超聲設備基礎

1、第三章    超聲設備基礎  一 醫(yī)學超聲設備的分類 醫(yī)學超聲影像設備根據(jù)其原理、任務和設備體系等，可以劃分為很多類型。 1.以獲取信息的空間分類 (1)一維信息設備 如型、型、型。 (2)二維信息設備 如扇形掃查型、線性掃查型、凸陣掃查型等。 (3)三維信息設備 即立體超聲設備。 2.按超聲波形分類 (1)連續(xù)波超聲設備 如連續(xù)波超聲多譜勒血流儀。 (2)脈沖波超聲設備 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)學超聲設備體系分類 (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上，聲束射入體內，由組織界面返回的信號幅值，顯示于屏幕上，屏幕的橫坐標表示超聲波的傳播時間，即探測深度，縱坐標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，用亮度調制方法，加于CRT陰極（或柵極）上，并在時間軸上加以展開，可獲得界面運動（motion）的軌跡圖，尤其適合于心臟等運動器官的檢查。 (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制顯示器亮度，而顯示器的橫坐標和縱坐標則與聲速掃描的位置一一對應，從而形成一幅幅亮度（brightness）調制的超聲斷面影像。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；復合式型超聲診斷儀 它包括線性掃描與扇形掃描的復合以及型、型、型等工作方式的復合，極大地增強了型超聲設備的功能。 (4)型超聲多普勒診斷儀 利用多普勒效應，檢測出人體內運動組織的信息，多普勒檢測法又有連續(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，即相當于線斷層像，型是型的一種曲面形式，由多個切面像構成一個曲面像，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，用機械方法對被檢體作圓形視野掃查。徑向旋轉掃查線與顯示器上的徑向掃描線作同步的旋轉。掃查中接收到的回波用輝度調制方式顯示，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，應用兩束超聲波的干涉和衍射來獲取超聲波振幅和相位的信息，并用激光進行重現(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)進行如同-那樣的影像重建，就成為超聲，其優(yōu)點：無放射線損傷；能得到與-及其它超聲方法不同形式的診斷信息。 二 超聲設備的基本原理結構 1A型超聲 &#

5、160;   A型超聲診斷儀因其回聲顯示采用幅度調制(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，以橫坐標代表被探測物體的深度，縱坐標代表回波脈沖的幅度，故由探頭(換能器)定點發(fā)射獲得回波所在的位置可測得人體臟器的厚度、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病灶進行定性分析。     A型超聲診斷儀原理見圖3-1，適應于醫(yī)學各科的檢查，從人的腦部直至體內臟器。其中應用最多的是對肝、膽、

6、脾、腎、子宮的檢查。對眼科的一些疾病，尤其是對眼內異物,用A型超聲診斷儀比X線透視檢查更為方便準確。在婦產(chǎn)科方面，對于婦女妊娠的檢查以及子宮腫塊的檢查，也都比較準確和方便。     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，且診斷的準確性與操作醫(yī)師的識圖經(jīng)驗關系很大，因此其應用價值已漸見低落，即使在國內，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運動臟器，如心臟的探查。由于其顯示的影像是由運動回波信號對顯示

7、器掃描線實行輝度調制，并按時間順序展開而獲得一維空間多點運動時序（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圖。     M型超聲診斷儀發(fā)射和接收工作原理參見圖3-2（a），與A型有些相似，不同的是其顯示方式。對于運動臟器，由于各界面反射回波的位置及信號大小是隨時間而變化的，如果仍用幅度調制的A型顯示方式進行顯示，所顯示波形會隨時間而改變，得不到穩(wěn)定的波形圖。因此，M型超聲診斷儀采用輝度調制的方法，使深度方向所有界面反射回波用亮點形式在顯示器垂直掃描線上顯示出來，隨著臟器的運動，垂直掃描線上的各點將發(fā)生位置上的變動

