） 价廉。 （6）易加工，可压制成各种形状、尺寸。而且，通过掺杂、取代、改变材料配方等改性办法，可大范围调整压电陶瓷的性能参数，满足某些使用要求。,.,压电陶瓷的制造工艺十分复杂。它的性能不仅取决于配方，也取决于加工工艺。陶瓷属于固体无机材料。采用适当配方的原料进行混合、成型和高温烧结成的铁电陶瓷，不具压电效应。这是由粉粒之间的固相反应和烧结过程而获得的许多微细晶粒，各自按任意的无规则的方向排列，呈各向异性之故。但是它具有铁电性。对其施加直流电场进行极化处理后，使陶瓷的各个晶粒的自发极化方向将平行地取向于电场方向，而具有近似于单晶的极性，呈现明显的压电效应。通常将经过极化处理

8、的铁电陶瓷称为压电陶瓷。,.,压电材料具有力学的性质、电学的性质和压电的性质。压电材料是换能器的关键，这些性质决定了电能和声能互换的能力。衡量压电材料性能的主要物理参量有：,.,（1）居里点 当升至某一温度时，晶片内部的分子运动加剧，刚好使偶极子重新杂乱排列，以致失去压电性能，这个临界温度称为居里点。常用的PZT类压电陶瓷的居里点在300左右。居里点低的材料，易受温度影响，性能不稳定。因为，温升未达到居里点，材料内部分子排列已有变化，使压电性能降低。所以，探头不能高温消毒。,.,（2）频率常数 压电陶瓷片的谐振频率（基频）和它的厚度的乘积是一个常数，称之为频率常数（fc）。单位是Hzm或MHz

9、mm。每种材料制成的晶片，都有一个特有的频率常数。所以，晶片的谐振频率（fs）由晶片的厚度（d）决定。也就是说，通过改变晶片的厚度可以改变晶片的谐振频率。由关系式fs= fc/d 可见，晶片愈厚谐振频率愈低；反之，晶片愈薄谐振频率愈高。因为高频晶片很薄，机械性能差，脆性大，加工过程损耗大，所以成本高。,.,（3）电容常数 也称介电常数，表示介质的介电性能。它符合关系式：C=A/S，式中C表示极间电容，A表示电极面积，S是极间距离。由关系式可见，愈低，晶片的极间电容量愈小，高频特性愈好，愈适合在高频段工作。,.,（4）压电应变常数D 也称发射系数，是指在应力恒定时，单位场强引起的应变变化，或在电

10、场不变时，单位应力变化所引起的电位移变化。有关系式：,式中S表示形变，E表示电场，P表示电极化强度，T表示应力。发射系数D大的材料，它的发射效率高，适用于制成发射型的换能器。,.,（5）压电电压常数G 也称接收系数，它表示当压电体的电位移恒定时，单位应变力变化所引起的场强变化；或在应力不变时，单位电位移变化所引起的应变变化。它符合关系式：,接收系数G大的材料，它的接收效率高，适用于制造接收型的换能器。,.,（6）机电耦合系数K 它表示压电体中机械能和电能之间耦合强弱的常数，可以衡量压电性能的强弱。该系数除了和材料有关外，还和振子的形状以及振动模式有关。 （7）弹性柔顺常数Sij 它表示压电材料

11、所受应力与产生形变之间的关系。如,表示X轴向上形变与应力关系。它的倒数，即1/S11就是杨氏模量。,.,（8） 力学品质因数Qm 它与平均损耗能量成反比。能量损耗小，Qm愈大，通频带就愈窄。 （9）介质损耗因子tg和电学品质因数Qe 介质损耗因子定义为有功电流与无功电流之比。它反映了介质的介电损耗。它的倒数为介质的电学品质因数。即,.,压电材料的选择，主要取决于换能器的用途。超声诊断用换能器，属于收发兼用型。应该兼顾发射性能和接收性能。所以要选用D、G和K值较高的材料。在稳定性方面，希望居里点高一点。制作高频探头，要低的。对于宽频探头则要求Qm值小的材料。,.,2、 探头的基本结构 探头种类繁

12、多，性能各异。但基本结构包括以下四部分： （1） 换能器 它是探头的功能件，具有发射和接收超声波的功能。完成电声能量之间的相互转换，所以称为换能器。 （2）壳体 它的功能是支撑、屏蔽、密封和保护换能器。探头种类不同，壳体的形状和性能也不同。多元阵探头一般由上、下壳体两部分组成。穿刺探头的壳体则要求能耐受消毒液的浸泡。,.,（3） 电缆 它起联接作用，前端连接换能器，末端连接插头。它的可靠性直接影响探头的使用。要求口径较细、柔软和耐用。 （4）其它部分 该部分因探头类型而异。例如，机械探头包括有动力部分、位置信号检测部分和传动机构部分。,.,下面重点介绍探头的功能件，即换能器的基本结构。换能器由

13、聚焦件、匹配层、压电振子和背衬块所组成，如图6-1-1所示。,图6-1-1 超声换能器结构示意图,.,压电振子（晶片）是换能器的关键部件。根据探头的种类和用途，它制成不同的形状，有圆片形、长条形、环形、圆柱形和管形等。由于人体皮肤和压电材料的声阻抗差异比较大，为了解决它们之间的声学匹配，在晶片前方加入一层或多层的声阻抗匹配层。采用匹配层后，明显提高了换能器的性能，如提高灵敏度和展宽频带。同时，为了提高横向（或侧向）分辨力，往往在匹配层前方加入声透镜，使超声波波束有效聚焦。也有不采用声透镜而直接将晶片制成聚焦凹面或凸面，同样达到声束聚焦效果。此外，为了抑制不必要的振动和消除晶片背面的反射，减少干

