b超的原理

B超基础知识

医用超声诊断仪是将声纳原理、雷达技术、电子技术三者相结合而研制生产的设备，主要应用在临床诊

断中，其基本原理是将一束高频超声脉冲发射到生物体内，再接收来自生物体内各组织之间界面处反射

的回波，经放大、处理、显示，可观察内脏器官的形状、大小、及各器官的相互位置、器官的活动以及

器官内的异物等，从而判断器官的是否正常。随着科学技术的发展，越来越多的高新技术应用于这种设

备的研究制造中，因此，超声诊断仪的发展也由起初的一维超声扫描及其显示方式发展为二维甚至三维

的超声扫描和显示方式，大大增加了回波信息量，使生物体内的病灶清晰、易辨，在临床上被越来越广

泛地应用在各科门诊的诊断检查方法中，成为与X-CT、同位素扫描、核磁共振并列的四大医学成像技术

之一。其中超声成象因为具有以下三个特点：①超声波为非电离辐射，在诊断用功率范围内对人体无伤

害，可经常性地反复使用；②超声波对软组织的鉴别力较高，在对软组织疾患诊断时具有优势；③超声

成象仪器使用方便、价格便宜，使得医学超声成象具有强大的生命力和发展前途，是其他成象技术所无

法替代的现代诊断技术。

超声诊断仪类型

超声波在医学方面，除了用于治疗和手术外，主要是用于临床诊断。在诊断学方面西门少年 ，现有的

医学超声技术可以分为两大类：即基于回波扫描技术和基于多谱勒频移原理的超声诊断技术。

基于回波技术的超声诊断技术的基本原理是利用超声波在组织界面处产生的反射回波形成

的图象或信号来诊断疾病。这种技术主要用于解剖学范畴的检测和诊断，目的是了解器官的形态学和组

织方面的状况与变化，比如检测体内异物和肿瘤，检查器官的形状及大小变化等等。回波扫描诊断技术

一般按显示回波的方式分为如下五类型：①A型：即将回波以波形的形式显示出来，其纵坐标为回波幅度，

用以表示回波的强弱；横坐标为回波接收的时间，该时间与产生回波的组织界面相关。②B型：即将回波

信号用点的形式显示在显示器上，光点的灰度与回波强弱成正比，为辉度调制型。当探头上的传感器阵

元以不同方式移动扫查时，可以形成二维图象。③C型：此为透射式扫查方式，可获得有关被测组织的声

速和衰减等信息。④M型：此法是在辉度调制型中加入一个慢扫查锯齿波，从而使回波点从左到右自动扫

描。显示的横坐标为慢扫描时间，纵坐标为声波传播时间（即对应于检测深度位置）⑤F型：此法为用多

个切面图象构造一个曲面的成象形式。除了单一形式外，还有复合型诊断仪，即综合采用上述几种方式

成象，目前，回波扫描技术已大量用于对肝、脾、胃、肾、胆、甲状腺、乳腺、眼球、子宫、卵巢、胸

腔、肺、半月板、脑、心包等多种脏器官的诊查之中。

基于多普勒频移原理的超声诊断技术的基本原理是：利用运动物体反射声波时造成的频

率偏移现象来获取人体的运动信息。这种技术主要用于了解体内器官的功能状况及血液动力学方面的生

理病理状况，如用于测定血液流速、心脏运动状况及血管是否存在栓塞等。目前，超声多普勒技术主要

用于心血管疾病的诊断中。

在诊断学方面，基于探测深度和分辨率两个方面的综合考虑，一般采用的频率为

1MHz~15MHz。低频主要用于深部组织和器官的诊查，而高频则用于眼科等表浅部位的诊查。同时，为了

避免产生生物效应，诊断用的超声波的功率一般在1mW/cm2~10mW/cm2。在诊断学方面如何提高成象分

辨率，寻求可定量表征特异性病变的成象特征量为目前研究发展B超所需探索的目标。

第二节工作原理及基本结构

一、工作原理

二、B型超声诊断仪是目前临床上最广泛使用的一类超声成象装置。B型又称为B-Mode，其中B为英文

brightness的字头，用此表征B型成象是以辉度来表征回波的大小的。正是由于用辉度取代了幅度，

B型可用一条线的不同辉度来表征A型的一系列回波及其幅度值。因此采用扫描的方式获取组织内

部某一断面上多个扫描线上的回波并显示在对应的平面上，即组成了一幅组织内某剖面的回波二维

图像。因此，B-Mode是一种二维超声成象装置。具体说明如下：

三、B型线性超声诊断仪是在A型诊断仪的基础上发展起来的，A型是用单探头，而B型线

性超声诊断仪是用多个晶体组成的探头，按不同的组合分组使用。B型线性超声诊断仪的每组晶体

单独使用时，完全类似于A型单探头的情况；而各组晶体在电子开关的控制下，有次序地排列工作，

类似A型超生中单探头的移动过程，这样就由A型中单探头扫查一条线变为线性超声设备中迅速的

发射一排超声线束来扫查一个面，从而由一维图像变为二维图像。在A型中，反射信号的情况通过

信号的波形显示出来，而B型超声设备中反射信号的强弱通过荧光屏中每个像素的亮度显示出来，

从而使在扫查的断层面中把组织的分布情况和性质对应地显示出有灰阶（或辉度）变化的超声图像

上。虽然B型线性超声诊断仪与A型相比在原理上是简单的，但是完成从A型向B型的过渡在技术

上是很复杂，采用了较多的新技术和新工艺。如图2-2-1所示。

二、基本结构

B型线性超声诊断仪主要由以下几个部分组成：探头、发射／接收单元、数字扫描转换器、显示照像记录

系统、面板控制系统、键盘和电源装置等，如图2-2-2所示．

图2-2-2B型线性超声诊断仪结构图

一、面板控制单元

对仪器面板上的各种旋钮、开关、操作杆等的状态实施编码，并将编码信号送至发射／接收单元和数字

扫描转换器，其中包括进出深度增益控制信号（或称距离时间控制）到发射／接收单元以控制放大器的

放大倍数，从而补偿超声能量在传播过程中随距离的衰减。

二、发射／接收单元

通过探头发送和接收超声波信号，并对发射和接收的超声波信号实施电子聚焦和多点聚焦的控制；同时