8、，定時地采樣這些回波并使之按時間先后逐行在屏上顯示出來。圖3-2（b）為一幅心臟博動時測定、所獲得心臟內各反射界面的活動曲線圖。可以看出，由于臟器的運動變化，活動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型超聲診斷儀對人體中的運動臟器，如心臟、胎兒胎心、動脈血管等功能的檢查具有優(yōu)勢，并可進行多種心功能參數(shù)的測量，如心臟瓣膜的運動速度、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世，由于它們的一個共同特點是實現(xiàn)了對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)，對于運動臟器，還可實現(xiàn)實時動態(tài)顯示，所以，B型超聲成像儀與A型、M型超聲診斷儀在結構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。也可以通過改變探頭的角度(機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，被探測方向不同深度所有界面的反射回波，都以亮點的形式顯示在對應的掃描線上，便可形成一幅由探頭擺動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快，便可以滿足對運動臟器的穩(wěn)定取樣，因而，連續(xù)不斷地掃描，便可以實現(xiàn)實時動態(tài)顯示，觀察運動性臟器的動態(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心臟的檢查。現(xiàn)代B型超聲波診斷儀通常同時具備以上2種探查功能，通過配用不同的超聲探頭，方便地進行轉換。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， 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)學家對 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?？上в捎?C 型掃查的靈敏度較低，顯象速度不易提高，使 C 型掃查技術的發(fā)

13、展受到限制。     早期C型掃查為機械式的單晶片掃查。探頭在機械掃描器的驅動下，對被掃查部位進行“ 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，用電子方法實現(xiàn)高速的 Y 向掃查，用機械方法驅動線陣探頭 X 向平移。獲得等深度的 C 型掃查，如圖 3-4(a) 所示。也有用機械方法驅動線陣探頭作旋轉或擺動獲得等深度弧面 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，它是利用聲學多普勒原理，對運動中的

14、臟器和血液所反射回波的多普勒頻移信號進行檢測并處理，轉換成聲音、波形、色彩和輝度等信號，從而顯示出人體內部器官的運動狀態(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)成像診斷儀及實時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用。它是由探頭中的一個換能器發(fā)射出某一頻率的連續(xù)超聲波信號，當聲波遇到運動目標血流中的紅細胞群，則反射回來的信號已是變化了頻

15、率的超聲波。探頭內的另外一個換能器將其檢測出來轉成電信號后送入主機，經(jīng)高頻放大后與原來的發(fā)射頻率電信號進行混頻、解調，取出差頻信號根據(jù)處理和顯示方式的不同，可轉換成聲音、波形或血流圖以供診斷。這種方式由于難以測定距離，不能確定器官組織的位置，給應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，因此稱為脈沖式。它由門控制電路來控制發(fā)射信號的產(chǎn)生和選通回聲信號的接收與放大，借助截取回聲信號的時間段來選擇測定距離，鑒別器官組織的位置。由于發(fā)射和接收的信號為脈沖式，就可以由探頭內的一個換能器來完成發(fā)射和接收雙重任務，這對于簡化探頭

16、機械結構，避免收、發(fā)信號之間的不良藕合，提高影像質量都是十分有益的。隨著脈沖多普勒技術、方向性探測、頻譜處理和計算機編碼技術的采用及發(fā)展，超聲多普勒診斷儀不僅能夠對距離進行分辨，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，使其測量水平由定性邁向定量。     實時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域中的最新科技成果。它將脈沖多普勒技術與二維（B型）實時超聲成像和M型超聲心動圖結合起來，在直觀的二維斷面實時影像上，同時顯現(xiàn)血流方向和相對速度，提供心血管系統(tǒng)在時間和空間上的信息。進而通過計算機的數(shù)字化技術和影像處