14、扰和提高纵向分辨力，往往在晶片背面敷设背衬块。,.,3、 探头的声场特性 探头的性能，最终从它的声场特性来评价。这些特性包括：超声辐射空间响应特性；空间波束指向性函数；空间波束的方向参数；辐射场函数与孔径分布函数空间相关性。 （1）圆形换能器的声场分布和方向参数 在A型、M型和机械扇扫超声诊断仪中，所采用的是圆形平面换能器，它具有结构简单，指向性好等特点。,.,对一个半径为的平面活塞型换能器，由于从平面边缘和平面中心的辐射波，到达声轴上某点的程差不同而引起声波相关相干，结果在轴向近场声强出现极大值和极小值的分布状态。这种分布状态一直到远场（2/）时才消失，并呈自由衰减状态。当32/时，按球面波

15、传播规律分布。图6-1-2是图形换能器轴向声强分布示意图。近场区（2/）内是超声能量集中的区间，声束指向性较好。所以，在换能器的近场区有较好的横向分辨率。近场长度L=2/。,.,图6-1-2 圆形换能器轴向声强分布图,.,声学中常用指向性图案形象地表示换能器所产生的声场。它的极坐标图（图6-1-3）中，轴向是声压级，以方向角作轴射角。,图6-1-3 均匀平面圆形换能器的指向性图 （/=5.0）,.,从图中可见，在声轴方向发出声强最强的主瓣声束，而在其它方向出现若干声强较低的旁瓣。对换能器指向性能的评价，常用方向锐角、波束角和旁瓣级等方向参数来度量。在声学上，也惯用指向性因数来描述声场的指向性。

16、它是换能器声场上主轴远处某点位置的某一频率的声压，与通过此点的同心球面上同一频率声压之比，即,.,当偏离主轴出现第一个D（）值为0时的角度，就是方向锐角，或称半扩散角。它符合关系式：,因此，要获得窄的主瓣和好的指向性，需要提高频率和增大换能器的半径。,.,（2）多元阵换能器的声场分布和方向参数 多元阵换能器的声场，可以分解为单晶片换能器辐射声场的组合和迭加，数学上类似于光学中利用惠更斯原理所进行的波的迭加研究。多元阵换能器有线阵、相控阵、凸阵、环阵和面阵。同时，又分别可制成均匀、非均匀式或参差宽带阵等。它们的空间声场分布都不相同。但不管哪类换能器，都要求它发射声束的主瓣要窄、旁瓣要小、阵元间横

17、向耦合要小。目前，高密度换能器阵元数n 可达到512阵元，甚至1024阵元。但n过大，加工十分困难或探头过大。阵元间距d要适当，过大会使旁瓣增强，影响横向分辨率和伪像增加。通常线阵换能器要求d1/2,而相控阵的要求d1/4。,.,4、 探头的分类 超声诊断仪的探头，按工作原理可分为两大类：脉冲回声式和多普勒式。 （1）脉冲回声式探头 此类探头由同一晶片兼作发射和接收两种功能。按它们的结构可以分为单探头、机械探头和电子探头： 1）单探头 它们都是由圆形单晶片组成，采用几何聚焦方式，利用凹面晶片或聚焦透镜，制成焦距不同的各种聚焦单探头。此类探头主要应用在A型和M型超声诊断仪上。,.,2） 机械探头

18、 它利用机械方式使声束进行扫查。该类探头包括单晶片摆动式、三（或四）晶片转动式以及环阵探头。机械扇扫超声诊断仪采用此类探头。 3）电子探头 采用多元阵结构，利用电子学原理进行声束扫查。按它们的结构和工作原理可分为线阵、凸阵、相控阵和面阵探头。,.,（4） 术中探头 在手术中应用的探头，体积比较小，并根据需要制成竖式、指式和卧式三种。它们都属于高频探头，频率在7MHz 左右。 （5）穿刺探头或穿刺引导装置 穿刺探头是一种中央带有楔形孔的线阵探头。穿刺引导装置是在凸阵探头或机械扇扫探头上附加的用以引导穿刺针的穿刺架。,.,（6）经腔内探头 它们通过相应的体腔，以期避开体内肺气或胃肠气和骨组织，并接

19、近被检的深部组织，提高可检查性和分辨力。目前已有经直肠探头、经尿道探头、经阴道探头、经食导探头、胃镜探头和腹腔镜探头。这些探头有机械式、线阵或凸阵；有不同的扇形角；有单平面、双平面和多平面等结构。它们的频率都比较高，一般在6MHz左右。近年还发展了口径小于2mm频率在30MHz以上的经血管内探头。,.,5、 探头的使用与维护 探头是超声诊断仪的关键部件，直接影响图像的质量和检查的效果，价格又比较昂贵。因此，要正确使用探头和注意维护保养。 （1）注意探头的电气安全，漏电流要小于30A。若有探头外壳破损、保护层和声透镜磨损或剥离脱落、电缆破损断裂都应及时修理或更换。,.,（2） 在运输、保管和使用