对探头中的多个晶体实施电子开关控制，从而实现超声束的扫描。从探头接收的超声回波信号在该单元

中进行放大、检波和各种预处理，然后送到数字扫描转换器。

三、数字扫描转换器

把从发射／接收单元进入的超声回波信号首先进行A/D转换（即模拟／数字转换）变成数字信号，并予

以存贮和完成各项后处理的功能，所有将要显示的信号，例如回波信号，键盘的字符信号和人体标志符

号等，都在转换器中完成D/A转换，最后混合变为合成的视频信号送入监视、照像、记录系统。

四、监视、照相、记录系统

是操作人员用来观察超声断层图像和各种相关信息，并对有价值的图像进行拍照和记录的系统。监视和

照像分别使用两个略有不同的TV监视器，照像部分一般配备通用135相机或一次性的波拉相机，记录部

分使用特殊功能的纸记录装置或彩色视频打印机。

五、电源部分

提供直流电压供各单元使用。

六、探头

是由多晶片（阵元）排列构成的长条状探头。探头一般宽度为1cm、长度为10～15cm，探头中的晶片个

数一般在64—128只范围内；晶片的尺寸随使用的超声频率不同而不同；晶片之间不但有良好的电绝缘，

同时尽可能作到完全的声隔离。为此在制造工艺上一般采用光刻的方法，在一个大晶片上刻制成相互分

离的多个晶片。晶片后面附以吸声材料，用以吸收反向辐射的能量；晶片的前面（接触人体部分）用透

声材料做成声透镜，在长条状探头的短轴方向形成声聚焦。每个阵元都是独立的，在长条状探头的长轴

方向，用电子延迟线技术形成电子聚焦和多点聚焦，从而提高B型线性超声诊断仪的空间分辨率。

(一)超声波的产生和类型

物体的机械振动是产生波的源泉.波的频率取决于物体振动频率.振动频率在20—2104Hz范围内的波,

为人耳可听及的声波.2104Hz—108Hz之间的波为超声波.108Hz—1012Hz之间的波为特超声波.超声和

声的物理特性在本质上都是一致的,两者都是机械波.它是由介质中的质点受到机械力的作用而发生周期

性振动而产生的.

1.根据质点振动方式和声波传播方法分类:

①纵波介质中的质点受到拉应力和压应力的作用而振动,以质点疏密相间的形式传递能量,

声波传播方向与质点振动方向相一致.这种振动和传播方式的波称为纵波.见图3-1-7-1.

②横波弹性介质中质点受到剪切力的作用而振动,以质点产生的相对横向位移,而出现波峰

和波谷的形式传递能量,其振动方向与声波传播方向垂直；这种切变振动和相垂直传播方式的波，称为横

波，叉可称为切变波．见图3-1—7-2.

横波只能在具有剪切弹性的固体中传播,它在生物组织内具有很大的衰减，因此横波无法为医学诊断采

用．人体软组织是纵波适合传播的媒质，因此，医学上正是利用了纵波这种性质作为医学诊断．

2．根据声波在弹性媒质中传播时，质点的振动状态分类

可分为平面波、球面波和柱面波：

①平面波：波阵面为一平行平面的波,称为平面波．

②球面波：波阵面为同心球面的波,称为球面波．

③柱面波：波阵面为同轴柱面的波,称为柱面波．

声速

声波在媒质中传播时，单位时间声波传播的距离叫做波速。它的大小由媒质的性质所决定；与媒质的

密度和弹性模量有关，单位为m/s，常用字母c来表示。对于纵向传播的平面波，其声速为：

Ｃ＝（3-1-7-1）

式中是介质密度，是介负的体积弹性模量．对于水介质来说,＝１g/cm3,

=达因/cm2，所以超声在水中的声速为1480ｍ／s，在脂肪中传播声速为

1450ｍ／s，在体液中为1496ｍ／s，在人体中传播的平均声速为1540ｍ／s．

２．周期、频率、波长

质点在其平衡位置来回振动一次所需要的时间，称为质点振动周期，符号为Ｔ，单位

为ｓ．

在介质中，单位时间内通过的波数，称为声波频率．符号为ｆ，单位为Ｈz．

在一个周期内，波传播的距离称为波长，符号为,单位为ｍ．

超声波的声速又称为波速,它与波长、频率三者的关系是:

C=.f或f=C/或=C/f(3-1-7-2)

当超声波的频率一定时,声速(波速)越低,波长越小.

超声波的频率自20kHz到100MHz,频率范围很广,如果包括特超声波,其频率范围更广;

表3-1-7-1

频率MHz121015

波长mm

周期s1

极限分辨力mm

而用于人体测量的则是1—15MHz.高瞻远瞩近义词 表3-1-7-1给出了医用超声诊断设备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.

超声发射频率是指探头的频率或仪器的中心频率或载频频率．

３．声压

声波在弹性介质中以质点位移,周期性交替变化的方式传播,导致了声波传播路径上,介质质点压强

值的周期性变化,这种压强的变化量称为声压.也就是说声压为声波在媒质中产生的压力与静压之差。常

用字P来表示．声压分为有效声压,瞬时声压.通常的声压测量仪是通过测量其均方根值来测定有效声压

的.声压是反映声波强弱的物理量．

声压级是声压P与基准声压Po之比，以10为底的对数乘以20；声压级以分贝（dB）为计算单位．

声压级LP：LP＝20lgP/Po.(3-1-7-3)

式中，P0——是参考声压。

４．声强

声强（度）是在某一点上，一个与指定方向垂直的单位面积上，在单位时间内通过的平均声能。常

用字母I来表示。单位为W/m2，医用超声中常用mW/cm2表示．声强的大小是人们耳朵感知声音大小成正

比的．在平面波的情况下，其传播方向的声强是：

I=P2/c(3-1-7-4)

式中，I——声强；

P——声压（Pa）；

——媒质密度（kg/m3）；

c——声速(m/s)。

５．声特性阻抗

声压与声速的比值称为声阻抗.符号为Z

Z=P/u(3-1-7-5)