17、理技術，使其在影像診斷儀器的構架上兼具了生理監(jiān)測的功能，提供諸如血流速度、容積、流量、加速度、血管徑、動脈指數(shù)等極具價值的信息，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型掃進原理上是相似的區(qū)別僅在于：在掃查一幅圖象的過程中， 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，不是一個常量。根據(jù)成像需要可作相應變動，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，徑向旋轉掃查線與顯示器上的徑向掃描線作同步的旋轉。主要適用于對肛門、直腸內腫瘤、食道癌及子宮頸癌的檢查，亦可用于對尿道、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。掃描時探頭置于體腔內，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，它是診斷設備的重要部件。高頻電能激勵探頭中的晶體產(chǎn)生機械振動，反射超聲波的機械振動又可以通過探頭轉換

19、為電脈沖。也就是說探頭能將電能轉換成聲能，又能夠將聲能轉換成電能，所以探頭又稱做超聲換能器。其原理來自于晶體的壓電效應。 1.壓電效應     壓電效應泛指晶體處于彈性介質中所具有的一種聲-電可逆特性，此現(xiàn)象為法國物理學者居里兄弟于1880年所發(fā)現(xiàn)，故也稱居里效應（圖3-7）。 圖3-7晶體的壓電效應     具有壓電效應性質的晶體,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的多晶陶瓷體，把毛坯燒結成陶瓷體后，經(jīng)過適當?shù)难心バ拚玫剿璧膸?/p>

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

21、效應是線性的，然而，當電場過強或壓力很大時，就會出現(xiàn)非線性關系。     晶體和陶瓷片因切割方位和幾何尺寸的不同，產(chǎn)生機械振動的固有頻率也不同,當外加的交變電壓的頻率與固有頻率一致時，產(chǎn)生的機械振動最強;當外加的機械力的頻率與固有頻率一致時，所產(chǎn)生的電荷也最多。在超聲波診斷儀中激勵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彈性體，因此有其固有的諧振頻率，當所施力的頻率等于其固有頻率時，它將產(chǎn)生機械諧振，由于正壓電效應而產(chǎn)生最大電信號。另一方面，當

22、所施加電的頻率和壓電晶體固有頻率一致時，由于逆壓電效應則應發(fā)生機械諧振，諧振時振幅最大，彈性能量也最大，這時，壓電晶體獲得最大形變振動,通過介質產(chǎn)生超聲波輸出。實驗證明，當所施加力或電的頻率不與晶體固有頻率一致時，壓電換能器晶體產(chǎn)生的電信號幅度和變形振動幅度都將變小，可見，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，當電壓頻率為某一頻率fm時，電流出現(xiàn)最大值Imax，當電壓頻率為另一頻率fn時，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（見圖3-8），說明了壓電換能器晶體的等效阻抗是一個隨頻

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，且波動的最大值(對應fm1、fm2)是依次減小的，而波動最小值(對應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方面:電能機械能超聲能，超聲能機械能電能。前者屬于發(fā)射過程，后者屬于接收過程。能量間轉換必然產(chǎn)生損失(產(chǎn)生了無益的能耗)，以轉換效率來表征換能器這一性能： 電機轉換效率=輸出的機械功率輸入的電功率 機聲轉換效率=輻射的超聲功率輸入的機械功率 因此：電聲轉換效率=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)，換能器對脈沖的響應速率稱為暫態(tài)特性，這也是一項重要指標。換能器的暫態(tài)特性與其頻率特性是有關系的，簡言之，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)射出超聲的時間長度，單位是秒(s)，它與頻率（超聲波每秒振動的次數(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、腔內探頭和兒童探頭等之分（圖3-9）；按應用方式分類，有體外探頭、體內探頭、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;按波束控制方式分類，則有線掃探頭、相控陣探頭、機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,這里不一一進行介紹。通常工作中，習慣使用較多的是按、3種方式分類。以下僅就最常見典型探頭加以介紹。 圖3-9應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)護儀器中亦用此探頭。由于它是各型超聲成像儀用探頭的結構基礎，特此作一介紹。 (1)