20、过程中，务必小心轻放，不得摔跌、碰撞和划损表面。 （3） 装拆、更换探头时都应关断整机电源后进行。在开机使用时，若暂停检查，应及时按冻结键，使仪器处于冻结状态。这点对机械探头尤为重要。 （4）应使用非油性、无腐蚀的耦合剂。非水密封探头不能浸水使用。探头不得采用高温消毒。,.,（二）显示器 超声回声信号的信息，最终由显示器显示。常用的显示器是采用阴极射线管（CRT）。它的基本工作原理是用电场（示波管）或磁场（显像管）把阴极发射的聚焦电子束、按照某种方式控制其运动方向（偏转），依次轰击不同部位的荧光粉使之发光，由这些光点组成一幅图像。荧光屏上的发光点是组成图像的基本单位，称为像素。,.,光点的明暗

21、对比的表现能力用灰阶表示。像素、灰阶和扫描线性是显示器表达图像质量的三要素。此外，电子束轰击荧光屏产生光点的维持时间，取决于荧光粉的余辉时间。对于扫描慢的成像方式，要用长余辉荧光粉的CRT才能保持图像（或曲线）显示的连续性。对于中短余辉的CRT，要采用足够快的重复扫描，才能维持无闪烁的图像。每秒25帧以上的扫描速度成像，称为实时图像。,.,1 显示器的选择 要显示图像清晰、层次丰富和逼真，就要认真选择显示器。下面介绍要重点考虑的指标： （1）亮度 指在垂直于光束传播方向上单位面积的发光强度。一般显示器显示的图像应每平方米有70烛光的亮度。人眼可视的最低亮度约每平方米为0.034烛光，而可忍受的

22、最高亮度在每平方米51390烛光。,.,（2）对比度和灰阶 对比度是指画面上最大亮度与最小亮度之比。显示器的最大对比度约为30：1。对比度的对数值称为动态范围。灰阶是指画面上亮度有多少级的差别。差别等级数愈多，即灰阶愈多，能表达图像的层次愈丰富。,.,（3）分辨力 它是图像清晰程度的标志。与显示器的光点大小直接有关。常用一定显示面积上的扫描线数来表示。也有用单位面积的像素数目（即像素密度）来衡量。例如，显像管在垂直方向的扫描线数为625行，水平分辨率为834个（6254/3）像素（因为显像管显示图像的高与宽之比为3：4），因而整个画面有52万多个像素（625834）。在一定的显示面积上，扫描线

23、数越多，光点越小，分辨力越好。一般显像管的光点直径为0.50.8mm。而5000线的高分辨显示器的光点直径仅有20m。,.,显示器还有其他性能指标，如显示面积、响应时间、存储时间、发光颜色和余辉时间等，都要根据仪器的特点和要求来选择。,.,2.显像管是超声诊断仪应用最普遍的显示器，一般便携式选用5或7的显像管，台式B超选用9或12的显像管，彩超则选用12或15的显像管。但显像管存在一些难以克服的缺点：（1）深度尺寸（厚度）比较大，不能制成平板型，笨重；（2）地址精度不够，采用模拟地址的电子束扫描，难以圆满解决扫描的线性和高保真度；（3）需要施加高电压，是电路全集成化、小型化和安全性的一大障碍；

24、（4）广角磁偏转的CRT的功耗较大。,.,3.液晶显示器，它与显像管相比，具有体积小、重量轻、省电、地址较精确等优点。目前开始应用在便携式的超声诊断仪上。,.,液晶材料均为有机化合物，分子结构具有细长形状，它可因外界的微弱电场、磁场和极微弱的热刺激而改变其排列方向，或者使分子运动发生紊乱。利用液晶的这种特性很容易改变它的光学性质，如在外部电场作用下，由于它的折射率各向异性，使旋光性、光散射等特性发生变化，因而可用电对光进行调制。液晶显示就是利用这种电光效应。根据电信号使液晶状态发生的变化，以及转换成光信号的转换机理不同，电光效应可分为动态散射效应、扭曲向列效应、电控双折射效应、相变效应等。扭曲

25、向列效应又简称TN效应，目前采用最多。,.,（三） 基本电路 脉冲式回声诊断仪种类很多，结构各异。但它们都有一些共同的基本结构。除了上面介绍的探头和显示器是必需的，还有一些基本电路。这些基本电路之间的关系如图6-1-4所示。,.,图6-1-4 脉冲式回声诊断仪基本结构方框图,.,1.主控电路 最简单的主控电路是同步触发信号发生器。它周期性地产生同步触发脉冲信号，分别去触发控制发射电路、扫描发生器以及时标电路。它实际上是一个比率发生器，又称钟频发生器。它产生触发脉冲来控制系统和重复频率。脉冲重复频率fp的下限要满足采样定理的要求，它应高于运动体频谱的最高频率fm的2倍，而上限又受到最大探测深度R

26、max的限制。因此，fp要满足下式要求：,.,如果Rmax为20cm，软组织平均声速C为1540米/秒，最高的重复频率fp应小于3850Hz。当考虑到减少或避免多次反射及其它干扰的影响时，一般选3KHz。如探测二尖瓣时，考虑二尖瓣波形频谱的最高频率fm为100Hz，则fp应大于200Hz。根据不同的诊断用途，fp一般在25Hz10 KHz范围选择。重复频率高，图像较明亮。 比率发生器在多数系统中采用多谐振荡器，它的重复频率可调范围较大，频率稳定性也较好。,.,在有些超声诊断仪中，有时还需要让比率发生器与特定的频率同步，如交流电源频率或心电信号同步。此时，可利用电网的电压信号加到过激励放大器，就

