2020年超声设备基础精编版

1、精选文档第三章 超声设备基础一医学超声设备的分类医学超声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。 二维信息设备 如扇形扫查E型、线性扫查E型、凸阵扫查E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、E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、E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

2、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) E型超声诊断仪 又称E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(bright ness )调制的超声断面影像。故称E

3、型。E型超声诊断仪又可分为如下几类：扇形扫描E型超声诊断仪一一包括高速机械扇形扫描、凸阵扇形扫描、相控阵扇形扫描等；线性扫描E型超声诊断仪；复合式E型超声诊断仪一一 它包括线性扫描与扇形扫描的复合以及A型、E型、D型等工作方式的复合，极大地增强了E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。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，即相当于精选文档精选文档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)

4、 PPI 型扫查 (P1an Position Indication)又称 P 型显示，它可视为一种持殊的 B 型显示，超声换能器置于圆周的中心，用机械方法对被检体作圆形视野扫查。径向旋转扫查线与显示器上的径向扫描线作同步的旋转。扫查中接收 到的回波用辉度调制方式显示，从而可得到一幅圆形平面位置显示图象。(7) 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。(8) 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：无放射线损伤

5、；能得到与X- CT及其它超声方法不同形式的诊断信息。二 超声设备的基本原理结构1 A 型超声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 型超声诊断仪原理见图 3-1 ，适应于医学各科的检查，从人的脑部直至体内脏器

6、。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。精选文档精选文档图3-1 A型超声原理2 . M型超声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

7、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3-2 （ 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3-2 （ b

8、）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。精选文档tb）右捕的軸甩畑曲妙牌时间円摘 电楠1M社翅声徐断仪理方權摘图3-2 M型超声诊断仪原理与成像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。3 . B型超声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

9、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（brightness 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

10、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。(b)心脏扇形扫描断氏影像图3-3 B型超声断层扫描与成像

11、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3-3显示2种超声断层影像。4 . C型超声C 型扫查，又称 C型显示，特定深度扫查”(constant depth mode) 。与B型扫查一样都是辉度调制的二维切面象显示方式，所不同的是B型扫查所获得的是超声波束扫查平面本身的切面象，即纵向切面象。而C型扫查所获得的是距离探头某一特定深度，与扫查声束轴向相垂直的切面象，即横向切面象。可见，C型显象平面与 B型显象平面是相互垂直的

12、，改变C型扫查深度，便可获得若干不同深度的C型切面图象。 C型扫查显象法与 X线荧光屏成象法很相似，临床放射医学家对C型图象的解析比 B型扫查图象更为熟悉些，因此C型扫查是很早被利用的一种扫查技术。可惜由于 C型扫查的灵敏度较低，显象速度不易提高，使C型扫查技术的发展受到限制。早期C型扫查为机械式的单晶片扫查。探头在机械扫描器的驱动下，对被扫查部位进行“ z字型，X、 丫两维扫描。为提高显象速度，有将单晶片探头改用多晶元线阵探头，用电子方法实现高速的Y向扫查，用机械方法驱动线阵探头X向平移。获得等深度的C型扫查，如图3-4(a)所示。也有用机械方法驱动线阵探头作旋转或摆动获得等深度弧面 C型扫

13、查，如图 3-4(b)。CS?扫播成彖原理图3-4 C型超声原理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

14、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

15、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

16、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”。6 . F型超声F型扫查，又称 F型显示。它与 C型扫进原理上是相似的区别仅在于：在扫查一幅图象的过程中，C型扫查平面距探头的深度是不变的，而F型扫查面距探头的深度是一变量，不是一个常量。根据成像需要可作相应变动，从而精选文档可获得斜面、曲面的 F型图象，如图3-5所示。图3-5 F型超声扫描原理又称P型显示，它可视为一种持殊的 B型显示，超声换能器置于圆周的中心，径向旋转扫查线与显示器上的径向扫描线作同步的旋

17、转。 主要适用于对肛门、 直肠内肿瘤、食道癌及子宫颈癌的检查，亦可用于对尿道、 膀胱的检查。 P型超声诊断仪所使用的探头称为径向扫描探头，如尿道探头，直肠探头都属于径向扫描探头。扫描时探头置于体腔内， 如食道、胃或直肠等。图3-6 P型超声示意图三.医用超声探头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

18、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3-7 ）。精选文档精选文档0 拉伸外力(-)e久0 Q内吨张力 九*+T仍外加电场1®内应端力e未施和电场时外加1应1<»J电埴1 h 連压咆就应一外伽I场便厢体产生形住图3-7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

19、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3-7 ( a)。 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3-7(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

