超聲設(shè)備基礎(chǔ)

1、第三章    超聲設(shè)備基礎(chǔ)  一 醫(yī)學(xué)超聲設(shè)備的分類 醫(yī)學(xué)超聲影像設(shè)備根據(jù)其原理、任務(wù)和設(shè)備體系等，可以劃分為很多類型。 1.以獲取信息的空間分類 (1)一維信息設(shè)備 如型、型、型。 (2)二維信息設(shè)備 如扇形掃查型、線性掃查型、凸陣掃查型等。 (3)三維信息設(shè)備 即立體超聲設(shè)備。 2.按超聲波形分類 (1)連續(xù)波超聲設(shè)備 如連續(xù)波超聲多譜勒血流儀。 (2)脈沖波超聲設(shè)備 如型、型、型超聲診斷儀。 3.按利用的物理特性分類 (1)回波式超聲診斷儀 如型、型、型、型等。 (2)透射式超聲診斷儀 如超聲顯微鏡及超聲全息成像系統(tǒng)。 4.按醫(yī)學(xué)超聲設(shè)備體系分類 (1)型超

2、聲診斷儀 將產(chǎn)生超聲脈沖的換能器置于人體表面某一點(diǎn)上，聲束射入體內(nèi)，由組織界面返回的信號(hào)幅值，顯示于屏幕上，屏幕的橫坐標(biāo)表示超聲波的傳播時(shí)間，即探測(cè)深度，縱坐標(biāo)則表示回波脈沖的幅度（amplitude），故稱型。 (2)型超聲診斷儀 將型方法獲取的回波信息，用亮度調(diào)制方法，加于CRT陰極（或柵極）上，并在時(shí)間軸上加以展開(kāi)，可獲得界面運(yùn)動(dòng)（motion）的軌跡圖，尤其適合于心臟等運(yùn)動(dòng)器官的檢查。 (3)型超聲診斷儀 又稱型超聲斷面顯像儀，它用回波脈沖的幅度調(diào)制顯示器亮度，而顯示器的橫坐標(biāo)和縱坐標(biāo)則與聲速掃描的位置一一對(duì)應(yīng)，從而形成一幅幅亮度（brightness）調(diào)制的超聲斷面影像。故稱型。型超

3、聲診斷儀又可分為如下幾類：扇形掃描型超聲診斷儀 包括高速機(jī)械扇形掃描、凸陣扇形掃描、相控陣扇形掃描等；線性掃描型超聲診斷儀；復(fù)合式型超聲診斷儀 它包括線性掃描與扇形掃描的復(fù)合以及型、型、型等工作方式的復(fù)合，極大地增強(qiáng)了型超聲設(shè)備的功能。 (4)型超聲多普勒診斷儀 利用多普勒效應(yīng)，檢測(cè)出人體內(nèi)運(yùn)動(dòng)組織的信息，多普勒檢測(cè)法又有連續(xù)波多普勒（）和脈沖多普勒（）之分。 (5)型和型超聲成像儀 型探頭移動(dòng)及其同步掃描呈 “ ” 字形，顯示的聲像圖與聲束的方向垂直，即相當(dāng)于線斷層像，型是型的一種曲面形式，由多個(gè)切面像構(gòu)成一個(gè)曲面像，近似三維圖像。 (6)PPI型掃查(P1an Position Indic

4、ation) 又稱 P 型顯示，它可視為一種持殊的 B 型顯示，超聲換能器置于圓周的中心，用機(jī)械方法對(duì)被檢體作圓形視野掃查。徑向旋轉(zhuǎn)掃查線與顯示器上的徑向掃描線作同步的旋轉(zhuǎn)。掃查中接收到的回波用輝度調(diào)制方式顯示，從而可得到一幅圓形平面位置顯示圖象。 (7)超聲全息診斷儀 它沿引于光全息概念，應(yīng)用兩束超聲波的干涉和衍射來(lái)獲取超聲波振幅和相位的信息，并用激光進(jìn)行重現(xiàn)出振幅和相位。 (8)超聲 超聲是-理論的移植和發(fā)展，用超聲波束代替射線，并由透射數(shù)據(jù)進(jìn)行如同-那樣的影像重建，就成為超聲，其優(yōu)點(diǎn)：無(wú)放射線損傷；能得到與-及其它超聲方法不同形式的診斷信息。 二 超聲設(shè)備的基本原理結(jié)構(gòu) 1A型超聲 &#

5、160;   A型超聲診斷儀因其回聲顯示采用幅度調(diào)制(amplitude modulation)而得名。A型顯示是超聲診斷儀最基本的一種顯示方式，即在陰極射線管(CRT)熒光屏上，以橫坐標(biāo)代表被探測(cè)物體的深度，縱坐標(biāo)代表回波脈沖的幅度，故由探頭(換能器)定點(diǎn)發(fā)射獲得回波所在的位置可測(cè)得人體臟器的厚度、病灶在人體組織中的深度以及病灶的大小。根據(jù)回波的其他一些特征，如波幅和波密度等，還可在一定程度上對(duì)病灶進(jìn)行定性分析。     A型超聲診斷儀原理見(jiàn)圖3-1，適應(yīng)于醫(yī)學(xué)各科的檢查，從人的腦部直至體內(nèi)臟器。其中應(yīng)用最多的是對(duì)肝、膽、

6、脾、腎、子宮的檢查。對(duì)眼科的一些疾病，尤其是對(duì)眼內(nèi)異物,用A型超聲診斷儀比X線透視檢查更為方便準(zhǔn)確。在婦產(chǎn)科方面，對(duì)于婦女妊娠的檢查以及子宮腫塊的檢查，也都比較準(zhǔn)確和方便。     由于A型顯示的回波圖，只能反映局部組織的回波信息，不能獲得在臨床診斷上需要的解剖圖形，且診斷的準(zhǔn)確性與操作醫(yī)師的識(shí)圖經(jīng)驗(yàn)關(guān)系很大，因此其應(yīng)用價(jià)值已漸見(jiàn)低落，即使在國(guó)內(nèi)，A型超聲診斷儀也很少生產(chǎn)和使用了。 圖 3-1 A型超聲原理 2M型超聲     M型超聲成像診斷儀適用于對(duì)運(yùn)動(dòng)臟器，如心臟的探查。由于其顯示的影像是由運(yùn)動(dòng)回波信號(hào)對(duì)顯示

7、器掃描線實(shí)行輝度調(diào)制，并按時(shí)間順序展開(kāi)而獲得一維空間多點(diǎn)運(yùn)動(dòng)時(shí)序（motion-time）圖，故稱之為M型超聲成像診斷儀，其所得的圖像也叫作超聲心動(dòng)圖。     M型超聲診斷儀發(fā)射和接收工作原理參見(jiàn)圖3-2（a），與A型有些相似，不同的是其顯示方式。對(duì)于運(yùn)動(dòng)臟器，由于各界面反射回波的位置及信號(hào)大小是隨時(shí)間而變化的，如果仍用幅度調(diào)制的A型顯示方式進(jìn)行顯示，所顯示波形會(huì)隨時(shí)間而改變，得不到穩(wěn)定的波形圖。因此，M型超聲診斷儀采用輝度調(diào)制的方法，使深度方向所有界面反射回波用亮點(diǎn)形式在顯示器垂直掃描線上顯示出來(lái)，隨著臟器的運(yùn)動(dòng)，垂直掃描線上的各點(diǎn)將發(fā)生位置上的變動(dòng)

8、，定時(shí)地采樣這些回波并使之按時(shí)間先后逐行在屏上顯示出來(lái)。圖3-2（b）為一幅心臟博動(dòng)時(shí)測(cè)定、所獲得心臟內(nèi)各反射界面的活動(dòng)曲線圖?？梢钥闯?，由于臟器的運(yùn)動(dòng)變化，活動(dòng)曲線的間隔亦隨之發(fā)生變化，如果臟器中某一界面是靜止的，活動(dòng)曲線將變?yōu)樗街本€。 圖3-2M型超聲診斷儀原理與成像     M型超聲診斷儀對(duì)人體中的運(yùn)動(dòng)臟器，如心臟、胎兒胎心、動(dòng)脈血管等功能的檢查具有優(yōu)勢(shì)，并可進(jìn)行多種心功能參數(shù)的測(cè)量，如心臟瓣膜的運(yùn)動(dòng)速度、加速度等。但M型顯示仍不能獲得解剖圖像，它不適用于對(duì)靜態(tài)臟器的診查。 3B型超聲     為了獲得人體