27、能输出与交流电源频率相同的脉冲信号。若用心电图的R波去触发一个脉冲电路就能产生与心电信号同步的触发信号。,.,在同步控制的过程中，除需要比率发生器外，往往还要延时发生器和时标发生器。延时发生器，大多数情况采用单稳态多谐振荡器就可以满足要求。 在现代的超声诊断系统中，已直接利用计算机进行同步控制，它不仅控制扫描和声束的形成，还控制许多处理和计测过程。,.,2.发射电路 发射电路是在受到同步信号触发时，产生高压电脉冲去激励换能器发射超声波。发射超声波的振动频率（主频或中心频率）是由换能器的晶片特性和厚度决定的。而频带宽度除了与晶片有关外，还与探头的结构（机械阻尼）以及发射电路的阻尼有关。要求发射电

28、路能产生一定幅度的、陡峭的脉冲前沿的、短持续时间的窄脉冲。最典型的发射电路原理图如图6-1-5所示。,.,图6-1-5 发射电路示意图,.,图中，高压V1在数十伏到数百伏范围，以保证产生足够的脉冲能量，它通过限流电阻R1向贮能电容C充电并充电至V1。当快速开关K一旦接通，C便向换能器放电，激励晶片产生振动，发射超声波。阻尼电阻R2和调谐电感合适的数值是保证发射电路产生一定幅值的窄电脉冲的关键。此外，能否获得陡峭前沿的窄电脉冲，还和快速开关K的开关特性有关。要求它们有短的开关时间，如100ns。除在传统的A型、M型和机械扇扫诊断仪中采用可控硅作快速开关外，大都改用雪崩晶体管或MOS型场效应管。特

29、别是MOS型场效应管具有很高的工作电压（1KV）、很短的快速开关时间（100ns）和低的导通电阻（0.3）等良好的特性。,.,发射超声频率的选择是脉冲回波系统设计中首先要考虑的因素之一。最佳超声频率的选取与很多因素有关。在理想条件下，脉冲回波系统的分辨力随着超声频率的增加而提高。但对于规定的穿透深度，已知靶的回声特性和衰减率时，超声频率的极限主要取决于信噪比，部分取决于扫描增益补偿要求的精度。因此在限定的穿透深度上，较短的波长给出较高的分辨力。若扫描增益取50dB，则1.5MHz超声波可以穿透250mm厚的人体软组织。若扫描增益取30dB，则其穿透深度仅为150mm ,这大约等于100个超声波

30、波长。,.,实际上，超声脉冲回波系统的频率在1-15MHz范围内选择。探测深度大时，一般仅在2-5MHz范围内选择。此外，某些组织虽不很深，但衰减很大时，例如颅脑就不宜选用较高的频率，一般选用1-2MHz的频率。,.,通频带宽度的确定是与脉冲回波包络信号的中心频率的最大振幅有关，可由最大振幅下降3dB后，两个振幅所处的频率相减求得，即所谓3dB带宽。为了使脉冲回波信号不失真，提高灵敏度和分辨力，脉冲回波系统要求采用高于超声频宽的射频宽带放大器。,.,3 接收电路 它包括射频放大电路、解调和抑制、视频放大电路三个基本部分。 （1）射频放大器 这部分电路，通常由隔离级（或称保护电路）、前置放大、高

31、频放大以及时间增益补偿（TGC或STC）等电路组成。,.,1）隔离级：脉冲式回波超声诊断仪的探头是收发共用的。大功率的超声发射电路和高灵敏的接收电路相连接。为避免接收电路被发射脉冲击毁、干扰和减少阻塞时间通常在接收电路前端必须加入隔离级。 隔离级的作用是使发射脉冲不能通过，或将幅度限制在很小范围内，而允许对回波信号几乎无衰减地通过。,.,隔离级电路有两类基本电路：第一类是采用限流和限幅的方法，如图6-1-6所示；,图6-1-6 第一类隔离级电路,.,第二类是不让大幅度信号通过，只许小于某一限幅电平的电压通过，如图6-1-7所示。,图6-1-7 第二类隔离级电路,.,2）前置放大：实际上是一个阻

32、抗变换电路，高阻抗输入而低阻抗输出。因为，隔离级是工作在非线性状态，它的输出阻抗也是非线性的，要使主放大器工作在恒定的阻抗条件下，加入阻抗变换电路是必要的。,.,3）高频放大：也称射频放大或主放大。回声信号通常是微伏级，所以放大器要有100dB的增益。同时，由于发射脉冲高达百伏以上，所以信号动态范围超过120dB，甚至高达150dB。此外，根据临床检查的不同需要（视选择探头的工作频率），它的工作频率在2-15MHz 范围内选择，个别高达40MHz以上的。所以对该电路要求有合适的工作频率；足够大的低噪声增益带宽；高的动态范围；低相位失真和适当的响应幅度以及短的过载阻塞时间等。,.,4）时间增益补

33、偿 也就是深度增益补偿。由于人体组织对超声波的衰减作用，超声波在传播过程中必然损失能量，使得深部组织器官的回声信号比表浅的要小。为了获得良好的补偿，往往采用增益补偿放大措施，使浅部组织回波信号小放大甚至衰减，而深部组织回波信号得到较大的放大，使不同深部的组织回声信号都得到充分的显示。这种技术称为深度补偿。,.,超声波在人体组织中是按照指数规律衰减。软组织的平均声衰减率接近1dB/cmMHz。通常在超声诊断仪设计中要考虑增益补偿速率SGR。它利用下式进行计算：,式中：f超声工作频率（MHz） S探测深度（cm）,.,目前实现时间增益补偿主要有两种方法： 分区控制 如图6-1-8所示，它使用近区（