20、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， 精选文档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，压电晶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

21、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3-8 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3-8 ），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

22、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，

23、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。3 .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：按诊断部位分类，有眼科探头、心脏探头、腹部探头、颅脑探头、腔精选文档精选文档内探头和儿童探头等之分（图3-9 ）;按应用方式分类，有体外探头、体内探头、穿刺活检探头之分；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；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；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

24、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、3种方式分类。以下仅就最常见典型探头加以介绍。机蠟康扫Aw*经列科韻邮于术穿剌适配器精选文档精选文档图3-9应用在不同诊断部位的各类超声探头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3-10所示。外売从一电晶体一声学绝缘层电极电极线垫衬吸声材料图3-10柱形单振元探头结构剖面图它主要由5部分

25、组成：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；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；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；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

26、率保护层，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，其厚度应为入/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精选文档精选文档精选文档 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

27、，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

28、振荡仍以衰减振荡方式维持-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。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530mm 范围

29、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3-11 ）。图3-11机械扇形扫描探头工作原理示意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。比如早期的机械扇精选文档扫探头的重量达0.6kg以上，且扫描角度仅 30°。随着技术的进步，至U 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,

30、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：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；摆动速度应均匀稳定；整体体积小、重量轻，便于手持操作；外形应适合探查的需要，并能灵活改变扫查方向；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

31、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。3. 电子线阵超声探头3-12所示，它主要由6部分组成：开关控制器、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 阻尼垫衬、换能器阵列、匹配层、声透镜和外壳。RI尼垫衬换腿器阵列图3-12电子线阵探头剖面示意(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

32、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。 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b可由下式给出。er =Cp T/" 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

33、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，使收发分精选文档辨力降低。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d1/2 入。考虑以上因素，通常取单个振元宽度与厚度之比小于0.6。因此，工作频率越高，换能器的制作困难越大。例如，对某种已选定的晶体材料而言，当工作频率为2.5MHz时，假设其半波长厚度为0.8mm ，则单个振元的宽度小于0.48m

34、m 。当工作频率上升到 5MHz时，晶体的半波长厚度仅为0.4mm ，则单个振元的宽度小于0.24mm 。当工作频率为7.5MHz时，晶体半波长厚度仅有0.26mm ，则单个振元的宽度应小于0.16mm 。可见，高频率的探头、换能器制作工艺难度大。为了进一步减小互耦，线阵探头应满足d入/2的条件。但前已述及，对于高频探头，晶片切割难度大，再考虑单片辐射面积的需要，只好折中考虑，取振元的宽、厚比为0.6，这往往并不满足 d入/2的条件。更新的设计是采用组合振元方式，即每一组激励振元由几个晶片组成（这样的一个组合称作一群），则可以较好地解决互耦与工艺的矛盾。比如将100mM10mmc 0.8mm

35、的压电晶体均匀刻划成64个窄条，刻缝宽为 0.05mm ，每一个窄条作为一个振元，并设工作波长入=1.60，那么这种尺寸结构 d/入=1.55/1.60 1，远不能满足d入/2的条件。而如果将此压电晶体刻划成256个窄条，每4个窄条作为一个振元（发射时给予同相激励），探头总共仍为64个振元（或称作64群）, 但尺寸结构d/入=0.40/1.60=1/4，则可以满足以上条件。所以采用新设计的优点是显而易见的，它既保证了探头的辐射功率，又使副瓣得到压缩。 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Z f - （2035） X10 6 kg s1 m - 2 ,

36、人体组织的阻抗 Ze（1.581.7） X10 6 kqS -1 m - 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。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3-13 ）。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

37、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。精选文档图3-13电子凸阵探头示意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. 相控阵超声探头相控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

38、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3-14 ），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。电极引线匹配层外壳电缆引线阻尼垫衬换能器图3-14相控阵探头结构示意四.超声的发射与接收（一）组合发射的意义与波束扫描方式 精选文档对线阵探头实施多振元

39、组合发射，并通过对振元不同的组合编排和激励延时，实现波束的扫描和聚集，对改善图象 质量有重要意义。1 多振元组合发射的意义在线阵探头换能器中的单个振元尺寸通常都很小，比如为10 X0.305mm ，则其辐射面积仅为 3mm 2 ，与A型超声诊断仪探头（多为直径等于10mm的圆形晶片）相比，其辐射面积不足 1/26。振元有效辐射面积的减小，对 声场特性造成的影响是明显的。首先是对声波扩散角的影响，以圆形辐射器为例，其半扩散角q 1 （振元法线与第一零辐射线的夹角 ）是振元辐射面直径d和介质波长I的函数，其值为：直径d越大，振元辐射面积越大，波束的扩散角越小。以振元介质波长I =0.5mm 的情况