26、 結構 柱形單振元探頭的基本結構如圖3-10所示。 圖3-10柱形單振元探頭結構剖面圖 它主要由5部分組成:壓電晶體，用于接收電脈沖產(chǎn)生機械超聲振動，完成聲-電和電-聲轉換工作。其幾何形狀和尺寸是根據(jù)診斷要求來設計的，上、下電極分別焊有一根引線，用來傳輸電信號;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，使之不在探頭中來回反射而使振子的振鈴時間加長，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，以使來自壓電振子背向輻射的聲波全部進入墊襯中并不再反射回到振子中去，吸聲材料一般為環(huán)氧樹脂加鎢粉，或鐵氧體粉加橡膠粉配合而成;聲學絕緣層，防止超聲能量傳至探頭外殼引起反射，造

27、成對信號的干擾;外殼，作為探頭內部材料的支承體，并固定電纜引線，殼體上通常標明該探頭的型號、標稱頻率;保護層，用以保護振子不被磨損。保護層應該選擇衰減系數(shù)低并耐磨的材料，由于保護層與振子和人體組織同時接觸，其聲阻抗應接近人體組織的聲阻，并將保護層兼做為層間插入的聲阻抗?jié)u變層，其厚度應為/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、受電激勵后振動時間的長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后，其前面和后面都會發(fā)出聲能，只要周圍介質的聲阻抗與壓電晶體不一樣，部分聲能就會在前后界

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

29、振動時間的長短影響超聲系統(tǒng)的縱向分辨力。為了追求好的縱向分辨力，通常使激勵電脈沖寬度盡量窄，然而由于超聲探頭的壓電材料對電激勵常呈較長時間的反應(即電脈沖結束后聲振蕩仍以衰減振蕩方式維持一段時間),此種振鈴反應會產(chǎn)生長超聲脈沖，如不予以阻尼，就會導致分辨力減弱。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，使振鈴反應減弱,從而縮短脈沖總長度。同時，此阻尼材料還可以吸收壓電晶體后面發(fā)出的聲能，否則這種能量就會在晶體中產(chǎn)生反射，干擾來自被檢介質中的回聲。阻尼強的墊襯使換能器的聲脈沖時間縮短，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、;  對于柱形單振元探頭，振元直徑的大小主要影響超聲場的形狀。一般來說，振元直徑大，聲束的指向性好，并易于聚焦。當然，當聲窗受限制時，只能使用較小的振元。通常振元直徑在530mm范圍內選定。 2.機械扇掃超聲探頭     機械扇形掃描超聲探頭配用于扇掃式B型超聲診斷儀，它是依靠機械傳動方式帶動傳感器往復搖擺或連續(xù)旋轉來實現(xiàn)扇形掃描的（圖3-11）。 圖3-11機械扇形掃描探頭工作原理示意     利用機械掃描實現(xiàn)超聲影像的實時動態(tài)顯示，是70年代后期才趨于成熟的一項技術。開始時掃描線數(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。比如早期的機械扇掃探頭的重量達0.6kg以上，且掃描角度僅30°。隨著技術的進步，到80年代中期，機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了方便,而且使機械扇掃超聲影像的質量獲得明顯的提高。     機械扇掃探頭除換能器聲學特性的基本要求之外，還應滿足以下要求:保證探頭中的壓電振子作30次/s左右的高速擺動，擺動幅度應足夠大；擺動速度

32、應均勻穩(wěn)定；整體體積小、重量輕，便于手持操作;外形應適合探查的需要，并能靈活改變掃查方向;機械振動及噪聲應小到不致引起病人的緊張和煩躁。     目前來看，機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)的機械扇掃探頭壽命僅有數(shù)千小時，對于這種結構而言，無論是技術、工藝、或者材料都是十分難以解決的問題。目前，機械扇掃探頭的生產(chǎn)已越來越少，大有被電子凸陣及相控陣扇掃探頭所取代的趨勢。 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。其結構如圖3-12所示，它主要由6部分組成:開