34、NEAR）增益和远区（FAR）增益两个调节分别控制近场和远场的增益，实现补偿。近区和远区的分界点位置由生产厂家决定，一般控制在探测深度的1/4以内。远区增益控制，实际是调节增益补偿速率。,.,图6-1-8 分区控制,.,分段控制 它将整个探测深度范围，分为若干段，每段增益由各自的电位器独立控制。如图6-1-9所示。它采用11个电位器，每个控制2cm，一共20cm。,.,图6-1-9 分段控制,.,通过深度补偿的调节，可以控制不同深度的增益，在临床使用中是十分有用的。例如，在某种情况下，富有诊断价值的信息可能处在某个弱回声区域，此时可加大此区增益，使信息显示清楚；反之，富有诊断价值的信息可能处在

35、某个强回声区域，此时则需减小该区的增益，才能看到有用信息的细节。但是，通过深度补偿的调节，也会人为地使图像失真。在使用时，必须注意到这一点，才能合理使用深度补偿调节。,.,5）解调和抑制 从射频已调信号中取出调制信号的过程称为解调。调幅波的解调称为检波。完成这种解调作用的电路称为振幅检波器，简称检波器。,.,检测脉冲反射回波幅度信息的超声诊断仪，就是要检测出回波的包络，即从脉冲调制的射频回波信号中将视频信号分离出来，以便进一步送到视频放大器去放大。它通常采用包络检波器。包络检波器是指检波器的输出反映高频调幅波包络变化规律的一种检波方式。它由非线性器件和低通滤波器组成。用作非线性器件的有二极管、

36、三极管和运算放大器等。,.,检波方法又分为半波检波和全波检波两种。半波检波结构简单使用元件少，动态范围较大，但检波损失大；而全波检波效率高，除了动态范围较小外，能较好地传送输入信号的信息。 为了防止噪音信号的干扰可设置一个检波电平，不让没有用的过小的回声信号连同噪音一起不能通过，这一作用常称为抑制。,.,6）视频放大器 超声诊断设备中，除多普勒设备外，有两处要用到视频放大器。一处是接收通道的未端，即检波和滤波之后的视频放大器。在早期没有使用数字扫描变换器（DSC）的超声诊断仪中，它要将峰值约为1伏左右的信号放大到足以直接将CRT调亮，往往最大增益可达50dB。而在具有DSC的超声诊断仪中，视放

37、是在信号合成及D/A转换器之后，此处一般要求有较宽的频带（一般在10MHz以上）和足够的增益。,.,由于视频放大器的输出信号将CRT调亮，以图象方式来显示的，高质量的图象不但要靠平坦的幅度频率特性，而且要靠单调而缓变的相位频率特性来保证。因此，视频信号合成以后的视频放大器中一般不采用电感或电容来作频率补偿。,.,4.扫描发生器 扫描发生器产生的扫描电压加至显示器的偏转系统，使电子束按一定的规律扫描，在显示器上显示出曲线的轨迹或切面图像。通常把视频放大器和扫描发生器称为显示电路，而显示系统则由显示器件、显示电路和相关电源组成。,.,A型、M型、带有和不带有DSC的B型超声诊断仪，它们的扫描发生器

38、都有所不同，如与探测深度成比例的深度时间扫描电路，它为A型提供显示器的水平扫描线，而为M型和B型提供垂直扫描线，表示声束的传播距离（深度位置）。在M型中，还有一个提供水平扫描线的与时间成比例的时间扫描电路。而在B型中，此水平扫描线则由声束位移扫描电路提供。这些电路都是采用踞齿波电压发生器。,.,此外，为了对显示器垂直方向和水平方向的量度（测量），通常由标志发生器产生测量标志。不同类型的超声显示模式，它的标志电路有所不同。如在A型中常用单式或复式刻度，而在M型、B型可采用点阵或方格式。详见有关章节。,.,5. 电源 它是超声诊断设备的能源部件，提供各单元电路所需要的工作电压。其性能良好与否直接影

39、响整个仪器的精度、稳定性和可靠性。随着超声诊断设备的发展，对电源的要求更高。为此，设计和研制高性能的电源部件已成为超声诊断设备中的一项重要工作。,.,在超声诊断设备中的电源，包括多组的直流稳压电源和高压电源。目前主要采用线性直流稳压电源，特别是集成线性直流稳压电路。开关稳压电源具有效率高的优点，但由于干扰和故障率都比线性电源高，所以在超声诊断设备中应用并不普遍。,.,三.超声诊断仪的类型,.,超声诊断仪种类繁多，互有交叉，分类复杂，目前未有统一。但仍然可以根据利用超声波的不同来源，不同的物理参数和不同的扫查方法进行分类。首先根据获取超声波的来源，分为穿透法和回波法。穿透法是利用接收穿过组织的超

40、声波来取得信息的，而回波法是利用接收从组织反射和后散射的超声回波来取得信息的。超声诊断最早是采用穿透法的，但至今仍未进入实用程度。目前，在临床上应用的都是回波法。这类超声诊断仪，根据所利用超声的物理参数不同，又分为回波幅度法和多普勒法。,.,（一） 回波幅度法 这是一类利用回波幅度变化来获取组织信息的方法。它主要提供组织器官解剖等结构和形态方面的信息。根据超声波的空间分布方式又可分为一维图、二维图和三维图等三种方式。空间一维图有A型和M型超声诊断仪；空间二维图有B型、C型和F型超声诊断仪；空间三维图有重建三维和实时三维。,.,1 A型超声诊断仪 超声波声束不扫查只进行一个方向的传播，并利用显示