40、为例，直径为10mm的圆形振元辐射波束的半扩散角为3.5 ° ，而辐射面积为 3mm 2 的圆形振元的半扩散角为11 ° 43 '，扩散角增大了 3倍多。对于矩形振元，当矩形振元的边长越小，则其波束的扩散角越大，波束能量发散越严重，波束指向性越 差。这一结果不仅影响仪器的横向分辨力，而且导致反射能量的减弱，从而使灵敏度降低。辐射面积的减小还影响超声场近场区域的长度，对于矩形振元，其近场区域有两个：一个由长边a决定，称为第一近场区I 1;另一个由短边 b决定，称为第二近场区 I 2。当矩形振元的边长很小时，其近场区必然变短。而B超仪器在设计中往往根据探测距离来设定近场

41、区的长短，通常使近场区等于探测距离，因为在近场区以外，声束发散严重，因此，振元辐射面积小，不仅会使近场区变短，还将 使处于近场区以外的探测距离段的分辨力和灵敏度下降更为严重。使用线阵探头发射超声波，若在同一时刻只有一个 振元受到激励而产生波束扫描，虽然也能获得二维回声图象，但其分辨力和灵敏度很难做得好。通常采用的方法是由 若干个矩形振元组合成一个阵元，每次发射时对阵元内各振元同时激励。由于多振元组合发射，等效于单个振元的宽 度加大。等效b值的加大，将使第二近场区I 2增大至I 2 '，合成波束的效果如图 3-15所示。图3-15单振元和组合振元发射第二声场特性比较由图还可以看出， 由于

42、振元等效宽度 b 的加大， 不仅波束的近场区增长， 而且在近场区以外， 波束发散情况也有了 改善，有 b ' < b ，从而远场的分辨力和灵敏度也等到一定改善。采用多振元组合发射的另一个优点是便于实施对波束的电子聚焦和多点动态聚焦。 为了控制主瓣的宽度。 压缩副瓣， 对于线阵探头的短铀方向采用了声透镜聚焦，但如果在长轴方向也采用声透镜聚焦则有诸多不便，因此长轴方向一般 采用电子聚焦。长轴方向采用电子聚焦不仅聚焦效果更好，还能较容易地实现多点动态聚焦，从而进一步改善整个探 测深度范围内的分辨率和图象清晰度。当然，多振元组合使孔径加大，将对近场分辨力造成影响，这可通过采用可变 孔径接

43、收技术来加以克服。2发射波束扫描方式电子线扫 B 超所采用的线阵或凸形探头中的换能器，是由多个压电振元成线阵或弧形排列构成的，发射时在控制 信号的作用下，各振元按一定的方式被分组组合激励，产生合成波束发射。对振元不同顺序分组激励，可以形成不同 的发射波束扫描。1) 组合顺序扫描 组合顺序扫描方式是线阵探头和凸形探头均可采用的一种最基本的扫描方式。这种扫描方式的优点 是， 实现了电子扫描； 多元组合发射可以保证功率； 等效孔径加大使波束变窄，分辨力高。但是，组合 顺序扫描方式发射所获得的图象质量不高，这是因为其两次发射波束空间位移为 d ，当换能器总长为 100 毫米，若振 元数 n=64 ，并

44、设每次由 m=5 个振元发射，则一帧图象总共才有 60 条扫描线，图上每厘米宽度仅 6 线，线间位移 量 d 约为 1.5 毫米，这样的声象图分辨力和清晰度都不高，图象质量是很差的。2) 组合间隔扫描 这是对组合顺序扫描方式的一种改进方式，它又分 d/2 间扫和 d/4 间扫两种。(1) d/2 间隔扫描d/2 间隔扫描方式工作原理如图 3-16(a) 所示，其发射和接收波束扫描顺序如下 :第一次 振元 1 一5 发射、接收第二次 振元 1 一6 发射、接收第三次 振元 2 一6 发射、接收第四次 振元 2 一7 发射、接收波束位于振元 3 中心波束位于振元 3 、4 中间波束位于振元 4 中

45、心波束位于振元 4 、5 中间第 n 次 振元 (n 一 s) 一 n 发射、接收 波束位于振元 n 一 z 振元中间飞 fi§EEEEEEEEE El苗前M冋图3-16 组合间隔扫描示意图d/2间隔扫描与组合顺序扫描相比，在探头振元数不变的情况下，由于两次扫描波束位移减小了一半，因此，在其它条件相同的情况下，线密度提高了一倍，图象质量得到了改善。d/4 间隔扫描当采用d/4间隔扫描方式工作时，两次扫插波束位移仅为d/4，因此，线密度相比组合顺序扫描提高了四倍，图象质量可望进一步改善，其扫描工作原理如图3-16(b)所示。第一次振兀1-3发射、接收接收波束位于振兀 2中心第二次振元1