9、組織和臟器解剖影像，繼A型超聲診斷儀應(yīng)用于臨床之后，B型、P型、BP型、C型和F型超聲成像儀又先后問(wèn)世，由于它們的一個(gè)共同特點(diǎn)是實(shí)現(xiàn)了對(duì)人體組織和臟器的斷層顯示，通常將這類儀器稱為超聲斷層掃描診斷儀。     雖然B型超聲成像診斷儀因其成像方式采用輝度調(diào)制(brightness modulation)而得名，其影像所顯示的卻是人體組織或臟器的二維超聲斷層圖(或稱剖面圖)，對(duì)于運(yùn)動(dòng)臟器，還可實(shí)現(xiàn)實(shí)時(shí)動(dòng)態(tài)顯示，所以，B型超聲成像儀與A型、M型超聲診斷儀在結(jié)構(gòu)原理上都有較大的不同。     B型超聲成像儀和M型一樣采用輝

10、度調(diào)制方式顯示深度方向所有界面反射回波，但探頭發(fā)射的超聲聲束在水平方向上卻是以快速電子掃描的方法(相當(dāng)于快速等間隔改變A超探頭在人體上的位置)，逐次獲得不同位置的深度方向所有界面的反射回波，當(dāng)一幀掃描完成，便可得到一幅由超聲聲束掃描方向決定的垂直平面二維超聲斷層影像，稱之為線形掃描斷層影像。也可以通過(guò)改變探頭的角度(機(jī)械的或者電子的方法)，從而使超聲波束指向方位快速變化，使每隔一定小角度，被探測(cè)方向不同深度所有界面的反射回波，都以亮點(diǎn)的形式顯示在對(duì)應(yīng)的掃描線上，便可形成一幅由探頭擺動(dòng)方向決定的垂直扇面二維超聲斷影像，稱之為扇形掃描斷層影像。     如果

11、以上提到的2種超聲影像，其獲取回波信息的波束掃描速度相當(dāng)快，便可以滿足對(duì)運(yùn)動(dòng)臟器的穩(wěn)定取樣，因而，連續(xù)不斷地掃描，便可以實(shí)現(xiàn)實(shí)時(shí)動(dòng)態(tài)顯示，觀察運(yùn)動(dòng)性臟器的動(dòng)態(tài)情況。 圖3-3 B型超聲斷層掃描與成像     線掃式斷層B型超聲波診斷儀適用于觀察腹部臟器，如對(duì)肝、膽、脾、腎、子宮的檢查，而扇掃斷層B型超聲波診斷儀適用于對(duì)心臟的檢查?，F(xiàn)代B型超聲波診斷儀通常同時(shí)具備以上2種探查功能，通過(guò)配用不同的超聲探頭，方便地進(jìn)行轉(zhuǎn)換。圖3-3顯示2種超聲斷層影像。 4C型超聲     C 型掃查，又稱C型顯示，“特定深度掃查”(c

12、onstant depth mode)。與B型掃查一樣都是輝度調(diào)制的二維切面象顯示方式，所不同的是 B 型掃查所獲得的是超聲波束掃查平面本身的切面象，即縱向切面象。而 C 型掃查所獲得的是距離探頭某一特定深度，與掃查聲束軸向相垂直的切面象，即橫向切面象。可見(jiàn)， C 型顯象平面與 B 型顯象平面是相互垂直的，改變 C 型掃查深度，便可獲得若干不同深度的 C 型切面圖象。 C 型掃查顯象法與 X 線熒光屏成象法很相似，臨床放射醫(yī)學(xué)家對(duì) C 型圖象的解析比 B 型掃查圖象更為熟悉些，因此 C 型掃查是很早被利用的一種掃查技術(shù)?？上в捎?C 型掃查的靈敏度較低，顯象速度不易提高，使 C 型掃查技術(shù)的發(fā)

13、展受到限制。     早期C型掃查為機(jī)械式的單晶片掃查。探頭在機(jī)械掃描器的驅(qū)動(dòng)下，對(duì)被掃查部位進(jìn)行“ z ”字型， X 、 Y 兩維掃描。為提高顯象速度，有將單晶片探頭改用多晶元線陣探頭，用電子方法實(shí)現(xiàn)高速的 Y 向掃查，用機(jī)械方法驅(qū)動(dòng)線陣探頭 X 向平移。獲得等深度的 C 型掃查，如圖 3-4(a) 所示。也有用機(jī)械方法驅(qū)動(dòng)線陣探頭作旋轉(zhuǎn)或擺動(dòng)獲得等深度弧面 C 型掃查，如圖 3-4(b) 。 圖 3-4 C型超聲原理 5D型超聲     D型超聲成像診斷儀也即超聲多普勒診斷儀，它是利用聲學(xué)多普勒原理，對(duì)運(yùn)動(dòng)中的

14、臟器和血液所反射回波的多普勒頻移信號(hào)進(jìn)行檢測(cè)并處理，轉(zhuǎn)換成聲音、波形、色彩和輝度等信號(hào)，從而顯示出人體內(nèi)部器官的運(yùn)動(dòng)狀態(tài)。超聲多普勒診斷儀主要分為3種類型：即連續(xù)式超聲多普勒(continuous wave doppler)成像診斷儀、脈沖式超聲多普勒(pulsed wave doppler)成像診斷儀及實(shí)時(shí)二維彩色超聲多普勒血流成像(color doppler flow image)診斷儀。     連續(xù)式超聲多普勒成像儀被最早應(yīng)用。它是由探頭中的一個(gè)換能器發(fā)射出某一頻率的連續(xù)超聲波信號(hào)，當(dāng)聲波遇到運(yùn)動(dòng)目標(biāo)血流中的紅細(xì)胞群，則反射回來(lái)的信號(hào)已是變化了頻

15、率的超聲波。探頭內(nèi)的另外一個(gè)換能器將其檢測(cè)出來(lái)轉(zhuǎn)成電信號(hào)后送入主機(jī)，經(jīng)高頻放大后與原來(lái)的發(fā)射頻率電信號(hào)進(jìn)行混頻、解調(diào)，取出差頻信號(hào)根據(jù)處理和顯示方式的不同，可轉(zhuǎn)換成聲音、波形或血流圖以供診斷。這種方式由于難以測(cè)定距離，不能確定器官組織的位置，給應(yīng)用診斷造成諸多不便。     脈沖式超聲多普勒成像儀是以斷續(xù)方式發(fā)射超聲波信號(hào)，因此稱為脈沖式。它由門控制電路來(lái)控制發(fā)射信號(hào)的產(chǎn)生和選通回聲信號(hào)的接收與放大，借助截取回聲信號(hào)的時(shí)間段來(lái)選擇測(cè)定距離，鑒別器官組織的位置。由于發(fā)射和接收的信號(hào)為脈沖式，就可以由探頭內(nèi)的一個(gè)換能器來(lái)完成發(fā)射和接收雙重任務(wù)，這對(duì)于簡(jiǎn)化探頭

16、機(jī)械結(jié)構(gòu)，避免收、發(fā)信號(hào)之間的不良藕合，提高影像質(zhì)量都是十分有益的。隨著脈沖多普勒技術(shù)、方向性探測(cè)、頻譜處理和計(jì)算機(jī)編碼技術(shù)的采用及發(fā)展，超聲多普勒診斷儀不僅能夠?qū)嚯x進(jìn)行分辨，又能判定血流的方向和速度，以多種形式提供診斷信息給醫(yī)生，使其測(cè)量水平由定性邁向定量。     實(shí)時(shí)二維彩色超聲多普勒血流成像診斷儀是80年代后期心血管超聲多普勒診斷領(lǐng)域中的最新科技成果。它將脈沖多普勒技術(shù)與二維（B型）實(shí)時(shí)超聲成像和M型超聲心動(dòng)圖結(jié)合起來(lái)，在直觀的二維斷面實(shí)時(shí)影像上，同時(shí)顯現(xiàn)血流方向和相對(duì)速度，提供心血管系統(tǒng)在時(shí)間和空間上的信息。進(jìn)而通過(guò)計(jì)算機(jī)的數(shù)字化技術(shù)和影像處