33、關控制器、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)開關控制器 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，則每一個振元需要一條信號線連接到主機，目前換能器振元數(shù)已普遍增加到數(shù)百個，則與主機的連線需要數(shù)百根，這不僅使工藝復雜，因此而增加的探頭和電纜的重量也是不堪設想的。采用開關控制器就可以使探頭與主機的連線數(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，即對一寬約10mm，一

34、定厚度的矩形壓電晶體，通過計算機程控順序開槽。開槽寬度應小于0.1mm，開槽深度則不能一概而論，這是因為所用晶片的厚度取決于探頭的工作頻率，相當于半波長厚度的頻率叫做壓電晶體的基礎共振頻率。晶體材料的半波長厚度可由下式給出。 =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。     當換能器的工作頻率確定后，根據(jù)所用晶片材料的半波長厚度，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。一般來說

35、，開槽深則互耦小。     至于每個振元的寬度，一是考慮輻射強度，寬度窄則振元的有效面積小，輻射強度小，影響探測靈敏度。二是波束和擴散角，寬度窄則近場區(qū)域以外擴散角大,聲束主瓣寬,副瓣大,橫向分辨力下降，要使副瓣小,則應滿足振元中心間距d<1/2 ?？紤]以上因素，通常取單個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，對某種已選定的晶體材料而言，當工作頻率為2.5MHz時，假設其半波長厚度為0.8mm，則單個振元的寬度小于0.48mm。當工作頻率上升到5MHz時，晶體的半波長厚度僅為0.4mm，則單個振元的寬度小于0

36、.24mm。當工作頻率為7.5MHz時，晶體半波長厚度僅有0.26mm，則單個振元的寬度應小于0.16mm?？梢姡哳l率的探頭、換能器制作工藝難度大。     為了進一步減小互耦，線陣探頭應滿足d< /2的條件。但前已述及，對于高頻探頭，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。更新的設計是采用組合振元方式，即每一組激勵振元由幾個晶片組成(這樣的一個組合稱作一群)，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個窄條，刻縫寬為0.05mm，每一個窄條作為一個振元，并設工作波長=1.60，那么這種尺寸結構d/ =1.55/1.601，遠不能滿足d< /2的條件。而如果將此壓電晶體刻劃成256個窄條，每4個窄條作為一個振元(發(fā)射時給予同相激勵)，探頭總共仍為64個振元(或稱作64群)，但尺寸結構d/ =0.40/1.60=1/4，則可以滿足以上條件。所以采用新設計的優(yōu)點是顯而易見的，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與兩者匹配。超聲經(jīng)不同阻抗界面?zhèn)鞑?，將產(chǎn)生反射，會增加能量損耗并影響分辨力，因此，往往需要采用匹配層來實現(xiàn)探頭與負載之間的匹配。     對匹配層除厚度與聲阻抗的要求外，還要求其聲阻尼要小，以減小對超聲能量的損耗。在工藝上應保證其同時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     凸陣探頭的結構原理與線陣探頭相類似，只是振元排列成凸形（

39、圖3-13）。但相同振元結構凸形探頭的視野要比線陣探頭大。由于其探查視場為扇形，故對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。但凸形探頭波束掃描遠程擴散，必須給予線插補，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被激勵的，它們總是被分組分時受激勵，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部結構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;其二是探頭的結構、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：第一是在探頭中沒有開關控制器，這是因為相控陣探頭換能器中，各振元基本上是同時被激勵的，而不是像線陣探頭換能器那樣分組、分時工作的，因此，不需要用控制器來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），這是因為相控陣探頭是以扇形掃描方式工作的，其近場波束尺寸小，也正因為此，它具有機械扇形掃描探頭的優(yōu)點，可以通過一