式中：Z——声特性阻抗，其单位为牛顿.秒每立方米，它称为瑞利；也可用公斤每平

方米秒表示，新国际单位定为帕.秒每米；

P——声压；

u——质点速度。

声特性阻抗又定义为媒质的密度与声速的乘积。即

Z=c(3-1-7-6)

1.声波传播中的反射、折射和透射

声波在无限大的媒质中传播仅在理论上是可能的，实际上，任何媒质总有一个边界，声波在

非均匀性组织内传播或从一种组织传播到另一种组织，由于组织声阻抗不同，在声阻抗改变的分界面上

便产生了反射、折射和透射现象。声波透过界面时，其方向、强度和波形的变化烂嘴巴是什么原因 ，取决于两种媒质的特

性阻抗和入射波的方向。在原媒质中的声波称为入射波；在分界面处，入射波的能量一部分产生反射，

另一部分能量通过界面继续传播，这就是透射。逶射后声束的波速与波长可能发生变化，但声束的频率

是不变的．

其反射定律及折射定律与几何光学中的反射、折射定律相同。如图３-1-7-4所示。图中Ⅰ与

Ⅱ是密度分别为1与2的媒质，超声波在媒质中的声速分别为c1(入射波速)与c2(折射波速)，i

是入射角，r是反射角，t是折射角，它们之间的关系为：

.

r=t(3-1-7-7)

其反射定律及折射定律与几何光学中的反射、折射定律相同。如图３-1-7-4所示。图中Ⅰ与

Ⅱ是密度分别为1与2的媒质，超声波在媒质中的声速分别为c1(入射波速)与c2(折射波速)，i

是入射角，r是反射角，t是折射角，它们之间的关系为：

.

r=t(3-1-7-9)

2.超声波在人体组织介面上的反射特性

超声波在人体不同组织界面上的反射系数是不同的,两个相邻组织的阻抗差值越大,从界面

反射的能量越大.医用超声界就是利用超声波的反射特性制造成各种超声诊断仪进行诊断的．人体组织的

反射可分为低档反射和高档反射.例如,血液的特性阻抗大约是106瑞利,而心肌的特性阻抗的典型值是

106瑞利,在血液与心肌的界面上只反射入射能量的%,这意味着自界面的反射回波比入射波能量弱44dB,

这就是说,%以上的能量透过界面达到下面的组织中.在软组织中,反射系数从-20dB(脂肪与肌肉间)到

-45dB(肾脏与脾腔间)之间变化,这些都属于低档反射(小于%),然而在某些情况下,可能会发生很高的反

射.如在骨头与肌肉界面,其反射系数高达-4dB,绝大部分能量都反射回去.在这种情况下,只有很少的能

量传送过去,不足以对更深部位的组织进行测量,所以超声波不易透过骨骼对下.

层的组织进行探查.又如肺组织中存在许多的空气,肺组织与气体之间的界面对超声波造成很高的反射,

因此,超声波不能经过肺组织对心脏成像.都是高反射造成的结果。超声波垂直入射时,人体各组织的声

强反射系数见表3-1-7-2.

3.超声波在人体组织中的衰减

超声波在人体组织中传播时，其强度捋随传播距离的增加而逐渐衰减．这是人体组织对超声

波的吸收、反射和散射等原因造成的，而其中吸收是最主要的．超声波在人体组织中几乎有80%被胶原蛋

白所吸收．实验证明：在频率为1MHz—15MHz范围内,超声波在人体软组织中的吸收系数与超声频率成正

比,如血液的吸收系数随着超声频率的增高而增大.骨质的吸收因数最大,衰减也最大,超声很难通过骨骼

进行传播.