46、-3发射、1-4接收接收波束位于振兀2-3间d/4处第三次振元1-3发射、2-4接收接收波束位于振兀2 一3间d/2处第四次振元1-4发射、2-4接收接收波束位于振兀2-3间3d/4处第五次振元2-4发射、2-4接收接收波束位于振兀3中心与d/2间扫不同的是，每次发射和接收振元的分组并不一定相同，因此，收发控制电路工作相对复杂一些。（二）波束控制电路基木构成与简要工作原理波束扫描是 B超实现二维信息采集和图象显示的基础，波束扫描控制电路的任务就是用来产生超声波束，并完成 对发射波束的束控（指聚集的位置控制）的。虽然电子线阵线性扫描 B型超声诊断仪种类繁多，型号复杂，电路设计各 有不同，但就波束

47、扫描控制电路而言，却有基本相近的程式。图.3-17是日立EUB-240 型B超波束控制电路框图,这是一种较为典型的电路结构，它由发射聚焦、发射多路转换开关、发射脉冲产生电路、二极管开关控制器和开关控 制码存贮器（ROM）等部分组成。图 3-17 EUB-240波束控制基本框图探头设置二极管开关的目的是为了减少主机与探头的连线，这是因为，现代B超线阵探头换能器通常由多达数百个晶片，一个晶片又称作一元，分成若干群组成，比如240元/80群、360元/120群等。对于240元/80群分配的换能器，若采用直接激励，需要 80条信号线去连接主机和各振元群。为了减少探头与主机的连线，需要在探头中设置二极管

48、开关。由于二极管开关的接入，对于d/2间隔扫描方式，则仅需要用15条信号线和16条控制线总共31条线,即可完成对80群振元的激励。因此，在波束控制电路申，还必须设置一个二极管开关控制器，用以产生控制探头中二极管开关相应需要的控制信号，对应16路输出则有16个电平控制电路，其输出以高、低电平的形式表现。输出高电平时；探头中相应二极管开关打开，否则输出为低电平，每次输出多少路高电平是根据收发程序确定的。收发程序是根 据所设定的波束控制方式编写的，它通常以数据的形式存放在一个数据存贮器（ROM）中，这个存贮器称作开关控制码ROM。现代高级B超机通常都设有二到三种探头工作方式。因此， ROM的读出是由

49、CPU根据操作者的指令而给出的 当前地址决定的。发射脉冲产生电路用于产生对振元的激励脉冲，对应16根信号线有16个脉冲发生器，每次发射由那几路脉冲发生器工作，从而给出几次激励脉冲输出，是由发射多路转换开关控制的，发射多路转换开关通常由若干个电子模拟开 关组成，它接受发射聚焦电路送来的12路（由一次发射的振元数决定）触发脉冲，并根据 CPU的指令，将它们分配给当前需要工作的脉冲发生器，用以触发这几路发生器产生激励脉冲输出。发射聚焦电路通常由多路延时线组成，用于完成对发射波束长釉方向的电子聚焦。其原理是利用多路延时线，对单 个驱动脉冲进行延时分配，以形成多个具有不同延时量的触发脉冲输出，经多路转换

50、开关选择后，触发发射脉冲产生 电路对探头产生激励，形成发射超声聚焦波束。因此，输出的各路触发脉冲的延时量必须根据当前发射的焦距来确定， 这通常也是由CPU根据操作者的命令给出相应的控制数据（聚焦码）来实现的。（三）发射聚焦电路线阵线扫式B超通常在探头短轴方向采用声透镜聚焦；而在长轴方向采用电子聚焦。此处将对实施电子聚焦所需延时器件、电路构成及电路工作原理作一简要介绍。1 基本要求 对发射聚焦电路的基本要求是： 能根据波束扫描方式的需要，提供多路触发脉冲输出。对于间隔扫描方式来说，所提供脉冲的个数为一次发射被激励振元（或群）数的一半； 一次输出的各触发脉冲的延时量应符合发射聚焦的要求； 考虑探头