41、個小的 “ 窗口 ” ，對一個較大的扇形視野進行探查。 圖3-14相控陣探頭結構示意 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     對線陣探頭實施多振元組合發(fā)射，并通過對振元不同的組合編排和激勵延時，實現(xiàn)波束的掃描和聚集，對改善圖象質量有重要意義。 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，對聲場特性造成的影響是明顯的。     首先是對聲波擴散角的影響，以圓形輻射器為例，其半擴散角 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和介質波長 l 的函數(shù)，其值為 :     直徑 d越大，振元輻射面積越大，波束的擴散角越小。以振元介質波長 l =0.5mm的情況為例，直徑為lOmm的圓形振元輻射波束的半擴散角為3.5 ° ，而輻射面積為 3mm 2 的圓形振元的半擴散角為11 ° 43 ' ，擴散角增大了 3倍多。對于矩形振元，當矩形振元的

43、邊長越小，則其波束的擴散角越大，波束能量發(fā)散越嚴重，波束指向性越差。這一結果不僅影響儀器的橫向分辨力，而且導致反射能量的減弱，從而使靈敏度降低。     輻射面積的減小還影響超聲場近場區(qū)域的長度，對于矩形振元，其近場區(qū)域有兩個 :一個由長邊a決定，稱為第一近場區(qū)I 1 ；另一個由短邊b決定，稱為第二近場區(qū)I 2 。     當矩形振元的邊長很小時，其近場區(qū)必然變短。而 B超儀器在設計中往往根據(jù)探測距離來設定近場區(qū)的長短，通常使近場區(qū)等于探測距離，因為在近場區(qū)以外，聲束發(fā)散嚴重，因此，振元輻射面積小，不僅會使近場區(qū)變

44、短，還將使處于近場區(qū)以外的探測距離段的分辨力和靈敏度下降更為嚴重。使用線陣探頭發(fā)射超聲波，若在同一時刻只有一個振元受到激勵而產(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矩形振元組合成一個陣元，每次發(fā)射時對陣元內各振元同時激勵。由于多振元組合發(fā)射，等效于單個振元的寬度加大。等效b值的加大，將使第二近場區(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，不僅波束的近場區(qū)增長，而且在近場

45、區(qū)以外，波束發(fā)散情況也有了改善，有 b ' < b ，從而遠場的分辨力和靈敏度也等到一定改善。     采用多振元組合發(fā)射的另一個優(yōu)點是便于實施對波束的電子聚焦和多點動態(tài)聚焦。為了控制主瓣的寬度。壓縮副瓣，對于線陣探頭的短鈾方向采用了聲透鏡聚焦，但如果在長軸方向也采用聲透鏡聚焦則有諸多不便，因此長軸方向一般采用電子聚焦。長軸方向采用電子聚焦不僅聚焦效果更好，還能較容易地實現(xiàn)多點動態(tài)聚焦，從而進一步改善整個探測深度范圍內的分辨率和圖象清晰度。當然，多振元組合使孔徑加大，將對近場分辨力造成影響，這可通過采用可變孔徑接收技術來加以克服。 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，是由多個壓電振元成線陣或弧形排列構成的，發(fā)射時在控制信號的作用下，各振元按一定的方式被分組組合激勵，產(chǎn)生合成波束發(fā)射。對振元不同順序分組激勵，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)點是， 實現(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)射所獲得的圖象質量不高，這是因為其兩次發(fā)射波束空間位移為 d，當換能器總長為100毫米，若振元數(shù)n=64，

47、并設每次由m=5個振元發(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，圖象質量是很差的。 2)組合間隔掃描 這是對組合順序掃描方式的一種改進方式，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，圖象質量得到了改善。 (2) d/4間隔掃描     當采用 d/4間隔掃描方式工作時，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，圖象質量可望進一步改善，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)控制電路工作相對復雜一些。 (二)波束控制電路基木構成與簡要工作原理     波束掃描是 B超實現(xiàn)二維信息采集和圖象顯示的基礎，波束掃描控制電路的任務就是用來產(chǎn)生超