4.多普勒效应

在声学中，当声源（声发射体）和声接收器在连续介质中作相对运动时,接收器所接收到的

声频率不同于声源所辐射的若的意思 声频率,其差别与相对运动的速度有关．这种现象称为多普勒效应（Doppler

effect）．

如果声源对声接收器作相向运动,则接收频率比声源频率增加；如果声源与声接收器作背向

运动，则接收的频率比声源频率减小，两者的频率差称为多普勒漂移频率．医学上利用多普勒效应原理，

通过提取多普勒的反射信号,检测多普勒漂移频率，用以探测运动脏器和血流的运动情况和血流方向．

二、超声换能器

超声诊断仪是依靠超声换能器产生入射超声波（发射波）和接收反射的超声波（回波）的．所以在

医用超声诊断仪中超声换能器又称为探头．

超声换能器的机械振荡是由高频电能激励产生的．反射回来的超声能量又通达超声换能

器转换为电脉冲．探头能将电能转换为声能，又能将声能转换成电能，故有换能器之称．

（一）压电效应

1、正压电效应

在晶体或陶瓷的一定方向上，加上杌械压力，使其变形，晶体或陶瓷的两个受力面上，

产生符号相反的电荷；变形方向相反，两面的电荷极性随之变换．电荷密度同施加的机械力成正比．这

种因机械力作用而激起表面的电荷效应，称为正压电效应．

２．逆压电效应

在晶体或陶瓷表面沿轴方向施加电压，在电场作用下引起几何应变，电压方向改变，机械应变方向

亦随之改变，形变与电场成比例．这种因电场作用而引起的形变效应，称为逆压电效应．超声诊断仪探

头在发射超声波时是逆压电效应．接收超声回波时产生压电效应．

（二）压电材料和压电振子

具有压电效应的材料很多，如石英、酒石酸钾钠等晶体，有钛酸钡、钛酸铅、铌酸锂、铌酸钡、钛

酸锂、锆钛酸铅等陶瓷都是具有压电效应的材料；压电材料有压电效应就有逆压电效应．自锆钛酸铅问

世以来，医用超声换能器所用的压电材料就由锆钛酸铅代替了．

在压电体的正反表面上进行极化，覆盖上一层激励电极后，就成为压电振子，就具有正压电效应和

逆压电效应．

换能器的压电振子相当于一个电容（具有容抗作用），在超声发射电路中与线圈形成并联谐振，得到高

频激励电压，产生机械振动和超声波．压电换能器上施加的交变电压的频率与换能器的压电振子的固有

频率相等时，才能获得最大的机械振动．

（三）诊断用超声换能器的基本结构形式

１．基本单元换能器

根据临床诊断的要求，换能器有许多种不同结构形式，而单元换能器是基本的结构．单元换能器它

由主体和壳体两部分组成．

（１）主体：包括：①压电振子，它是产生压电效应的元件．

②吸收块吸收背向辐射的（反射回来的）声能，称为背材．

③保护层保护振子，减轻磨损，称为面材．

（２）壳体：包括：①外壳为换能器的结构件．

②接插件与超声诊断仪连接的插头

③电缆线超声激励电源及信号的连接

吸收块又称为吸声块．制作吸收块的材料是有要求的，首先要求吸收块的声阻抗最好与压电材料

的声阻抗接近，这样可以使来自压电振子背向辐射的超声波,能全部透进吸收块中；并且要求吸收块对超

声能应具有大的衰减能力，使己进入吸收块的超声波不再反射到振子中去．

保护层是介于振子与人体组织之间的一层物质，要求保护层既要起到防止磨损，保护振子的功能，

又要在传递超声波中尽量没有衰减，具有良好的透射功能；因此，要求保护层的胜阻抗接近人体组织的

声阻抗，并且具有既有耐磨性，又有良好的透射性的最佳厚度．

２．基本多元换能器

多元换能器是由多个单元振子组成．有的将振子沿直线排列为一行，组成线阵探头；有的将振子沿

弧形排列，构成凸阵探头；有的将振子成矩阵排列，构成矩阵探头等多种多元超声换能器．

超声探头的结构、型式，和外加激励脉冲参数、工作和聚焦方式等条件，对其发射的超声束形状有很大

关系，对超声诊断仪的性能、功能、质量也有很大关系．而换能器阵元材料对超声束形状关系不大；但

对其发射和接收的压电效率、声压、声强及成像质量关系较大．

超声探头在每次使用后应消毒，甲醛气体消毒方法是可取的．

（一）机械扇扫探头

这是一个将单个圆盘形振子(其直径为12mm—20mm)安置在扇形摆动架上，由电机驱动作扇形摆动扫描的

机械扇扫探头．如图3-1-7-6中１号至７号展示的，

美国HPSONOS-CF彩色超声诊断仪配用的到的七种频率的机械扇扫探头的外形．机械扇扫探头的前端内

部装有高速旋转的超声振子，外面是一个半球面形的探测面，它是由具有良好的透射性和耐磨性的材料

构成．

机械扇扫探头己是八十年代使用的最多的技术；由于超声振子附着在一个机械摆架

上，摆动的角度和摆动频率都受到一定限止，如它的最大摆动角度只有６０度，比不上现代电子相控阵

凸阵探头的扇扫角度90度，更比不上微凸阵探头170度，和曲阵探头240度的扇扫角度．在机械扇扫探

头内必须充有探头油，探头油要具有良好声透性，又要是低密度、低阻力、绝缘性好的液体．机械扇扫

探头的使用寿命也不如相控阵凸阵探头；但是在使用上，两者都不需要移动时，就可获得一幅图像．

机械扇扫探头它是利用正余弦变压器或正余弦电位器与探头同轴旋转，产生正维桢 余弦位置信号，调整

锯齿波扫描，完成与探头位置同步扫描，这是机械扇扫探头的基本工作原理．

(二)线阵探头

线阵探头有64、128、256和512振元组成的多种探头；由于振元晶片切割的厚度不同，它的使用频率不

同，它的线阵排列的长度也不同，工作频率低的,其尺寸就长一些．如图3-1-7-6中的11号探头就是的

线阵探头.

(三)相控阵探头

相控阵探头有多种形状,如图3-1-7-7展示了六种相控阵探头,其中第1至第4是4种不同频率的相控

阵探头；图中笫６号是一种的经食道对心脏进行探查的相控阵探头；图中笫５号是一种探测平面宽度很

小，表面接触式相控阵探头，可用于心脏手术．

（四）凸阵探头

凸阵探头有不同频率、不同弧面尺寸的通用凸阵探头和变频凸阵探头,还有一种适用小器官的微凸阵探

头．如图3-1-7-８的凸阵探头的扇扫角度达80多度,微凸阵探头可应用于小器官探查,其扇扫角度大于

90度.

目前在彩色多普勒超声诊断仪使用变频探头，如有，，

MHz，12MHz---等多种变频探头.变频探头的设计主要适用于一次探扫中，能进行多部位扫描,也适用于

不同体形的超声探查．

(五)矩阵式探头

矩阵式探头的振元块是由切割成数百个方块到数千个方块的矩阵组成．如Philips4Matrix型超极

矩阵式探头,是由3000个阵元块组成；它要有150多个计算机电子板进行接

收和处理超声回波信号．它的外形见图3-1-7-9A，它的振元矩阵方块的形状和尺寸见图3-1-7-9Ｂ．

3000个阵元组成的矩阵式探头,它可应用于二维超声心动图和实时三维超声心动图；这是当前先进的笫三

代多平面超声探头．实时三维超声心动图可以即时观察心脏的三维解剖结构，更好地评估瓣膜、室壁和

血管之间的复杂关系．

（六）超声多普勒探头

测量血流的超声多普勒探头是双晶片分隔式或分离式的简易式换能器。探测多普勒频谱的超声多普勒探

头也是专用的.现在许多凸阵、线阵、相控阵及腔内探头均具有PWD(脉冲多普勒)和HRPF超声多普勒探扫

功能,相控阵探头还具有CWD(连续多普勒)探扫功能.脉冲多普勒的脉冲重复频率的应用范围是

1kHz—29kHz.