17、理技術(shù)，使其在影像診斷儀器的構(gòu)架上兼具了生理監(jiān)測(cè)的功能，提供諸如血流速度、容積、流量、加速度、血管徑、動(dòng)脈指數(shù)等極具價(jià)值的信息，這就是俗稱的 “ 彩超 ” 或 “ 彩色多普勒 ” 。 6 F型超聲     F型掃查，又稱F型顯示。它與C型掃進(jìn)原理上是相似的區(qū)別僅在于：在掃查一幅圖象的過(guò)程中， C 型掃查平面距探頭的深度是不變的，而 F 型掃查面距探頭的深度是一變量，不是一個(gè)常量。根據(jù)成像需要可作相應(yīng)變動(dòng)，從而可獲得斜面、曲面的 F 型圖象，如圖 3-5 所示。 圖3-5 F型超聲掃描原理 7P型超聲     又稱

18、P 型顯示，它可視為一種持殊的 B 型顯示，超聲換能器置于圓周的中心，徑向旋轉(zhuǎn)掃查線與顯示器上的徑向掃描線作同步的旋轉(zhuǎn)。主要適用于對(duì)肛門、直腸內(nèi)腫瘤、食道癌及子宮頸癌的檢查，亦可用于對(duì)尿道、膀胱的檢查。 P 型超聲診斷儀所使用的探頭稱為徑向掃描探頭，如尿道探頭，直腸探頭都屬于徑向掃描探頭。掃描時(shí)探頭置于體腔內(nèi)，如食道、胃或直腸等。 圖 3-6 P 型超聲示意圖三 醫(yī)用超聲探頭     超聲診斷儀是通過(guò)探頭產(chǎn)生入射超聲波(發(fā)射波)和接收反射超聲波(回波)的，它是診斷設(shè)備的重要部件。高頻電能激勵(lì)探頭中的晶體產(chǎn)生機(jī)械振動(dòng)，反射超聲波的機(jī)械振動(dòng)又可以通過(guò)探頭轉(zhuǎn)換

19、為電脈沖。也就是說(shuō)探頭能將電能轉(zhuǎn)換成聲能，又能夠?qū)⒙暷苻D(zhuǎn)換成電能，所以探頭又稱做超聲換能器。其原理來(lái)自于晶體的壓電效應(yīng)。 1.壓電效應(yīng)     壓電效應(yīng)泛指晶體處于彈性介質(zhì)中所具有的一種聲-電可逆特性，此現(xiàn)象為法國(guó)物理學(xué)者居里兄弟于1880年所發(fā)現(xiàn)，故也稱居里效應(yīng)（圖3-7）。 圖3-7晶體的壓電效應(yīng)     具有壓電效應(yīng)性質(zhì)的晶體,稱為壓電晶體。目前常用于超聲探頭的晶體片有鋯酸鉛、鈦酸鋇、石英、硫酸鋰等人工或天然晶體。鈦酸鋇及鋯酸鉛是在高溫下燒結(jié)的多晶陶瓷體，把毛坯燒結(jié)成陶瓷體后，經(jīng)過(guò)適當(dāng)?shù)难心バ拚?，得到所需的?/p>

20、何尺寸，再用高壓直流電場(chǎng)極化后,就具有壓電性質(zhì)，成為換能器件。 ( 1)正壓電效應(yīng) 在晶體或陶瓷的一定方向上，加上機(jī)械力使其發(fā)生形變，晶體或陶瓷的兩個(gè)受力面上，產(chǎn)生符號(hào)相反的電荷;形變方向相反，電荷的極性隨之變換，電荷密度同外施機(jī)械力成正比，這種因機(jī)械力作用而激起表面電荷的效應(yīng)，稱為正壓電效應(yīng)，如圖3-7（a）。 (2)逆壓電效應(yīng) 在晶體或陶瓷表面沿著電場(chǎng)方向施加電壓，在電場(chǎng)作用下引起晶體或陶瓷幾何形狀應(yīng)變，電壓方向改變，應(yīng)變方向亦隨之改變，形變與電場(chǎng)電壓成比例，這種因電場(chǎng)作用而誘發(fā)的形變效應(yīng)，稱為逆壓電效應(yīng)，如圖3-7（b）。     一般情況下，壓電

21、效應(yīng)是線性的，然而，當(dāng)電場(chǎng)過(guò)強(qiáng)或壓力很大時(shí)，就會(huì)出現(xiàn)非線性關(guān)系。     晶體和陶瓷片因切割方位和幾何尺寸的不同，產(chǎn)生機(jī)械振動(dòng)的固有頻率也不同,當(dāng)外加的交變電壓的頻率與固有頻率一致時(shí)，產(chǎn)生的機(jī)械振動(dòng)最強(qiáng);當(dāng)外加的機(jī)械力的頻率與固有頻率一致時(shí)，所產(chǎn)生的電荷也最多。在超聲波診斷儀中激勵(lì)脈沖的頻率必須與探頭的固有頻率相同。 2.壓電換能器的特性 壓電換能器的特性參量很多，現(xiàn)只簡(jiǎn)單介紹以下3種。 (1)頻率特性 壓電換能器的晶體本身是一個(gè)彈性體，因此有其固有的諧振頻率，當(dāng)所施力的頻率等于其固有頻率時(shí)，它將產(chǎn)生機(jī)械諧振，由于正壓電效應(yīng)而產(chǎn)生最大電信號(hào)。另一方面，當(dāng)

22、所施加電的頻率和壓電晶體固有頻率一致時(shí)，由于逆壓電效應(yīng)則應(yīng)發(fā)生機(jī)械諧振，諧振時(shí)振幅最大，彈性能量也最大，這時(shí)，壓電晶體獲得最大形變振動(dòng),通過(guò)介質(zhì)產(chǎn)生超聲波輸出。實(shí)驗(yàn)證明，當(dāng)所施加力或電的頻率不與晶體固有頻率一致時(shí)，壓電換能器晶體產(chǎn)生的電信號(hào)幅度和變形振動(dòng)幅度都將變小，可見(jiàn)，它們都是頻率的函數(shù)。 圖3-8壓電晶體的電流-頻率特性 如果對(duì)壓電晶體施加一定值的電壓，改變所加電壓的頻率，回路電流或阻抗將隨其變化，當(dāng)電壓頻率為某一頻率fm時(shí)，電流出現(xiàn)最大值Imax，當(dāng)電壓頻率為另一頻率fn時(shí)，電流出現(xiàn)最小值Imin。壓電晶體的電流隨頻率而變化的現(xiàn)象（見(jiàn)圖3-8），說(shuō)明了壓電換能器晶體的等效阻抗是一個(gè)隨頻

23、率而變化的量。如果繼續(xù)增加電壓的頻率，還可以發(fā)現(xiàn)有規(guī)律地出現(xiàn)一系列電流的波動(dòng)，且波動(dòng)的最大值(對(duì)應(yīng)fm1、fm2)是依次減小的，而波動(dòng)最小值(對(duì)應(yīng)fn1、fn2則是依次增大的，fm稱為壓電振子的最小阻抗頻率(又可稱為最大傳輸頻率);fn稱為最大阻抗頻率(又可稱為最小傳輸頻率)。 (2)換能特性 換能器的換能特性包括兩個(gè)方面:電能機(jī)械能超聲能，超聲能機(jī)械能電能。前者屬于發(fā)射過(guò)程，后者屬于接收過(guò)程。能量間轉(zhuǎn)換必然產(chǎn)生損失(產(chǎn)生了無(wú)益的能耗)，以轉(zhuǎn)換效率來(lái)表征換能器這一性能： 電機(jī)轉(zhuǎn)換效率=輸出的機(jī)械功率輸入的電功率 機(jī)聲轉(zhuǎn)換效率=輻射的超聲功率輸入的機(jī)械功率 因此：電聲轉(zhuǎn)換效率=輻射的超聲功率輸入

24、的電功率 (3)暫態(tài)特性 超聲診斷儀的換能器大多工作于脈沖狀態(tài)，換能器對(duì)脈沖的響應(yīng)速率稱為暫態(tài)特性，這也是一項(xiàng)重要指標(biāo)。換能器的暫態(tài)特性與其頻率特性是有關(guān)系的，簡(jiǎn)言之，換能器的頻譜越寬，它的暫態(tài)特性也越好，可允許的超聲脈沖的寬度越窄。在這里，所描述的脈沖寬度是指斷續(xù)發(fā)射出超聲的時(shí)間長(zhǎng)度，單位是秒(s)，它與頻率（超聲波每秒振動(dòng)的次數(shù)）是不同的。 3 超聲探頭的類別 超聲探頭可以從以下不同方面來(lái)分類，它們是:按診斷部位分類，有眼科探頭、心臟探頭、腹部探頭、顱腦探頭、腔內(nèi)探頭和兒童探頭等之分（圖3-9）；按應(yīng)用方式分類，有體外探頭、體內(nèi)探頭、穿刺活檢探頭之分;按探頭中換能器所用振元數(shù)目分類，又有單