51、工作频率的变换和多点动态聚焦的需要，脉冲延迟时间应能通过数控方式快速变换；应有足够的延时精度。2 延迟线1）概述B超中用于完成发射和接收电子聚焦的延迟线又叫仿真线或人工传输线，是一种基于分布参数下长线理论而设计的集中参数延迟线，它用于实现对所传输信号的延时。根据所需延时信号的特点（高频脉冲信号或是模拟信号），集中参数延迟线又有数字延迟线和模拟延迟线之分，数字延迟线由A/D变换器和数据存贮器组成，适用于对数字信号的延时，模拟延迟线由电感和电容组成，适用于对模拟信号的延时。由于B超发射触发脉冲为数千赫兹的窄方波，因此，发射聚焦延时更适合用数字延迟线，而由探头接收到的回波为较连续的射频模拟信号，所以

52、，接收聚焦延时更适合用模拟延迟线。然而，由于数字延迟线的造价高，通常仅在高级的成像系统中被采用，而在中档或普及型B超中，发射和接收延时采用的均为模拟延迟线。为此，这里仅对模拟延迟线的结构原理作一介绍。2）结构与基本原理 如果忽略集申参数延迟线中电阻分量的影响，模拟延迟线可以用图3-18所示电路来等效。图3-18模拟延迟线等效电路假设有一脉冲信号电压接到延迟线的输入端（为了便于说明原理，这里不以模拟信号为例）、当开关K合上后，U i >UB9脉冲信号源经L 1向C 1充电，当B点电位等于U i时，C 1的充电电流有下降趋势时，电感L 1产生反电势维持此充电过程，在此过程的某一时刻，B点电位

53、高于C点电位时，输入电流经过 L 1 ，又向C 2充电；同样，当 C点电位高于D点时，输入电流经过 L 3又向C 3充电，而且每当电容充电接近终了的时候，由于电感L的反电势，电容上的电荷不会向输入端反放电。依此类推，此脉冲信号将由延时线始端传到末端。如果末端负载与延迟线是完全 匹配的，则信号传至末端后被完全吸收而不产生反射。3）延迟线转换电路 在实际应用中，往往需要延迟线的延时量可变，为此，可在延迟线电感上取出若干抽头，并配以多 路转换开关进行转换，使延时量分级可变，延迟线的这种应用如图3-19所示。oUi©（D一1多路转换开关选通控制图3-19延迟线的转换电路图中，多路转换开关 （

54、又叫多路调制器）用于完成不同延时量的转换，延时量的确定由选通控制码控制，通过改变 选通控制码的状态，可以使输出信号的延时量在0-6级内任意选定。多路转换开关可以根据所需延时分级数来选用，其工作速度应满足延时变换的需要。比如用于B超收/发分段动态聚焦延迟时，因为焦点数据在回波接收期间不应发生变化，所以，延迟线的选通状态通常应在每次发射之前的一个极短的时间（约为100 ns）内确定，这就要求多路转换开关的平均传输延迟时间t pd最好小于30ns，这一点在设计中应充分予以注意。延时线的选择应根据动态聚焦的需要 来考虑，主要是延时分级和延时精度，延时分级应满足焦点变动所需延时的抽头，延时精度不高将导致

55、聚焦效果变差。3 .动态电子聚焦为了实现电子聚焦，通常采用延迟线对一次发射激励所需的各路脉冲进行不同的延时，如果所采用的是固定延迟线,则每次发射声波的焦点将是固定的。在聚焦区域之外的远场，由于波束的扩散，灵敏度和分辨力仍然得不到改善，为 此，希望在整个探测深度波束都有良好的会聚。动态电子聚焦便是基于这种考虑提出的。精选文档动态电子聚焦技术用以实现仪器全探测深度的波束聚焦，通常有两种实施方案：一种是等声速全深度区动态电子聚 焦；另一种是全深度区分段（三段或者四段）动态电子聚焦。两种方案各有所长。1）等声速动态电子聚焦以与超声波在人体中传播相同的速度，在全探测深度区移动发射和接收波束的焦点，这种电

56、子聚焦称为等声速全深度区动态电子聚焦。超声波在人体中传播的平均速度为1540m/秒，假如超声仪器的探测范围设计为200mm ，则声波在人体往返所需时间约为260 m s。往程和返程各占130 m s。可以在此时间内，利用计算机程控，以一定的速率改变延迟线的延时 量，从而改变发射和接收信号的延迟时间，使焦点随发射波束和接收回波同步移动，使探测深度中所有位置，都保持 有良好的横向分辨力。这种动态电子聚焦方式可望获得最佳的波束聚焦效果，但由于要求焦点移动速度快，给电路设 计带来了更高的要求。比如对于延迟线的要求，不仅速度要求快，还有分级和延时精度的要求，当延时精度误差时， 焦点移动速度的均匀性将变坏。因此，这种方法在B超中实际很少采用。2）全深度区分段动态电子聚焦在B超的探测深度内分段电子聚焦的方法