医用超声诊断仪是将声纳原理和雷达技术相结合生产的为临床应用的医疗仪器。其基本原理是高频超声

脉冲波辐射到生物作内，由生物体内不同界面反射出不同波形并形成图像．从而判断生物体内是否有病

变。超声诊断仪由起初的一维超声扫描显示，发展为二维甚置三维、四维的超声扫描和显示，大大增加

了回波信息量，使生物体内的病灶清晰，易辨，因此，它将被越来越广泛地应用医用超声诊断仪．

１、一维超声扫描及其显示

在超声诊断设备中，人们常把A型和M型这类，采用超声脉冲回波测距离的技术进行诊

断的型式和方法，称为一维超声检查．这种型式发射超声波间谍英语 的方向不变，从不同声阻抗界面反射回来信

号的幅值或灰度是不同的，经放大后，在屏幕上以水平或垂直方式显示出来，此类图像称为一维超声图

像。

（１）Ａ型超声扫描

探头（换能器）根据探查部位，以固定方式向人体发射数兆赫兹的超声波，通过人体反射回波并加以放

大，并将回波的幅值和形态在屏幕上显示出来。显示器的纵坐标显示反射回波的幅度波形；横坐标上有

时间和距离的标尺。这样可根据回波出现的位置，回波幅度的高低、形状、波数和来自受检体病变和解

剖位置的有关信息进行判断诊断。Ａ型超声探头在固定位置就可获得波谱图．

（２）Ｍ型超声扫描仪

探头（换能器）以固定位置和方向对人体发射接收超声波束。该波束途经不同深度的回波信号对显示器

垂直扫描线进行辉度调制，并按时间顺序展开，形成一幅一维空间各点运动按时间展开的轨迹图。这就

是Ｍ型超声．人也可以理解为：Ｍ型超声是同一方向沿途不同深度点随时间变化的一维轨迹图．Ｍ型扫

描系统特别适用于对运动器官的检查。例如对心脏的检查，在所显示的图形轨迹上，可进行多种心功能

参数测量，所以Ｍ型超声．又称为超声心动图。

２、二维超声扫描及显示

由于一维扫描只能依据图形中超声波回波幅值的大小和回波的疏密对人体脏器进行诊断，

这样一维超声（即Ａ型超声）在超声医学诊断上受到了很大限制．二维超声扫描显像其原理是采用超声

脉冲回波，亮度调节的二维灰阶显示，它形象地反映出人体某一断面的信息。二维扫描系统使探头内的

换能器以固定方式向人体发射数兆赫兹的超声波，并以一定的速度在一个二维空间运动，即进行二维空

间扫描，再把人体反射回波信号加以放大处理后送到显示器的阴极或控制栅极上，使显示器的光点亮度

随着回波信号大小变化，形成二维断层图像，在屏幕上显示时，纵坐标代表声波传入体内的时间或深度，

而亮度则由对应空间点上的超声回波幅度调制，横坐标代表声束对人体扫描的方向。如图3-1-7-１０所

示：

１．线阵式线性扫描

（1）原理

线阵式线性扫查时，探头中的阵元是依次进行工作的,也就是说,每次发射超声或接收回波时，由电子多

路开关控制，只有相邻的一部分阵元参加工作，这一部分阵元称之为子阵。一个子阵究竟包含多少阵元，

这是在B超仪的系统设计所选定的。这种依次控制阵元工作的电子多路开关安装在线阵探头内．进行超

声收、发的子阵，其声束是垂直于子阵中间的一条直线（不考虑束宽时）。当子阵中的阵元从左至右依

次移动一个阵元，则超声束将扫查出一个矩形平面，由此即可得到一个矩形的超声图像，所以称这种扫

查方法为线性扫查。这种B超仪的原理框图如图3-1-7-11所示。图中，多路开关阵列包括发射电路或

发射信号的多路开关和接收前级电路或接收信号的多路开关.．线阵探头的最大阵元数已达到512个。

（２）扫描方式

线阵扫描方式有顺序扫描方法、间隔扫描方法和收发体验作文 交叉扫挡方法．以64阵元的换能器为例，顺序扫

描方法在64阵元的换能器中，把阵元1～8作为第一个子阵，2～9为第二个子阵，3～10为第三个子阵……

最后一个子阵为57～64阵元。在整个超声扫查周

期中，先由第一个子阵完成收、发超声波；接着由第二个子阵完成收发超声波；如此继续下

去，使每个子阵依次轮流收发，直至第五十七个子阵完成收发后，即完成了一个超声扫描周期。扫查声

场方向被称为超声扫描线，每条超声扫描线都是垂直于换能器平面的平行线，具有确定的几何位置，相

邻两超声扫描线间的距离等于相邻阵元间的中心距

间隔扫查方法是：首先是第一个子阵1～7进行收发，随后第二个子阵1～8进行收发，接

下去是第三个子阵2～8，第四个子阵2～9……直至第一百一十三个子阵57～63，第一百一十四个子阵

57～64。第一个子阵工作时，波束位于第四个阵元的中心。第二个子阵工作时，波束位于第4与第5阵

元中间。第三个子阵工作时，波束位于第5个阵元的中心，依比类推的工作．在这种间隔扫查中，扫查

线间距为d／2，64个阵元可得114条扫查线，比顺序扫查方式增加一倍。

收发交叉扫描方法。这种方式的发射子阵为8个阵元，而接收子阵为7个阵元。同一组的8

个阵元连续发射两次。先用前面7个阵元接收第一次回声信号，再用后起7个阵元接收第二次回声信号。

对于8个阵元的子阵，其发射声场的波峰中心处于第4与第5阵元中间，而两次接收时的子阵方向，分

别指向第4和第5阵元的中心位置。扫查线在第4阵元中心向第5阵元移动．从最终的接收效果看，收

发交叉扫描也可使扫描线加倍。

２．凸阵式扇形扫查

凸阵式探头的前部为圆弧形，许多阵元沿该圆弧面排列，阵元的前部是圆弧形的匹配层，匹配层外面装

有二维弧形的声透镜，探头厚度方向的圆弧形声透镜是为了获得厚度方向的声聚焦。凸阵式换能器的圆

弧半径将决定于使用场合，常用的有R76mm、R40mm、R20mm等。换能器所具有的阵元数通常为64、80、

128、256等。也有高达512阵元的。

使用凸阵换能器作超声扫查时，其视野比线阵式线性扫描及机械（或相控阵）扇扫都大。图.3-1-7-12

给出了R40mm（a）和R76mm（b）两种探头的发射声束与线阵探头及机械扇扫探头发射声束的比较图。