50、聲波束，并完成對發(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，型號復雜，電路設計各有不同，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構，它由發(fā)射聚焦、發(fā)射多路轉換開關、發(fā)射脈沖產(chǎn)生電路、二極管開關控制器和開關控制碼存貯器(ROM)等部分組成。 圖 3-17 EUB-240波束控制基本框圖     探頭設置二極管開關的目的是為了減少主機與探頭的連線，這是因為，現(xiàn)代 B超線陣探頭換能器通常由多達數(shù)百個晶片，一個晶片又稱作一元，分成若干群組成

51、，比如240元/80群、360元/120群等。對于240元/80群分配的換能器，若采用直接激勵，需要80條信號線去連接主機和各振元群。為了減少探頭與主機的連線，需要在探頭中設置二極管開關。由于二極管開關的接入，對于d/2間隔掃描方式，則僅需要用15條信號線和16條控制線總共31條線，即可完成對80群振元的激勵。因此，在波束控制電路申，還必須設置一個二極管開關控制器，用以產(chǎn)生控制探頭中二極管開關相應需要的控制信號，對應16路輸出則有16個電平控制電路，其輸出以高、低電平的形式表現(xiàn)。輸出高電平時;探頭中相應二極管開關打開，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)的形式存放在一個數(shù)據(jù)存貯器(ROM)中，這個存貯器稱作開關控制碼ROM?，F(xiàn)代高級B超機通常都設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前地址決定的。     發(fā)射脈沖產(chǎn)生電路用于產(chǎn)生對振元的激勵脈沖，對應16根信號線有16個脈沖發(fā)生器，每次發(fā)射由那幾路脈沖發(fā)生器工作，從而給出幾次激勵脈沖輸出，是由發(fā)射多路轉換開關控制的，發(fā)射多路轉換開關通常由若干個電子模擬開關組成，它接受發(fā)射聚焦電路送來的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)生激勵脈沖輸出。     發(fā)射聚焦電路通常由多路延時線組成，用于完成對發(fā)射波束長釉方向的電子聚焦。其原理是利用多路延時線，對單個驅動脈沖進行延時分配，以形成多個具有不同延時量的觸發(fā)脈沖輸出，經(jīng)多路轉換開關選擇后，觸發(fā)發(fā)射脈沖產(chǎn)生電路對探頭產(chǎn)生激勵，形成發(fā)射超聲聚焦波束。因此，輸出的各路觸發(fā)脈沖的延時量必須根據(jù)當前發(fā)射的焦距來確定，這通常也是由CPU根據(jù)操作者的命令給出相應的控制數(shù)據(jù)(聚焦碼)來實現(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

54、軸方向采用電子聚焦。此處將對實施電子聚焦所需延時器件、電路構成及電路工作原理作一簡要介紹。 1基本要求 對發(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。對于間隔掃描方式來說，所提供脈沖的個數(shù)為一次發(fā)射被激勵振元 (或群)數(shù)的一半； 一次輸出的各觸發(fā)脈沖的延時量應符合發(fā)射聚焦的要求； 考慮探頭工作頻率的變換和多點動態(tài)聚焦的需要，脈沖延遲時間應能通過數(shù)控方式快速變換； 應有足夠的延時精度。 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)下長線理論而設計的集中參數(shù)延遲線，它用于實現(xiàn)對所傳輸信號的延時。根據(jù)所需延時信