25、元探頭和多元探頭之說(shuō);按波束控制方式分類，則有線掃探頭、相控陣探頭、機(jī)械扇掃探頭和方陣探頭等;按探頭的幾何形狀分類(這是一種慣用的分類方法)，則有矩形探頭、柱形探頭、弧形探頭(又稱凸形)、圓形探頭等。還有其它的一些分類方法,這里不一一進(jìn)行介紹。通常工作中，習(xí)慣使用較多的是按、3種方式分類。以下僅就最常見(jiàn)典型探頭加以介紹。 圖3-9應(yīng)用在不同診斷部位的各類超聲探頭 1.柱形單振元探頭     柱形單振元探頭主要用于A超和M超，又稱筆桿式探頭。目前在經(jīng)顱多普勒（TCD）及胎心監(jiān)護(hù)儀器中亦用此探頭。由于它是各型超聲成像儀用探頭的結(jié)構(gòu)基礎(chǔ)，特此作一介紹。 (1)

26、 結(jié)構(gòu) 柱形單振元探頭的基本結(jié)構(gòu)如圖3-10所示。 圖3-10柱形單振元探頭結(jié)構(gòu)剖面圖 它主要由5部分組成:壓電晶體，用于接收電脈沖產(chǎn)生機(jī)械超聲振動(dòng)，完成聲-電和電-聲轉(zhuǎn)換工作。其幾何形狀和尺寸是根據(jù)診斷要求來(lái)設(shè)計(jì)的，上、下電極分別焊有一根引線，用來(lái)傳輸電信號(hào);墊襯吸聲材料，用于衰減并吸收壓電振子背向輻射的超聲能量，使之不在探頭中來(lái)回反射而使振子的振鈴時(shí)間加長(zhǎng)，因此要求墊襯具有較大的衰減能力，并具有與壓電材料接近的聲阻抗，以使來(lái)自壓電振子背向輻射的聲波全部進(jìn)入墊襯中并不再反射回到振子中去，吸聲材料一般為環(huán)氧樹(shù)脂加鎢粉，或鐵氧體粉加橡膠粉配合而成;聲學(xué)絕緣層，防止超聲能量傳至探頭外殼引起反射，造

27、成對(duì)信號(hào)的干擾;外殼，作為探頭內(nèi)部材料的支承體，并固定電纜引線，殼體上通常標(biāo)明該探頭的型號(hào)、標(biāo)稱頻率;保護(hù)層，用以保護(hù)振子不被磨損。保護(hù)層應(yīng)該選擇衰減系數(shù)低并耐磨的材料，由于保護(hù)層與振子和人體組織同時(shí)接觸，其聲阻抗應(yīng)接近人體組織的聲阻，并將保護(hù)層兼做為層間插入的聲阻抗?jié)u變層，其厚度應(yīng)為/4。 (2) 基本特性 超聲探頭作為一種傳感器，其最重要的性能有:特征頻率、受電激勵(lì)后振動(dòng)時(shí)間的長(zhǎng)短以及其體積的大小。     探頭的特征頻率決定于壓電晶體的厚度。給壓電晶體施加電激勵(lì)后，其前面和后面都會(huì)發(fā)出聲能，只要周圍介質(zhì)的聲阻抗與壓電晶體不一樣，部分聲能就會(huì)在前后界

28、面處反射回晶體，并以聲波形式在晶體內(nèi)以同一速度傳播。聲波傳至對(duì)面所需要的時(shí)間與晶體的厚度成正比，當(dāng)晶體厚度恰為波長(zhǎng)的一半時(shí)，反射應(yīng)力和發(fā)射應(yīng)力在每一面相互加強(qiáng)，壓電晶體產(chǎn)生共振，呈現(xiàn)最大的位移幅度。相當(dāng)于半波長(zhǎng)厚度的頻率叫壓電晶體的基礎(chǔ)共振頻率。當(dāng)晶體厚度與波長(zhǎng)相等時(shí)，每一面的應(yīng)力正好相反，位移幅度最小。由于任何頻率下的半波長(zhǎng)晶體的厚度決定于聲波在該晶體材料中的傳播速度，因此，對(duì)每一種壓電材料都必須特別計(jì)算出它的半波長(zhǎng)厚度，也就是說(shuō)，不同的壓電材料的半波長(zhǎng)厚度并不相同。由于波長(zhǎng)與頻度成反比，所以壓電元件的厚度與產(chǎn)生的頻率成反比。     傳感器受電激勵(lì)后

29、振動(dòng)時(shí)間的長(zhǎng)短影響超聲系統(tǒng)的縱向分辨力。為了追求好的縱向分辨力，通常使激勵(lì)電脈沖寬度盡量窄，然而由于超聲探頭的壓電材料對(duì)電激勵(lì)常呈較長(zhǎng)時(shí)間的反應(yīng)(即電脈沖結(jié)束后聲振蕩仍以衰減振蕩方式維持一段時(shí)間),此種振鈴反應(yīng)會(huì)產(chǎn)生長(zhǎng)超聲脈沖，如不予以阻尼，就會(huì)導(dǎo)致分辨力減弱。為此必須在壓電體后面放置特別的墊襯材料，利用其吸音特性產(chǎn)生阻尼，使振鈴反應(yīng)減弱,從而縮短脈沖總長(zhǎng)度。同時(shí)，此阻尼材料還可以吸收壓電晶體后面發(fā)出的聲能，否則這種能量就會(huì)在晶體中產(chǎn)生反射，干擾來(lái)自被檢介質(zhì)中的回聲。阻尼強(qiáng)的墊襯使換能器的聲脈沖時(shí)間縮短，但也使靈敏度降低;阻尼弱則有損于分辨力，卻使換能器有較佳的靈敏度。   

30、;  對(duì)于柱形單振元探頭，振元直徑的大小主要影響超聲場(chǎng)的形狀。一般來(lái)說(shuō)，振元直徑大，聲束的指向性好，并易于聚焦。當(dāng)然，當(dāng)聲窗受限制時(shí)，只能使用較小的振元。通常振元直徑在530mm范圍內(nèi)選定。 2.機(jī)械扇掃超聲探頭     機(jī)械扇形掃描超聲探頭配用于扇掃式B型超聲診斷儀，它是依靠機(jī)械傳動(dòng)方式帶動(dòng)傳感器往復(fù)搖擺或連續(xù)旋轉(zhuǎn)來(lái)實(shí)現(xiàn)扇形掃描的（圖3-11）。 圖3-11機(jī)械扇形掃描探頭工作原理示意     利用機(jī)械掃描實(shí)現(xiàn)超聲影像的實(shí)時(shí)動(dòng)態(tài)顯示，是70年代后期才趨于成熟的一項(xiàng)技術(shù)。開(kāi)始時(shí)掃描線數(shù)較少，掃描

31、角度也不大，掃描線的間隔角度的均勻性亦差,而且探頭的體積和重量都較大，操作使用十分不便。比如早期的機(jī)械扇掃探頭的重量達(dá)0.6kg以上，且掃描角度僅30°。隨著技術(shù)的進(jìn)步，到80年代中期，機(jī)械扇掃超聲換能器的產(chǎn)品性能日趨改善，重量可以做到0.2kg以下，掃描幀頻約30幀/s,掃描角度達(dá)85°，而且掃描線的均勻性也大大改善。這不僅給操作使用帶來(lái)了方便,而且使機(jī)械扇掃超聲影像的質(zhì)量獲得明顯的提高。     機(jī)械扇掃探頭除換能器聲學(xué)特性的基本要求之外，還應(yīng)滿足以下要求:保證探頭中的壓電振子作30次/s左右的高速擺動(dòng)，擺動(dòng)幅度應(yīng)足夠大；擺動(dòng)速度

32、應(yīng)均勻穩(wěn)定；整體體積小、重量輕，便于手持操作;外形應(yīng)適合探查的需要，并能靈活改變掃查方向;機(jī)械振動(dòng)及噪聲應(yīng)小到不致引起病人的緊張和煩躁。     目前來(lái)看，機(jī)械扇掃探頭主要存在的不足之處，是噪聲大和探頭壽命短。多數(shù)的機(jī)械扇掃探頭壽命僅有數(shù)千小時(shí)，對(duì)于這種結(jié)構(gòu)而言，無(wú)論是技術(shù)、工藝、或者材料都是十分難以解決的問(wèn)題。目前，機(jī)械扇掃探頭的生產(chǎn)已越來(lái)越少，大有被電子凸陣及相控陣扇掃探頭所取代的趨勢(shì)。 3.電子線陣超聲探頭     電子線陣超聲探頭配用于電子式線性掃描超聲診斷儀。其結(jié)構(gòu)如圖3-12所示，它主要由6部分組成:開(kāi)