凸阵式换能器作超声扫查时，可以采用与线阵式线性扫描相似的几种扫查方法。但由于各阵

元排列成弧形，所以子阵中各阵元同时激励时，发射声束的波阵面为凸弧形，它是一种发散的声束。为

使发射的声束收敛及聚焦，子阵中各阵元不能同时激励，并应使发射声束的波阵面为凹弧形，这就是电

子聚焦应解决的问题。

３．相控阵扇形扫查

相控阵扇扫所使用的换能器是小尺寸的线性阵列式换能器，其阵列长度一般为2cm左右，阵

元数从32～256不等，有的己达512个阵元,相邻阵元的中心距在0.1mm～0.6mm之间。

超声相控阵扫描原理可以用图.3-1-7-13来说明。如果在各阵元上同时加上激励脉冲而产生

超声波发射，则换能器的作用与单个振子构成的换能器一样，它们所发射的超声波形成合成波束，合成

波束的方向垂直于换能器的表面．如图.3-1-7-13（a）所示。如果激励脉冲在到达各个阵元之前，依次

延迟一个固定的很小的时间间隔，则各阵元上所产生的声脉冲也获得相应的延迟。此时，整个换能器

所发射的超声波的合成波束方向与法线之间就有一偏向角，如图.3-1-7-13（b）所示。随着发射延迟

时间值的改变，偏向角也将随着改变。如果使首端与末端（即左右两边）的激励脉冲互易，则合

成波束的方向移至法线的另一侧。

如果对各阵元的激励脉冲实行延迟时间控制，就可使发射的超声波束方向，在一定角度范围

内发生变化。这种用控制激励脉冲延迟时间的方法，获得和操纵超声波波束方向变化的扫查。方式就叫

做相控阵扫描。相控阵扫描时，探头内部的振子是在不（需要）摆动角度的情况下，通过电子控制延时，

而获得一定角度（扇扫角度）的超声束扫描，所以相控阵扫描又称电子相控阵扇扫扫描．

激励脉冲的延迟时间与波束偏离法线方向的角度之间的关系可由图３-1-7-13.求出，即

式中，c——等于1540m/s，是超声在人体软组织中传播速度的平均值；

d——相邻阵元的中心间距；

——合成波束的偏向角。

在相控阵超声诊断仪中，通过切换各阵元的黄连的功效 发射激励脉冲的延迟时间，可使发射的超声束在max

范围内作扇形扫查。通常可按等△方式作顺序扫查，但也可设计某种的变化函数，使声束按所需的

“跳跃”式扫查，这在机械扇扫中是无法实现的。

（三）超声回波信号的处理方法

１．回波信号的影响因素

由超声探头发射声束，在人体组织的不同器官的界面上产生反射返回的回波信号．回波信号的大小取决

于三个因素：组织衰减、反射体的后散射和多重反射．

①组织衰减组织衰减限定了能检测到多深的回波信号，即决定了探测深度．在超声诊断应用的整个频

率范围内（1—15MHz）,软组织和肌肉的衰减率与频率的关系,可近似按1dB/cm•MHz来估算．这关系式

含有两重意思：一是在同一深度情况下，对于不同频率，其组织衰减率不同，组织衰减率是随频率的增

加而增加的．例如：对于频率为的声束其能量是每cm衰减；对于10MHz的超声波每cm要衰减10dB．由

此可见，生物组织对于不同的超声频率，其衰减不同．对高频衰减大，对低频衰减小．二是，同一频率

的超声回波，来自不同深度其声波能量亦不同；对于频率为的超声波，探测深度每增加1cm，回波就要减

小7dB(往返距离计算)；对20cm深度物体的成像,往返回程的衰减高达140dB．实际上各种器官的衰减系

数有差别，例如对于的声束,肝组织的衰减系数为cm•MHz，当深度为20cm,衰减98dB．所以在Ｂ超仪中

普遍采用增益控制来补偿组织的衰减．

②反射体的后散射反射体的后散射决定了从同一深度获取的回波信号的动态范围．反射体形状

及大小，界面与入射声束的倾斜度对后散射有很大影响．

③多重反射多重反射的混合影响造成了回波信号的背景干扰，限制了有效回波信号同其

他途径来的干扰回波的分离．

２．超声回波信号的基本处理

B型超声诊断仪从探头到显示器间的信号处理过程，基本上有三个阶段；,即前处理、扫描变换和后

处理．

(１)前处理前处理包括对回波电信号的放大、衰减补偿、信号压缩和检波等部分．

①前置放大前置放大处于整个电路的最前端，将从换能器声束转换的微弱电信号进行放大．为提高

信噪比，前置放大器必须是低噪声的；并要求有大于100dB的动态放大范围.

②放大与增益控制回波信号的动态范围为100dB—110dB，放大器的输出范围为40dB,两者相差

60—70dB，这就要求放大器的可变增益有60dB--70dB的范围．放大与增益控制有两种方案来实现，一

是先进行衰减补偿，后进行信号动态范围压缩；另一种是先压缩回波信号动态范围，然后进行衰减补偿

和扩展．放大与增益控制中的放大器是一种对数放大器．增益控制的基本功能是跟踪预期深度距离上的

回波信号，提供一个随时间变化的控制电压，来改变放大器的增益．这种增益控制补偿有许多名称，如

时间增益补偿)；深度增益补偿；可变时间增益)；强度时间增益)等．它的衰减补偿方法是对放大斜率进

行控制．超声图像的分辨力与放大器的级数和放大倍数关系不大．

③检波回波信号是双极性的，将其中有用的诊断信息通过一种单向通过的电路检测出来，

这就是检波．检波方法有包络检波和斜率检波．在包络检波的同时，对回波脉冲前沿（斜率）微分，并

捋这微分信号按一定百分比加到原始回波信号的前沿，便得到混有短微分的回波脉冲视频信号，从而起

到边界增强的效果，使组织边界的轮廓线加强显示．

（２）扫描变换扫描变换有两种，即：模拟扫喵变换（Ａ．Ｓ．Ｄ）和数字扫描变换（Ｄ．Ｓ．Ｃ）．其

目的是将声波信号转换为数字信号，便于后处理，模拟扫描变换是捋扫描超声信号和位置信号转换为可

显示信号．数字扫描变换的核心是一个可变的数字存储矩阵，它可将接收的数字图像信号按一定矩阵（如

512X512）存放和显示.