41、波形的幅度反映组织界面反射回波的大小的一种超声诊断仪，它属于幅度调制型，所以称为A型（Amplitud Mode）超声诊断仪。,.,2 . M型超声诊断仪 超声波声束同样不扫查只进行一个方向的传播，但利用显示屏上随时间展开的深度变化曲线的亮度来反映组织界面反射回波大小的一种超声诊断仪，它属于辉度调制型，由于它反映心脏各层组织界面的深度随心脏活动时间的变化情况，所以称为M型（Motion Mode）。,.,3 . B型超声诊断仪 超声波束按一个方向扫查（直线或弧线扫查），并与超声波的传播方向组成一个与超声波传播方向一致的二维切面，切面上光点的亮度反映组织回波大小。提供这种二维切面声像图的仪器称为

42、B型(Brightness Mode)超声诊断仪，它属于一种辉度调制型的二维图。,.,4. C型和F型超声诊断仪 该两类仪器的超声波声束进行X、Y两个方向扫查（平面扫查），然后组成与声波传播方向垂直的平面（C型）或曲面（F型）。它们都是辉度调制型。只是C型的距离选通（平面的深度位置）是一个常数（固定深度），而F型的是一个变量。,.,5. 3D型 它显示组织器官的立体结构或功能图（三维图）。同样利用辉度来反映回波的幅度信息，也属于辉度调制型。目前，主要由二维扫查获取许多的平面图来重建三维图。 回波幅度法一般利用灰阶来表示回波幅度的差异，灰阶级数越多，这种表达能力越强。但由于人的视觉对灰阶分辨的局

43、限性。所以，也探讨采用更为丰富的彩色编码，利用彩阶（伪彩）来表达回波幅度的大小。,.,（一） 多普勒法,.,这是一类利用多普勒原理，即从回波频率的变化来获取人体组织器官的运动和结构信息的方法。同样，根据超声波的空间分布方式，可以分为一维图、二维图和三维图等三种方式。一维图是采用多普勒频谱法（D型），主要有连续波多普勒频谱诊断仪（CW）和脉冲波多普勒频谱诊断仪（PW）；二维扫查显示的是彩色血流图（CFM），主要有彩色多普勒血流图（CDFI）、彩色多普勒组织图（CDTI）、彩色多普勒能量图（CDE）和方向能量图（DPA）等；三维显示的有血管透视图和重建图。,.,目前临床上应用的主要超声诊断仪类型归

44、纳如表6-1-1,.,.,.,目前，临床所用的彩超，实际上是一个超声诊断系统，它在B型图上叠加彩色血流图,既能显示人体组织器官的形态结构,又能反映运动信息。往往这样一个系统包含有M型、B型、D型、CDFI和CDE等。甚至还基本包括上述各种的类型。,.,第二节A型及M型超声诊断仪 一、 A型超声诊断仪 A型超声诊断仪是采用幅度调制型的显示法（Amplitude Modulation Display）。在显示器上，以纵坐标显示回波的幅度和波形；以横坐标显示检测深度。这类超声诊断仪分为单相和双相（或称单迹和双迹）两种。,.,（一） A型单相超声诊断仪 A型单相超声诊断仪的基本结构方框图如图6-2-1

45、所示。它由主控电路、延时电路、发射电路、接收电路、时基电路、增辉电路、电源、显示器和探头等组成。,.,图6-2-1 A型单相超声诊断仪方框图,.,探头采用圆形单晶片，常用工作频率为2.5MHz，属收发兼用型。 显示器采用阴极射线管（CRT），常用静电式阴极射线管（示波管）。 主控电路由多谐振荡器组成，它产生同步触发脉冲，分别去触发控制发射电路和时基电路。增加触发脉冲的重复频率，可提高荧光屏的亮度。但最高重复频率受探测深度限制。一般在400Hz1000Hz范围。最简单的是采用与市电相同的频率（我国为50Hz）。,.,发射电路是利用充电到高压的电容经开关进行放电，产生高压窄脉冲，用以激励谐振频率为

46、兆赫数量级的压电晶片产生谐振，发射超声波。在A型仪中，主要采用闸流管或高频可控硅作电子开关。,.,在主控电路和发射电路之间插入延迟电路，使发射电路比同步触发脉冲延迟一段时间工作，这样可以降低对增辉脉冲前沿的要求，改善增辉效果。同时，通过改变延迟时间，可以改变发射脉冲在屏幕上的起始位置，使之与距离标志对齐，便于测量。,.,接收电路包括射频放大器、检波器和视频放大器三部分。有的仪器在射频放大器中加入补偿电路，放大倍数随深度而增加，使深部回波也有足够的幅度。A型的射频放大器，多数采用三级参差调谐放大器，有80dB以上的增益和0.2左右的带宽系数。检波器采用二极管脉冲检波器，它从已调制的射频信号中取出

47、视频包络信号。视频信号经视频放大器放大到足够的幅度，并送到示波器的Y轴偏转板，产生Y向偏移。偏移的幅度基本和信号的大小成正比。一般要求视放有50 dB的增益。在接收电路中，设有增益和抑制两个调节。增益用来调节放大器的放大倍数；抑制用来调节门限电平，去除门限以下的无用小波。,.,时基电路产生锯齿波，经后级放大后送至示波器的X轴偏转板，产生水平扫描。它的重复频率由主控电路决定。锯齿波电压变化的快慢（斜波的速率）是和探测深度相关的。仪器的深度调节或比率调节，是通过调节锯齿波电压的斜率来实现的。A型的水平扫描输出电路，多采用自动平衡式倒相电路，该电路能输出幅度相等方向相反的锯齿波电压。,.,增辉电路，