33、關(guān)控制器、阻尼墊襯、換能器陣列、匹配層、聲透鏡和外殼。 圖3-12電子線陣探頭剖面示意 (1)開(kāi)關(guān)控制器 用于控制探頭中各振元按一定組合方式工作，若采用直接激勵(lì)，則每一個(gè)振元需要一條信號(hào)線連接到主機(jī)，目前換能器振元數(shù)已普遍增加到數(shù)百個(gè)，則與主機(jī)的連線需要數(shù)百根，這不僅使工藝復(fù)雜，因此而增加的探頭和電纜的重量也是不堪設(shè)想的。采用開(kāi)關(guān)控制器就可以使探頭與主機(jī)的連線數(shù)大大減小。 (2)阻尼墊襯 其作用與柱形單振元探頭中的墊襯作用相同，用于產(chǎn)生阻尼,抑制振鈴并消除反射干擾。阻尼墊襯材料的構(gòu)成要求亦和柱形單振元探頭相似。 (3)換能器陣列 換能器的晶體振元通常是采用切割法制造工藝，即對(duì)一寬約10mm，一

34、定厚度的矩形壓電晶體，通過(guò)計(jì)算機(jī)程控順序開(kāi)槽。開(kāi)槽寬度應(yīng)小于0.1mm，開(kāi)槽深度則不能一概而論，這是因?yàn)樗镁暮穸热Q于探頭的工作頻率，相當(dāng)于半波長(zhǎng)厚度的頻率叫做壓電晶體的基礎(chǔ)共振頻率。晶體材料的半波長(zhǎng)厚度可由下式給出。 =Cp·T·12 式中:Cp為超聲波在該材料中的傳播速度，T為工作頻率超聲波的周期。     當(dāng)換能器的工作頻率確定后，根據(jù)所用晶片材料的半波長(zhǎng)厚度，即可確定所用晶片的厚度。顯然，探頭的工作頻率越高，所用晶片的厚度則越薄。開(kāi)槽的深度主要影響振元間互相耦合的大小，振元間互耦大則相互干擾大，使收發(fā)分辨力降低。一般來(lái)說(shuō)

35、，開(kāi)槽深則互耦小。     至于每個(gè)振元的寬度，一是考慮輻射強(qiáng)度，寬度窄則振元的有效面積小，輻射強(qiáng)度小，影響探測(cè)靈敏度。二是波束和擴(kuò)散角，寬度窄則近場(chǎng)區(qū)域以外擴(kuò)散角大,聲束主瓣寬,副瓣大,橫向分辨力下降，要使副瓣小,則應(yīng)滿足振元中心間距d<1/2 。考慮以上因素，通常取單個(gè)振元寬度與厚度之比小于0.6。因此，工作頻率越高,換能器的制作困難越大。例如，對(duì)某種已選定的晶體材料而言，當(dāng)工作頻率為2.5MHz時(shí)，假設(shè)其半波長(zhǎng)厚度為0.8mm，則單個(gè)振元的寬度小于0.48mm。當(dāng)工作頻率上升到5MHz時(shí)，晶體的半波長(zhǎng)厚度僅為0.4mm，則單個(gè)振元的寬度小于0

36、.24mm。當(dāng)工作頻率為7.5MHz時(shí)，晶體半波長(zhǎng)厚度僅有0.26mm，則單個(gè)振元的寬度應(yīng)小于0.16mm。可見(jiàn)，高頻率的探頭、換能器制作工藝難度大。     為了進(jìn)一步減小互耦，線陣探頭應(yīng)滿足d< /2的條件。但前已述及，對(duì)于高頻探頭，晶片切割難度大，再考慮單片輻射面積的需要，只好折中考慮，取振元的寬、厚比為0.6，這往往并不滿足d< /2的條件。更新的設(shè)計(jì)是采用組合振元方式，即每一組激勵(lì)振元由幾個(gè)晶片組成(這樣的一個(gè)組合稱作一群)，則可以較好地解決互耦與工藝的矛盾。比如將100mm×10mm×0.8mm的壓電晶體均勻刻

37、劃成64個(gè)窄條，刻縫寬為0.05mm，每一個(gè)窄條作為一個(gè)振元，并設(shè)工作波長(zhǎng)=1.60，那么這種尺寸結(jié)構(gòu)d/ =1.55/1.601，遠(yuǎn)不能滿足d< /2的條件。而如果將此壓電晶體刻劃成256個(gè)窄條，每4個(gè)窄條作為一個(gè)振元(發(fā)射時(shí)給予同相激勵(lì))，探頭總共仍為64個(gè)振元(或稱作64群)，但尺寸結(jié)構(gòu)d/ =0.40/1.60=1/4，則可以滿足以上條件。所以采用新設(shè)計(jì)的優(yōu)點(diǎn)是顯而易見(jiàn)的，它既保證了探頭的輻射功率，又使副瓣得到壓縮。 (4)匹配層 由于聲透鏡同時(shí)與晶體振元和人體接觸，兩者的聲阻抗差別甚大壓電晶體振元的阻抗Z f (2035)×10 6 kg·s ·m

38、 2 ，人體組織的阻抗Ze(1.581.7)×10 6 kg·s ·m 2 ，難于使聲透鏡的特性阻抗同時(shí)與兩者匹配。超聲經(jīng)不同阻抗界面?zhèn)鞑?，將產(chǎn)生反射，會(huì)增加能量損耗并影響分辨力，因此，往往需要采用匹配層來(lái)實(shí)現(xiàn)探頭與負(fù)載之間的匹配。     對(duì)匹配層除厚度與聲阻抗的要求外，還要求其聲阻尼要小，以減小對(duì)超聲能量的損耗。在工藝上應(yīng)保證其同時(shí)與晶體振元和聲透鏡接觸良好。匹配層材料通常也采用環(huán)氧加鎢粉配制。 4.電子凸陣超聲探頭     凸陣探頭的結(jié)構(gòu)原理與線陣探頭相類似，只是振元排列成凸形（

39、圖3-13）。但相同振元結(jié)構(gòu)凸形探頭的視野要比線陣探頭大。由于其探查視場(chǎng)為扇形，故對(duì)某些聲窗較小的臟器的探查比線陣探頭更為優(yōu)越，比如檢測(cè)骨下臟器，有二氧化碳和空氣障礙的部位更能顯現(xiàn)其特點(diǎn)。但凸形探頭波束掃描遠(yuǎn)程擴(kuò)散，必須給予線插補(bǔ)，否則因線密度低將使影像清晰度變差。 圖3-13電子凸陣探頭示意     最后要特別提一下的是探頭的工作情況，不論是線陣探頭還是凸形探頭，探頭中的振元都不是同時(shí)被激勵(lì)的，它們總是被分組分時(shí)受激勵(lì)，而且分配的方法有多樣。 5.相控陣超聲探頭     相控陣超聲探頭可以實(shí)現(xiàn)波束扇形掃描，因此又

40、稱為相控電子扇掃探頭，它配用于相控陣扇形掃描超聲診斷儀。相控陣超聲探頭外形及內(nèi)部結(jié)構(gòu)與線陣探頭頗有相似之處。其一是所用換能器也是多元換能器陣列;其二是探頭的結(jié)構(gòu)、材料和工藝亦相近，主要由換能器、阻尼墊襯、聲透鏡以及匹配層幾部分組成；但它們的不同之處也主要有兩點(diǎn)：第一是在探頭中沒(méi)有開(kāi)關(guān)控制器，這是因?yàn)橄嗫仃囂筋^換能器中，各振元基本上是同時(shí)被激勵(lì)的，而不是像線陣探頭換能器那樣分組、分時(shí)工作的，因此，不需要用控制器來(lái)選擇參與工作的振元。第二是相控陣探頭的體積和聲窗面積都較?。▓D3-14），這是因?yàn)橄嗫仃囂筋^是以扇形掃描方式工作的，其近場(chǎng)波束尺寸小，也正因?yàn)榇?，它具有機(jī)械扇形掃描探頭的優(yōu)點(diǎn)，可以通過(guò)一