（３）后处理在超声信号数字化后要进行后处理．后处理功能很多，如像素亮度后处理（包括

校正，非线性亮度视觉校正）、灰阶变换、图象平滑、复合视频、显示方式、图像反转―――等．

1．电子聚焦和可变孔径技术

聚焦技术是超声诊断仪设计中的一项技术．如在相控阵扇扫中，它将阵元分组延时发射，

如果每组之间的延时时间选的非常合适，就能获得一束聚焦的超声束，这是电子控制发射聚焦．在接收

每组回程的声波时，为了消除各组回波声程的差异，采用回波信号叠加技术，提高接收灵敏水晶方法 度和聚焦效

果，这是接收聚焦．还有在声束成像中使用如同光字凹面透镜形式进行聚焦，减小折射增加直线反射都

可提高聚焦性能．接收波束电子聚焦时各阵元的电路延迟量，与发射波束电子聚焦时完全一样，所不同

的是，发射时是采取数字延迟方式，而接收时必须采用具有大动态范围的模拟延迟，以达到对波束指向

性和聚焦控制，并要使声束聚焦点沿指定方向上的移动速度等于声速，焦点移动与回波同步，这就是电

子动态聚焦．电子动态聚焦提高了横向分辨力．

电子动态聚焦虽然提高横向分辨力，但是增大了发射和接收时换能器的有效孔径，随着

孔径的增大声束在近场区也增大了，这样在探头近区的分辨力急骤降低，得不到体表区组织的良好图

像．因此，利用改变孔径的技术来提高近场分辨力；发射时，以一定数阵元组合进行，接收时，在近场

区减少阵元接收，然后，随着距离的增加，分段增加接收波的阵元数，达到可变孔径的接收，这样，既

改善近区的分辨力．又提高中、深处的横向分辨力．

２．谐波成像技术

近年来，多家超声诊断仪生产公司开发了能在血液中产生微小气泡的超声对比剂（造影剂），这种

微小气泡在超高频（20—50MHz）的超声束的辐射下,会发生向各个方向的散射超声波,散射波的声强IS，

正比于入射波的声强IＯ，而散射波的频率ＦS不变（忽略多普勒频移时，ＦS=FＯ）.在此条件下，与

其他任何一种散射体相似，气泡在散射过程前后不发生变化。直径为m~7m的微气泡对几兆赫的脉冲

振荡具有强烈的谐振特性。因此，上面所说的线性范围仅限于很低幅度的超声，并且其极限与周围液体

的粘度有关。在适度声强幅度情况下，气泡响应变为非线性，在发射频率Ｆ0的倍数处可以测到较大的谱

峰，随着入射声强的增加，谐波谱峰快速增加。

超声与微气泡间的互作用是非常复杂的，可呈现出声化学、声致发光等各种物理现象。在较大幅度声压

作用下，微气泡呈现非线性现象．

对比度增强溶剂可使回波信号增强10dB～25dB，这对于频谱多普勒和彩色血流图的影响十分

惊人．过去不能检测到的小血管血流或很深的血管情况，现在可以在彩色血流成像仪中看到了．这就是

谐波成像在现代超声设备的很重要的标志性功能．谐波成像中有反向脉冲成像、相干相位成像,能量反相

脉冲和脉冲消减等技术．谐波成像具有许多优点，如：成像频率高，分辨力高，噪声干扰少，固有图像

信噪比高，它采用较低的基频，可以穿透较深的距离等．

高频和超高频超声成像，主要应用于眼科和皮肤科，对眼前房角膜和皮肤等浅表组织进行成

像．

３、图像的帧相关处理技术

众所周知，由于超声束的空间分辨力有限，及噪声等因素造成了超声图像中的斑点噪声，这

是超声显像系统中一个固有的问题。随机出现的亮点属于图像中的高频噪声，消除的方法自然是做低通

滤波。

低通滤波可以在空域中或者在频域中进行。在超声图像处理中考虑到实时处理的要求，及尽量减小存贮

器容量等因素，比较实用的方法还是递归滤波方法。所谓“帧相关”就是一种简单的递归滤波方法．

４．多维超声成像技术

多维超声成像技术分为静态三维超声成像和动态三维超声成像．．三维超声扫描是通过

旋转或摆动两维扫查平面而实现的，也就是说，三维超声成像必须通过立体扫描来实现．要构成完整的

三维体积图像，通常需要60～120帧二维截面图，构成静态三维超声成像；三维图像的采集时间需要数

秒钟．

因为目前的超声成像技术中，要采集完成一个完整的三维体回波信息需要数秒时间，为

了对心脏等运动脏器作三维成像，一些公司推出了用心电信号同步的动态三维成像系统，其中最成熟的

是采用食道探头扫查来产生心脏的动态三维图象，动态三维也称四维图象，除了空间的三维外，增加了

时间维．

动态三维探头是由一组半圆形塑料环组成的一个易于弯曲的柔韧的食道探头，换能器置

于探头的末端，并且放在水囊内，以便获得最好的声耦合。当探头插入食道后，探头的远端部分应用拉

紧、伸直的原理而被拉直成坚挺的管道，此时换能器便可自由地在管道内上下移动。图像的采集从管道

的最末端位置作为起点，换能器作扇形扫查，在一个完整的心电R-R间隔内，在排除呼吸影响的情况下，

采集30帧扇形图像存入存贮器，然后，步进电机按预先选好的进程量将换能器向上移动到下一个扫查平

面位置，进行第二个平面的图像采集。这样一个平面一个平面的图像逐一采集和存贮，直至完成全部采

集过程，形成了一个四维图像数据阵列。假定R-R间隔为600ms（扫查一个平面），设效率为50％时，

完成100个平面图像的采集时间约为2min。

5．其他成像技术

（１）全数字探头这是一种在探头内能进行Ａ／Ｄ转换，并由计算机控制的全数

字化波束形成器，来控制脉冲产生的超声探头．实现全数字化探头，能大大降低图像噪声，目前超声诊

断仪的热噪声约是5--10V的水平．

（２）SonoCT技术这是一种由Philips公司首先推出(发明)的，超声计算机断层扫

描成像技术．

（３）CodeScan技术这是一种由GE公司首先推出(发明)的，能进行B-flow灰阶

血流成像技术．

(一）盲区