48、是采用同步触发脉冲控制的双稳态多谐振荡器，产生一个与锯齿波正程扫描时间一致的正方波，控制示波器的控制极，使显示器仅显示扫描的正程而不显示回扫。 标距电路，它产生距离标志，以测量回波的位置和距离。距离等效的时间一般取13s/cm。在A型仪中是采用复式距离标志。利用振铃电路所产生的断续正弦振荡波形，经微分限幅后形成距离标志脉冲信号。,.,（二） A型双相超声诊断仪 A型双相超声诊断仪是由两个单相A型仪组合而成。主要用于探测颅脑占位性病变，所以也称为颅脑超声诊断仪。它的结构方框图如图6-2-2所示。 它由两个探头，两个发射电路，两个前置放大器，两个延时电路（一个固定，一个可变），一个主控电路，一个时

49、基电路，一个主通道（包括射频放大和检波电路），两个视频放大和一个标距电路、一个示波器以及电源组成。,.,图6-2-2 A型双相超声诊断方框图,.,A型双相和单相的基本电路大部分相同，主要不同是：主控电路产生的同步信号除了直接触发延时电路、时基电路和标距电路外，还要通过两个门电路分别控制两路的前置放大和视频放大，依次“打开”或“关闭”A和B通道。通过两个门电路的控制，使两个通道交替工作。而且两个通道的信号分别从相反方向加至Y轴偏转板，在显示屏上显示两个方向相反的波形。 通过对可变延迟电路的调节，可使A和B两个通道的始脉冲作相对位置的调整，或在单相工作时，对齐标距。,.,二、 M型超声诊断仪 M型

50、超声诊断仪是采用辉度调制型的显示法（B rightness Modulated Display）。在显示器上，以亮度反映回声的强弱，垂直方向表示检测深度，水平方向表示时间（心脏的活动时相），显示心脏各层结构相对体表的相对距离随时间的变化曲线，反映心脏一维空间组织结构的运动情况，所以称为M型（Motion Mode）。,.,（一） M型超声诊断仪的基本结构 如图6-2-3所示，M型超声诊断仪的基本结构包括：探头，主控电路、发射电路、接收电路、时间增闪补偿电路（TGC）、深度扫描电路、时间扫描电路、点阵时标电路、显示器和电源等。,.,图6-2-3 M型超声仪结构框图,.,它和A型不同点有：1、视放

51、输出的回波信号不是去驱动CRT的Y轴偏转，而是送到CRT的阴极或栅极进行亮度调制。2、深度扫描电路（A型称之时基电路）输出的扫描信号不是驱云动CRT的X轴偏转，而是Y轴偏转，并在X轴上加上时间扫描信号，用作时间坐标。3、标距电路采用点阵距离刻度，上下两点距离表示深度距离（如1cm），左右两点距离表示时间（如0.5s）。,.,（二）多参数M型超声心动图仪 因为，M型主要用来检查心脏，常与其它心脏参数（如心电图、心音图、心尖搏动图等）联合同步显示，这类M型称之为多参数M型超声心动图仪，它的基本结构方框图如图6-2-4所示。,.,图6-2-4 M型超声心动图仪方框图,.,多参数M型超声心动图仪的显示

52、器，常用磁偏转的CRT，一般是长余辉的显像管。其它心脏参数（心电图、心音图等）是利用脉冲位置调制的方法与M型同步显示在荧光屏上。,.,第二节 二维切面超声诊断仪 一、二维切面超声诊断仪的类型,.,二维切面超声诊断仪，常称为B型超声诊断仪。它利用声束进行一维扫查，并用辉度（灰阶）表示回波幅度大小，显示组织或器官的切面图。B型仪的种类很多。按照成像速度可以分为实时显像和非实时显像；按照采用使声束移动（扫查）的方法分类，可以分为手动式扫查、机械式扫查、复合式扫查和电子式扫查；按照扫查方式分类，可以分为线形（直线）扫查、扇形扫查、梯形扫查、弧形扫查、经向扫查，圆周扫查和复合扫查；按照探头与病人接触方式

53、分类，可以分为直接耦合式和水耦合式，体表式和经体腔式。现将主要的有代表性的B超类型列表于表6-3-1。B超也可以用彩阶编码代替灰阶编码，这种显示方式统称伪彩。,.,表6-3-1,.,.,二、机械扇形扫查和机械径向扫查 机械扫查指的是以马达为动力，借助机械传动机构，使超声换能器作摆动、转动或平移运动的一种B超扫查技术。由于机械矩形扫查和机械复合扫查成像速度慢及其应用的局限性，已被淘汰。本节仅介绍仍在临床广泛应用的机械扇扫和机械径向扫查。,.,（一） 机械扇形扫查 用机械方法使换能器发射的声束作一定角度的扇形扫查，可获得图 6-3-1所示的扇形图像。,图6-3-1 机械扇扫扫查图像,.,机械扇形扫