41、個(gè)小的 “ 窗口 ” ，對(duì)一個(gè)較大的扇形視野進(jìn)行探查。 圖3-14相控陣探頭結(jié)構(gòu)示意 四 超聲的發(fā)射與接收 (一)組合發(fā)射的意義與波束掃描方式     對(duì)線陣探頭實(shí)施多振元組合發(fā)射，并通過(guò)對(duì)振元不同的組合編排和激勵(lì)延時(shí)，實(shí)現(xiàn)波束的掃描和聚集，對(duì)改善圖象質(zhì)量有重要意義。 1多振元組合發(fā)射的意義     在線陣探頭換能器中的單個(gè)振元尺寸通常都很小，比如為10 × 0.3 × 0.5mm，則其輻射面積僅為3mm 2 ，與A型超聲診斷儀探頭(多為直徑等于lOmm的圓形晶片)相比，其輻射面積不足1/26。

42、振元有效輻射面積的減小，對(duì)聲場(chǎng)特性造成的影響是明顯的。     首先是對(duì)聲波擴(kuò)散角的影響，以圓形輻射器為例，其半擴(kuò)散角 q 1 (振元法線與第一零輻射線的夾角)是振元輻射面直徑d和介質(zhì)波長(zhǎng) l 的函數(shù)，其值為 :     直徑 d越大，振元輻射面積越大，波束的擴(kuò)散角越小。以振元介質(zhì)波長(zhǎng) l =0.5mm的情況為例，直徑為lOmm的圓形振元輻射波束的半擴(kuò)散角為3.5 ° ，而輻射面積為 3mm 2 的圓形振元的半擴(kuò)散角為11 ° 43 ' ，擴(kuò)散角增大了 3倍多。對(duì)于矩形振元，當(dāng)矩形振元的

43、邊長(zhǎng)越小，則其波束的擴(kuò)散角越大，波束能量發(fā)散越嚴(yán)重，波束指向性越差。這一結(jié)果不僅影響儀器的橫向分辨力，而且導(dǎo)致反射能量的減弱，從而使靈敏度降低。     輻射面積的減小還影響超聲場(chǎng)近場(chǎng)區(qū)域的長(zhǎng)度，對(duì)于矩形振元，其近場(chǎng)區(qū)域有兩個(gè) :一個(gè)由長(zhǎng)邊a決定，稱為第一近場(chǎng)區(qū)I 1 ；另一個(gè)由短邊b決定，稱為第二近場(chǎng)區(qū)I 2 。     當(dāng)矩形振元的邊長(zhǎng)很小時(shí)，其近場(chǎng)區(qū)必然變短。而 B超儀器在設(shè)計(jì)中往往根據(jù)探測(cè)距離來(lái)設(shè)定近場(chǎng)區(qū)的長(zhǎng)短，通常使近場(chǎng)區(qū)等于探測(cè)距離，因?yàn)樵诮鼒?chǎng)區(qū)以外，聲束發(fā)散嚴(yán)重，因此，振元輻射面積小，不僅會(huì)使近場(chǎng)區(qū)變

44、短，還將使處于近場(chǎng)區(qū)以外的探測(cè)距離段的分辨力和靈敏度下降更為嚴(yán)重。使用線陣探頭發(fā)射超聲波，若在同一時(shí)刻只有一個(gè)振元受到激勵(lì)而產(chǎn)生波束掃描，雖然也能獲得二維回聲圖象，但其分辨力和靈敏度很難做得好。通常采用的方法是由若干個(gè)矩形振元組合成一個(gè)陣元，每次發(fā)射時(shí)對(duì)陣元內(nèi)各振元同時(shí)激勵(lì)。由于多振元組合發(fā)射，等效于單個(gè)振元的寬度加大。等效b值的加大，將使第二近場(chǎng)區(qū)I 2 增大至I 2 ' ，合成波束的效果如圖 3-15所示。 圖 3-15 單振元和組合振元發(fā)射第二聲場(chǎng)特性比較     由圖還可以看出，由于振元等效寬度 b的加大，不僅波束的近場(chǎng)區(qū)增長(zhǎng)，而且在近場(chǎng)

45、區(qū)以外，波束發(fā)散情況也有了改善，有 b ' < b ，從而遠(yuǎn)場(chǎng)的分辨力和靈敏度也等到一定改善。     采用多振元組合發(fā)射的另一個(gè)優(yōu)點(diǎn)是便于實(shí)施對(duì)波束的電子聚焦和多點(diǎn)動(dòng)態(tài)聚焦。為了控制主瓣的寬度。壓縮副瓣，對(duì)于線陣探頭的短鈾方向采用了聲透鏡聚焦，但如果在長(zhǎng)軸方向也采用聲透鏡聚焦則有諸多不便，因此長(zhǎng)軸方向一般采用電子聚焦。長(zhǎng)軸方向采用電子聚焦不僅聚焦效果更好，還能較容易地實(shí)現(xiàn)多點(diǎn)動(dòng)態(tài)聚焦，從而進(jìn)一步改善整個(gè)探測(cè)深度范圍內(nèi)的分辨率和圖象清晰度。當(dāng)然，多振元組合使孔徑加大，將對(duì)近場(chǎng)分辨力造成影響，這可通過(guò)采用可變孔徑接收技術(shù)來(lái)加以克服。 2發(fā)射波

46、束掃描方式     電子線掃 B超所采用的線陣或凸形探頭中的換能器，是由多個(gè)壓電振元成線陣或弧形排列構(gòu)成的，發(fā)射時(shí)在控制信號(hào)的作用下，各振元按一定的方式被分組組合激勵(lì)，產(chǎn)生合成波束發(fā)射。對(duì)振元不同順序分組激勵(lì)，可以形成不同的發(fā)射波束掃描。 1)組合順序掃描 組合順序掃描方式是線陣探頭和凸形探頭均可采用的一種最基本的掃描方式。這種掃描方式的優(yōu)點(diǎn)是， 實(shí)現(xiàn)了電子掃描； 多元組合發(fā)射可以保證功率； 等效孔徑加大使波束變窄，分辨力高。但是，組合順序掃描方式發(fā)射所獲得的圖象質(zhì)量不高，這是因?yàn)槠鋬纱伟l(fā)射波束空間位移為 d，當(dāng)換能器總長(zhǎng)為100毫米，若振元數(shù)n=64，

47、并設(shè)每次由m=5個(gè)振元發(fā)射，則一幀圖象總共才有60條掃描線，圖上每厘米寬度僅6線，線間位移量d約為1.5毫米，這樣的聲象圖分辨力和清晰度都不高，圖象質(zhì)量是很差的。 2)組合間隔掃描 這是對(duì)組合順序掃描方式的一種改進(jìn)方式，它又分d/2間掃和d/4間掃兩種。 (1) d/2間隔掃描 d/2 間隔掃描方式工作原理如圖 3-16(a) 所示，其發(fā)射和接收波束掃描順序如下 : 第一次 振元 1一5發(fā)射、接收 波束位于振元3中心 第二次 振元 1一6發(fā)射、接收 波束位于振元3、4中間 第三次 振元 2一6發(fā)射、接收 波束位于振元4中心 第四次 振元 2一7發(fā)射、接收 波束位于振元4、5中間 ： ： 第 n

48、次 振元(n一s)一n發(fā)射、接收 波束位于振元n一z振元中間 圖3-16 組合間隔掃描示意圖     d/2 間隔掃描與組合順序掃描相比，在探頭振元數(shù)不變的情況下，由于兩次掃描波束位移減小了一半，因此，在其它條件相同的情況下，線密度提高了一倍，圖象質(zhì)量得到了改善。 (2) d/4間隔掃描     當(dāng)采用 d/4間隔掃描方式工作時(shí)，兩次掃插波束位移僅為d/4，因此，線密度相比組合順序掃描提高了四倍，圖象質(zhì)量可望進(jìn)一步改善，其掃描工作原理如圖3-16(b)所示。 第一次 振元1-3發(fā)射、接收 接收波束位于振元2中心 第

49、二次 振元1-3發(fā)射、1-4接收 接收波束位于振元2-3間d/4處 第三次 振元1-3發(fā)射、2-4接收 接收波束位于振元2一3間d/2處 第四次 振元1-4發(fā)射、2-4接收 接收波束位于振元2-3間3d/4處 第五次 振元2-4發(fā)射、2-4接收 接收波束位于振元3中心 ：     與 d/2 間掃不同的是，每次發(fā)射和接收振元的分組并不一定相同，因此，收發(fā)控制電路工作相對(duì)復(fù)雜一些。 (二)波束控制電路基木構(gòu)成與簡(jiǎn)要工作原理     波束掃描是 B超實(shí)現(xiàn)二維信息采集和圖象顯示的基礎(chǔ)，波束掃描控制電路的任務(wù)就是用來(lái)產(chǎn)生超