盲区是指B超设备可以识别的最近回波目标深度。盲区小则有利于检查出接近体表的病灶，这一性能主

要取决于放大器的特性和可变孔径技术的牲能。此外减小进入放大器的发射脉冲幅度和调节放大器时间

常数，也会影响盲区大小。但是，对加有水囊的换能器测试，其盲区无意义。

(二)探测深度

B超设备在图像正常显示、允许的最大灵敏度和亮度条件下，所观测到回波目标的最

大深度称为探测深度。该值越大，越能在生物体内更大范围进行检查。影响这一性能的因素有以下几种

原因：

1．换能器灵敏度

换能器在发射和接收超声波过程中，实现了电→声和声→电转换效能。灵敏度越高，探测深度越大。灵

敏度主要取决于晶片的机电性能和换能器声、电匹配层的匹配状况。

2.发射功率

提高换能器辐射的声功率可提高探测深度。但是提高声功率要增大电路的发射电压。这不仅给整机设计

带来困难，而且必须限制声功率在安全剂量阈值内，其安全剂量阈值的技术指标常用声强来表示，即声

强应不大于10mW/cm2。

3.接收放大器增益

提高接收放大器增益可提高探测深度。但是放大器增益的提高，在放大回波弱信号的同时，也放大了系

统噪声信号，从而使有用信号淹没在噪声中，故增益要适中。

4.工作频率

生物体内组织的声衰减系数与频率成直线性关系。频率越低，波长越长，其幅值衰减越小，则探测深度

越大，但分辨力变差了。相反，频率越高，探测深度越小，但分辨力变好了。为了提高整机的工作性能，

一般采取动态频率扫描和动态跟踪滤波技术，使高分辨力和探测深度得以兼顾应用。尽管如此，为了满

足临床的需要，仍需要设计不同频率的换能器来诊断生物体的不同部位。

(三)轴向分辨力（纵向分辨力）

指沿声束轴线方向，在B超图像显示中能够分辨两个回波目标的最小距离。该值越小，

声像图上纵向界面的层理越清晰。对于连续超声波，可达到的理论分辨力等于半个波长。因此，频率越

高，分辨力越好。由于生物组织界面并不是完全相同的靶点，所以实际中不可能达到理论分辨力的数值，

而是相当于2～3个波长数值。在超声脉冲回波系统，轴向分辨力与超声脉冲的有效脉宽（持续时间）有

关。脉冲越窄，轴向分辨力越好，为了提高这一特性，目前换能器普遍采用多层最佳阻抗匹配技术，同

时在改善这一特性中，为了保证脉冲前沿陡峭，在接收放大器中各厂家都采用了最好的动态跟踪滤波器。

(四)侧向分辨力（横向分辨力）

指在超声束的扫查平面内，垂直于声束轴线的方向上能够区分两上回波目标的最小距

离。该值越小，声像图横向界面的层理越清晰。其影响因素包括：

1．声束宽度

声束越窄，侧向分辨力越好。而声束宽度与晶片直径和工作频率有关。但是换能器尺寸不可能做得很大，

频率不能无限高。因此设计者采取了透镜、可变孔径技术，在设计中应用了分段动态聚焦和连续动态聚

焦，从而提高了侧向分辨力。

2.系统动态范围

在换能器产生的有方向性声场内，声压（或声强）并不是均匀分布的。一般有这样的规律，随着增益的

升降声束宽度相应地变宽和变窄，而目标回波声像的横向尺寸也相应地拉长和缩短。

3.显示器亮度和媒质衰减系数

显示器亮度和媒质衰减系数等都会影响侧向分辨力，所以在测量侧向分辨力时，一定要将设备的增益和

亮度调到最佳状况。

（五）几何位置示值误差

指B超设备显示的和测量的实际目标尺寸和距离的准确度。在实际应用中主要测量纵向

几何位置示值误差和横向几何位置示值误差。这个技术参数对测量生物体内病灶尺寸是很有影响的，涉

及到诊断与治疗的一致性。影响这一准确度的因素,与声速设定和扫描规律形式有关的扇形图像的均匀

性，它比平面线阵扫描几何位置准确度差些。

(六)声束切片厚度

指线阵、凸阵和相控阵换能器在垂直于扫描平面方向上的厚度。切片越薄，图像越清晰，

反之会导致图像压缩，产生伪像。切片厚度取决于晶片短轴方向的尺寸和固有频率。解决方法：通常在

晶片前加装聚焦声透镜和在整机中采用聚焦技术。

(七)对比度分辨力

指在图像上能够检测出的回波幅度的最小差别。对比度分辨力越好，图像的层次感越强，

细节信息越丰富，图像越细腻柔和。影响这一因素的原因,主要取决于声信号的频宽和显示电路的灰阶。

(八)工作频率、带宽、重复频率

１．工作频率

工作频率是指超声探头发射频率，它既与探头晶振的固有频率有关，也与发射振荡电路的其他参数有关．

２．带宽

在脉冲回波系统中所发射的是脉冲超声波，这种脉冲群只有很短的持续时间．根据频谱分析可知，一个

脉冲包含有许多谐波，即有一个频带的宽度；这个含有许多谐波的宽带就称为带宽；其最大能量集中在

中心频率附近．同时也可推知：当脉冲频率为１.MHz时，其脉冲群的持续时间只有1s(微秒)；而Ｂ

型超声诊断仪的实际脉冲（工作）频率是大于１.MHz的，则持续时间是小于1s(微秒)．．

３．重复频率

超声诊断仪发射的超声波是脉冲信号；按一定时间间隔重复地发射同样的脉冲信号，此时间间隔称为重

复周期Ｔ，脉冲每秒钟出现的次数称为重复频率Ｆ，脉冲持续时间称为脉冲宽度Ｗ．

重复频率越小，超声探测深度越深．超声发射脉冲的带宽（频带）越宽，其纵向分辨力越高．

(九)发射功率

提高换能器辐射的声功率可提高探测深度。但是提高声功率要增大电路的发射电压。这

不仅给整机设计带来困难，而且必须要限制声功率在安全剂量阈值内设计和使用，尤其对胎儿和儿童要

减少和避兔使用超声作检查，必要使用时必须使用低功率的超声诊断仪；超声发射功率的技术指标用声

强来表示，超声诊断仪的声强不得大于10mW/cm2。

超声诊断仪的发射功率，与探头晶片的机电转换系数，发射电路储能电容的容量及发射

脉冲的重复频率是正比关系，与探头晶片面积成反比。