54、查是由机械扇扫超声仪的探头来实现的。因此，这类探头除了有换能器外，还必须具有使换能器绕某一轴线往返摆动或绕轴旋转的驱动机构。同时，为了确定回波的位置，还必须具有换能器位置的检测装置。图6-3-2表示摆动式机械扇扫探头的基本结构。,.,图6-3-2 摆动式机械扇扫探头的基本结构示意图,.,图中的换能器通常是采用直径为16mm 左右的圆形单晶片。近年来，为了改善该仪器的横向分辨力，也有采用可进行电子聚焦的环阵换能器。 探头中驱动器由马达和驱动机构组成，它在外电路的控制下驱动换能器绕其旋转轴进行来回摆动。摆动角通常为90左右（即从-45至+45范围），摆动频率在15Hz左右。摆动频率决定图像帧频。在

55、15Hz时，每秒有30帧图像。但其摆动频率受探测深度和声束扫查线数限定。,.,探头中的位置检测装置输出与换能器摆动角有关的电压信号。由若干径向声束扫查线所组成的扇形声像图（如图6-3-1所示），图中每根径向声束扫查线的位置，是用极坐标系来表示。而B型超声仪是采用直角坐标扫描方式。所以需要解决声束扫查线的极坐标表示变换成直角坐标表示。因此，位置检测装置常用的有正余弦旋转变压器、正余弦电位器、光码盘和电子线路模拟式等。图6-3-3是采用正余弦变压器时扫描电压形成的原理图。,.,图6-3-3 利用正余弦旋转变压器的扫描电压形成原理图,.,正余弦变压器的输入与输出之间是靠磁耦合的。它有一个初级绕组和两

56、个正交的次级绕组。当在初级绕组上加入扫描锯齿波时，在两个次级绕组上分别获得幅度正比于Sin和Cos的锯齿波电压。为使这两个锯齿波的原点能固定在某个电平上，采用了箝位电路。该电路利用与发射脉冲同步的原点箝位脉冲。箝位电路输出的X和Y信号经放大后去驱动显示器的偏转，形成扇形的扫描光栅。,.,我们进一步分析输入的扫描锯齿波信号Ut和输出的X和Y信号的关系。假设K1和K2分别是X和Y两通道的传输系数（包括X放大和Y放大的增益在内），则Ut和X、Y符合关系式。 X= K1Ut Sin Y= K2Ut Cos （6-3-1） 当K1= K2= K时，式（6-3-1）变为 X= KUt Sin Y= KUt

57、 Cos （6-3-2）,.,显示器上的光点位置是X和Y共同作用的结果，因此显示出的扫描线长度为,而扫描线与作为参考的垂直线间的夹角为,.,所以，按图6-3-3原理形成的扇形扫描光栅，其大小由R（即 KUt）决定。通常X和Y的增益可调，以使K1和K2相等，并满足光栅大小的要求。而且，光栅上每条扫描线的夹角与换能器的摆动角相同。,.,目前先进的机械扇形扫查仪，都采用数字扫描变换器（DSC），它本身具有极坐标到直角坐标的变换功能，而且属数字式变换。图6-3-4是采用这种技术的探头换能器定位原理图。作为探头换能器位置检测装置的电位器，由它的抽头输出的电压经偏置和幅度调整后，送入高精度的非线性A/D转

58、换器转换为7位方向地址码。图中是使用EPROM的输入与输出数据间的非线性数据变换来完成这个功能的。,.,图6-3-4 采用DSC的机械扇扫换能器定位原理图,.,除上述用电位器作位置检测装置外，目前更多使用数码盘。不管采用光码盘或磁码盘，都可以使用计数器直接计测换能器摆动时偏离某一参考位置的角度。计数器的输出值可以当作方向地址来处理。方向地址将送到数字扫描变换器去直接或间接（经变换后）作为图像存贮器的写入地址。 采用相隔120的三晶片组成的转子作360旋转实现的机械扇扫，比摆动式具有更好的性能。图6-3-5是这类探头的工作原理框图。,.,图6-3-5 转子式机械扇扫工作原理图,.,（二） 机械径

59、向扫查 机械径向扫查的换能器是作360的旋转运动。在360的旋转中，换能器都进行发射和接收工作。因而此种扫查方式获得的是以换能器为中心的圆形断面图像。径向扫查与扇形扫查的工作原理基本相同。只是径向扫查获得视野更为广阔的图像。此种方式常用在经腔内或经血管内探查。如经尿道的径向扫查、经直肠的径向扫查、内镜径向扫查和经血管内径向扫查等。,.,三、电子线阵 它采用线阵（一直线）排列的多元阵（多晶体）的分时技术。在电子开关的控制下，阵元按一定的时序和编组受到发射脉冲的激励，发射超声，并按既定的时序和编组控制多阵元探头接收回声，回声信号经放大处理后输入显示器进行辉度调制。扫描发生器产生行偏转和帧偏转信号，

60、并使显示器的垂直方向（Y轴）表示检测深度，水平方向（X轴）表示声束的扫查（位移）的位置。目前，比较完整的线阵B超的主要组成有：线阵探头、发射和接收系统、控制系统、数字扫描变换器和显示器。如图6-3-6所示。现介绍其中几个关键单元。,.,图6-3-6 线阵超声诊断仪原理框图,.,（一） 线阵探头 线阵探头是由几个小阵元排列成直线阵列组成的探头。阵元数已由64阵元、80阵元发展到128阵元、256阵元、512阵元，甚至1024阵元。探头的频率和带宽也提高了，频率可高达10兆赫以上，带宽系数高于 0.8。,.,（ 一） 发射与接收部分 该部分的主要功能有：超声扫查的地址信号；电子聚焦数据的形成；超声