50、聲波束，并完成對(duì)發(fā)射波束的束控(指聚集的位置控制)的。雖然電子線陣線性掃描B型超聲診斷儀種類繁多，型號(hào)復(fù)雜，電路設(shè)計(jì)各有不同，但就波束掃描控制電路而言，卻有基本相近的程式。圖.3-17是日立EUB-240型B超波束控制電路框圖，這是一種較為典型的電路結(jié)構(gòu)，它由發(fā)射聚焦、發(fā)射多路轉(zhuǎn)換開(kāi)關(guān)、發(fā)射脈沖產(chǎn)生電路、二極管開(kāi)關(guān)控制器和開(kāi)關(guān)控制碼存貯器(ROM)等部分組成。 圖 3-17 EUB-240波束控制基本框圖     探頭設(shè)置二極管開(kāi)關(guān)的目的是為了減少主機(jī)與探頭的連線，這是因?yàn)?，現(xiàn)代 B超線陣探頭換能器通常由多達(dá)數(shù)百個(gè)晶片，一個(gè)晶片又稱作一元，分成若干群組成

51、，比如240元/80群、360元/120群等。對(duì)于240元/80群分配的換能器，若采用直接激勵(lì)，需要80條信號(hào)線去連接主機(jī)和各振元群。為了減少探頭與主機(jī)的連線，需要在探頭中設(shè)置二極管開(kāi)關(guān)。由于二極管開(kāi)關(guān)的接入，對(duì)于d/2間隔掃描方式，則僅需要用15條信號(hào)線和16條控制線總共31條線，即可完成對(duì)80群振元的激勵(lì)。因此，在波束控制電路申，還必須設(shè)置一個(gè)二極管開(kāi)關(guān)控制器，用以產(chǎn)生控制探頭中二極管開(kāi)關(guān)相應(yīng)需要的控制信號(hào)，對(duì)應(yīng)16路輸出則有16個(gè)電平控制電路，其輸出以高、低電平的形式表現(xiàn)。輸出高電平時(shí);探頭中相應(yīng)二極管開(kāi)關(guān)打開(kāi)，否則輸出為低電平，每次輸出多少路高電平是根據(jù)收發(fā)程序確定的。收發(fā)程序是根據(jù)所

52、設(shè)定的波束控制方式編寫的，它通常以數(shù)據(jù)的形式存放在一個(gè)數(shù)據(jù)存貯器(ROM)中，這個(gè)存貯器稱作開(kāi)關(guān)控制碼ROM?，F(xiàn)代高級(jí)B超機(jī)通常都設(shè)有二到三種探頭工作方式。因此，ROM的讀出是由CPU根據(jù)操作者的指令而給出的當(dāng)前地址決定的。     發(fā)射脈沖產(chǎn)生電路用于產(chǎn)生對(duì)振元的激勵(lì)脈沖，對(duì)應(yīng)16根信號(hào)線有16個(gè)脈沖發(fā)生器，每次發(fā)射由那幾路脈沖發(fā)生器工作，從而給出幾次激勵(lì)脈沖輸出，是由發(fā)射多路轉(zhuǎn)換開(kāi)關(guān)控制的，發(fā)射多路轉(zhuǎn)換開(kāi)關(guān)通常由若干個(gè)電子模擬開(kāi)關(guān)組成，它接受發(fā)射聚焦電路送來(lái)的12路(由一次發(fā)射的振元數(shù)決定)觸發(fā)脈沖，并根據(jù)CPU的指令，將它們分配給當(dāng)前需要工作的脈沖

53、發(fā)生器，用以觸發(fā)這幾路發(fā)生器產(chǎn)生激勵(lì)脈沖輸出。     發(fā)射聚焦電路通常由多路延時(shí)線組成，用于完成對(duì)發(fā)射波束長(zhǎng)釉方向的電子聚焦。其原理是利用多路延時(shí)線，對(duì)單個(gè)驅(qū)動(dòng)脈沖進(jìn)行延時(shí)分配，以形成多個(gè)具有不同延時(shí)量的觸發(fā)脈沖輸出，經(jīng)多路轉(zhuǎn)換開(kāi)關(guān)選擇后，觸發(fā)發(fā)射脈沖產(chǎn)生電路對(duì)探頭產(chǎn)生激勵(lì)，形成發(fā)射超聲聚焦波束。因此，輸出的各路觸發(fā)脈沖的延時(shí)量必須根據(jù)當(dāng)前發(fā)射的焦距來(lái)確定，這通常也是由CPU根據(jù)操作者的命令給出相應(yīng)的控制數(shù)據(jù)(聚焦碼)來(lái)實(shí)現(xiàn)的。 (三)發(fā)射聚焦電路     線陣線掃式 B超通常在探頭短軸方向采用聲透鏡聚焦;而在長(zhǎng)

54、軸方向采用電子聚焦。此處將對(duì)實(shí)施電子聚焦所需延時(shí)器件、電路構(gòu)成及電路工作原理作一簡(jiǎn)要介紹。 1基本要求 對(duì)發(fā)射聚焦電路的基本要求是： 能根據(jù)波束掃描方式的需要，提供多路觸發(fā)脈沖輸出。對(duì)于間隔掃描方式來(lái)說(shuō)，所提供脈沖的個(gè)數(shù)為一次發(fā)射被激勵(lì)振元 (或群)數(shù)的一半； 一次輸出的各觸發(fā)脈沖的延時(shí)量應(yīng)符合發(fā)射聚焦的要求； 考慮探頭工作頻率的變換和多點(diǎn)動(dòng)態(tài)聚焦的需要，脈沖延遲時(shí)間應(yīng)能通過(guò)數(shù)控方式快速變換； 應(yīng)有足夠的延時(shí)精度。 2延遲線 1)概述 B超中用于完成發(fā)射和接收電子聚焦的延遲線又叫仿真線或人工傳輸線，是一種基于分布參數(shù)下長(zhǎng)線理論而設(shè)計(jì)的集中參數(shù)延遲線，它用于實(shí)現(xiàn)對(duì)所傳輸信號(hào)的延時(shí)。根據(jù)所需延時(shí)信

55、號(hào)的特點(diǎn)(高頻脈沖信號(hào)或是模擬信號(hào))，集中參數(shù)延遲線又有數(shù)字延遲線和模擬延遲線之分，數(shù)字延遲線由A/D變換器和數(shù)據(jù)存貯器組成，適用于對(duì)數(shù)字信號(hào)的延時(shí)，模擬延遲線由電感和電容組成，適用于對(duì)模擬信號(hào)的延時(shí)。由于B超發(fā)射觸發(fā)脈沖為數(shù)千赫茲的窄方波，因此，發(fā)射聚焦延時(shí)更適合用數(shù)字延遲線，而由探頭接收到的回波為較連續(xù)的射頻模擬信號(hào)，所以，接收聚焦延時(shí)更適合用模擬延遲線。然而，由于數(shù)字延遲線的造價(jià)高，通常僅在高級(jí)的成像系統(tǒng)中被采用，而在中檔或普及型B超中，發(fā)射和接收延時(shí)采用的均為模擬延遲線。為此，這里僅對(duì)模擬延遲線的結(jié)構(gòu)原理作一介紹。 2)結(jié)構(gòu)與基本原理 如果忽略集申參數(shù)延遲線中電阻分量的影響，模擬延遲線

56、可以用圖3-18所示電路來(lái)等效。 圖3-18 模擬延遲線等效電路     假設(shè)有一脈沖信號(hào)電壓接到延遲線的輸入端(為了便于說(shuō)明原理，這里不以模擬信號(hào)為例)、當(dāng)開(kāi)關(guān)K合上后，U i >U B9 脈沖信號(hào)源經(jīng)L 1 向C 1 充電，當(dāng)B點(diǎn)電位等于U i 時(shí)，C 1 的充電電流有下降趨勢(shì)時(shí)，電感L 1 產(chǎn)生反電勢(shì)維持此充電過(guò)程，在此過(guò)程的某一時(shí)刻，B點(diǎn)電位高于C點(diǎn)電位時(shí)，輸入電流經(jīng)過(guò)L 1 ，又向C 2 充電；同樣，當(dāng)C點(diǎn)電位高于D點(diǎn)時(shí)，輸入電流經(jīng)過(guò)L 3 又向C 3 充電，而且每當(dāng)電容充電接近終了的時(shí)候，由于電感L的反電勢(shì)，電容上的電荷不會(huì)向輸入端反放

57、電。依此類推，此脈沖信號(hào)將由延時(shí)線始端傳到末端。如果末端負(fù)載與延遲線是完全匹配的，則信號(hào)傳至末端后被完全吸收而不產(chǎn)生反射。 3)延遲線轉(zhuǎn)換電路 在實(shí)際應(yīng)用中，往往需要延遲線的延時(shí)量可變，為此，可在延遲線電感上取出若干抽頭，并配以多路轉(zhuǎn)換開(kāi)關(guān)進(jìn)行轉(zhuǎn)換，使延時(shí)量分級(jí)可變，延遲線的這種應(yīng)用如圖3-19所示。 圖 3-19 延遲線的轉(zhuǎn)換電路     圖中，多路轉(zhuǎn)換開(kāi)關(guān) (又叫多路調(diào)制器)用于完成不同延時(shí)量的轉(zhuǎn)換，延時(shí)量的確定由選通控制碼控制，通過(guò)改變選通控制碼的狀態(tài)，可以使輸出信號(hào)的延時(shí)量在0-6級(jí)內(nèi)任意選定。多路轉(zhuǎn)換開(kāi)關(guān)可以根據(jù)所需延時(shí)分級(jí)數(shù)來(lái)選用，其工作速度

58、應(yīng)滿足延時(shí)變換的需要。比如用于B超收/發(fā)分段動(dòng)態(tài)聚焦延遲時(shí)，因?yàn)榻裹c(diǎn)數(shù)據(jù)在回波接收期間不應(yīng)發(fā)生變化，所以，延遲線的選通狀態(tài)通常應(yīng)在每次發(fā)射之前的一個(gè)極短的時(shí)間(約為100ns)內(nèi)確定，這就要求多路轉(zhuǎn)換開(kāi)關(guān)的平均傳輸延遲時(shí)間t pd 最好小于3Ons，這一點(diǎn)在設(shè)計(jì)中應(yīng)充分予以注意。延時(shí)線的選擇應(yīng)根據(jù)動(dòng)態(tài)聚焦的需要來(lái)考慮，主要是延時(shí)分級(jí)和延時(shí)精度，延時(shí)分級(jí)應(yīng)滿足焦點(diǎn)變動(dòng)所需延時(shí)的抽頭，延時(shí)精度不高將導(dǎo)致聚焦效果變差。 3動(dòng)態(tài)電子聚焦     為了實(shí)現(xiàn)電子聚焦，通常采用延遲線對(duì)一次發(fā)射激勵(lì)所需的各路脈沖進(jìn)行不同的延時(shí)，如果所采用的是固定延遲線，則每次發(fā)射聲波的

59、焦點(diǎn)將是固定的。在聚焦區(qū)域之外的遠(yuǎn)場(chǎng)，由于波束的擴(kuò)散，靈敏度和分辨力仍然得不到改善，為此，希望在整個(gè)探測(cè)深度波束都有良好的會(huì)聚。動(dòng)態(tài)電子聚焦便是基于這種考慮提出的。     動(dòng)態(tài)電子聚焦技術(shù)用以實(shí)現(xiàn)儀器全探測(cè)深度的波束聚焦，通常有兩種實(shí)施方案：一種是等聲速全深度區(qū)動(dòng)態(tài)電子聚焦；另一種是全深度區(qū)分段 (三段或者四段)動(dòng)態(tài)電子聚焦。兩種方案各有所長(zhǎng)。 1)等聲速動(dòng)態(tài)電子聚焦 以與超聲波在人體中傳播相同的速度，在全探測(cè)深度區(qū)移動(dòng)發(fā)射和接收波束的焦點(diǎn)，這種電子聚焦稱為等聲速全深度區(qū)動(dòng)態(tài)電子聚焦。     超聲波在人體中傳播

60、的平均速度為1540m/秒，假如超聲儀器的探測(cè)范圍設(shè)計(jì)為200mm，則聲波在人體往返所需時(shí)間約為260 m s。往程和返程各占130 m s?？梢栽诖藭r(shí)間內(nèi)，利用計(jì)算機(jī)程控，以一定的速率改變延遲線的延時(shí)量，從而改變發(fā)射和接收信號(hào)的延遲時(shí)間，使焦點(diǎn)隨發(fā)射波束和接收回波同步移動(dòng)，使探測(cè)深度中所有位置，都保持有良好的橫向分辨力。這種動(dòng)態(tài)電子聚焦方式可望獲得最佳的波束聚焦效果，但由于要求焦點(diǎn)移動(dòng)速度快，給電路設(shè)計(jì)帶來(lái)了更高的要求。比如對(duì)于延遲線的要求，不僅速度要求快，還有分級(jí)和延時(shí)精度的要求，當(dāng)延時(shí)精度誤差時(shí)，焦點(diǎn)移動(dòng)速度的均勻性將變壞。因此，這種方法在B超中實(shí)際很少采用。 2)全深度區(qū)分段動(dòng)態(tài)電子聚

61、焦 在B超的探測(cè)深度內(nèi)分段電子聚焦的方法，是一種較為實(shí)用的也是目前在B超儀器中普遍被應(yīng)用的一種方法。其基本原理是將探測(cè)深度劃分為n(n取2一4)段，按近、中、遠(yuǎn)場(chǎng)的順序，每次固定一個(gè)焦點(diǎn)發(fā)射，n次發(fā)射則有n個(gè)焦點(diǎn)，如圖3-20所示。每次接收的回聲經(jīng)A/D變換后以數(shù)據(jù)的形式送往計(jì)算機(jī)的數(shù)據(jù)存貯器，計(jì)算機(jī)根據(jù)每次發(fā)射的焦域取各次相應(yīng)段回聲數(shù)據(jù)寫入存貯器，經(jīng)n次寫入，獲得一行在不同探測(cè)深度都有較高分辨力的合成信息，顯示時(shí)將其讀出，以亮度調(diào)制的方式顯示在一條掃描線上。這種分段實(shí)施電子聚焦、分段獲取回聲信息的方法，稱為分段動(dòng)態(tài)電子聚焦。 圖 3-20 全深度區(qū)分段動(dòng)態(tài)電子聚焦示意圖  

62、0;  和等聲速動(dòng)態(tài)電子聚焦一樣，為了獲得不同的焦點(diǎn)，需要由計(jì)算機(jī)來(lái)控制延遲線的不同延時(shí)量輸出，但由于分段數(shù)較少，所要求的延遲線分段數(shù)并不高；又由于每次發(fā)射只有一個(gè)固定焦點(diǎn)，則要求延遲線的轉(zhuǎn)換速度也不高。這就使得電路對(duì)元器件的要求降低，從而使電路的實(shí)現(xiàn)變得容易。當(dāng)然，分段動(dòng)態(tài)電子聚焦的缺點(diǎn)也是明顯的，由于一行顯示信息的獲得，需經(jīng)幾次不同焦點(diǎn)的發(fā)射與接收，其成象速度大大降低，比如對(duì)原掃描為30幀、每幀150線的一段聚焦顯示圖象，改為三段聚焦并保持每幀線數(shù)不變的話，幀頻將由30降為10，這樣低的幀頻將造成圖象的嚴(yán)重閃爍。因此采用分段動(dòng)態(tài)聚焦后不宜采用直接顯示方式，而應(yīng)通過(guò)插入數(shù)字掃描變換器以實(shí)現(xiàn)TV方式顯示，通過(guò)計(jì)算機(jī)控制存貯器的寫和讀，采取“慢入快出”的方式，才能保證獲得分辨力和清晰度都較高的圖象。     采用多振元組合發(fā)射是實(shí)現(xiàn)電子聚焦和動(dòng)態(tài)電子聚焦的基礎(chǔ)。由于采用多振元組合發(fā)射接收，控制器約有效孔徑增大，使聲束在近場(chǎng)區(qū)也增大了，這樣將使近場(chǎng)區(qū)的分辨力變壞。所以，更好的設(shè)計(jì)是采用動(dòng)態(tài)電子聚焦和可變孔徑相結(jié)合的方式，即發(fā)射時(shí)，以一定數(shù)量的振元組合發(fā)射；而在接收時(shí)近場(chǎng)以較少的振元投入工