55、號的特點(高頻脈沖信號或是模擬信號)，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，適用于對數(shù)字信號的延時，模擬延遲線由電感和電容組成，適用于對模擬信號的延時。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，所以，接收聚焦延時更適合用模擬延遲線。然而，由于數(shù)字延遲線的造價高，通常僅在高級的成像系統(tǒng)中被采用，而在中檔或普及型B超中，發(fā)射和接收延時采用的均為模擬延遲線。為此，這里僅對模擬延遲線的結構原理作一介紹。 2)結構與基本原理 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所示電路來等效。 圖3-18 模擬延遲線等效電路     假設有一脈沖信號電壓接到延遲線的輸入端(為了便于說明原理，這里不以模擬信號為例)、當開關K合上后，U i >U B9 脈沖信號源經(jīng)L 1 向C 1 充電，當B點電位等于U i 時，C 1 的充電電流有下降趨勢時，電感L 1 產(chǎn)生反電勢維持此充電過程，在此過程的某一時刻，B點電位高于C點電位時，輸入電流經(jīng)過L 1 ，又向C 2 充電；同樣，當C點電位高于D點時，輸入電流經(jīng)過L 3 又向C 3 充電，而且每當電容充電接近終了的時候，由于電感L的反電勢，電容上的電荷不會向輸入端反放

57、電。依此類推，此脈沖信號將由延時線始端傳到末端。如果末端負載與延遲線是完全匹配的，則信號傳至末端后被完全吸收而不產(chǎn)生反射。 3)延遲線轉換電路 在實際應用中，往往需要延遲線的延時量可變，為此，可在延遲線電感上取出若干抽頭，并配以多路轉換開關進行轉換，使延時量分級可變，延遲線的這種應用如圖3-19所示。 圖 3-19 延遲線的轉換電路     圖中，多路轉換開關 (又叫多路調制器)用于完成不同延時量的轉換，延時量的確定由選通控制碼控制，通過改變選通控制碼的狀態(tài)，可以使輸出信號的延時量在0-6級內任意選定。多路轉換開關可以根據(jù)所需延時分級數(shù)來選用，其工作速度

58、應滿足延時變換的需要。比如用于B超收/發(fā)分段動態(tài)聚焦延遲時，因為焦點數(shù)據(jù)在回波接收期間不應發(fā)生變化，所以，延遲線的選通狀態(tài)通常應在每次發(fā)射之前的一個極短的時間(約為100ns)內確定，這就要求多路轉換開關的平均傳輸延遲時間t pd 最好小于3Ons，這一點在設計中應充分予以注意。延時線的選擇應根據(jù)動態(tài)聚焦的需要來考慮，主要是延時分級和延時精度，延時分級應滿足焦點變動所需延時的抽頭，延時精度不高將導致聚焦效果變差。 3動態(tài)電子聚焦     為了實現(xiàn)電子聚焦，通常采用延遲線對一次發(fā)射激勵所需的各路脈沖進行不同的延時，如果所采用的是固定延遲線，則每次發(fā)射聲波的

59、焦點將是固定的。在聚焦區(qū)域之外的遠場，由于波束的擴散，靈敏度和分辨力仍然得不到改善，為此，希望在整個探測深度波束都有良好的會聚。動態(tài)電子聚焦便是基于這種考慮提出的。     動態(tài)電子聚焦技術用以實現(xiàn)儀器全探測深度的波束聚焦，通常有兩種實施方案：一種是等聲速全深度區(qū)動態(tài)電子聚焦；另一種是全深度區(qū)分段 (三段或者四段)動態(tài)電子聚焦。兩種方案各有所長。 1)等聲速動態(tài)電子聚焦 以與超聲波在人體中傳播相同的速度，在全探測深度區(qū)移動發(fā)射和接收波束的焦點，這種電子聚焦稱為等聲速全深度區(qū)動態(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范圍設計為200mm，則聲波在人體往返所需時間約為260 m s。往程和返程各占130 m s?？梢栽诖藭r間內，利用計算機程控，以一定的速率改變延遲線的延時量，從而改變發(fā)射和接收信號的延遲時間，使焦點隨發(fā)射波束和接收回波同步移動，使探測深度中所有位置，都保持有良好的橫向分辨力。這種動態(tài)電子聚焦方式可望獲得最佳的波束聚焦效果，但由于要求焦點移動速度快，給電路設計帶來了更高的要求。比如對于延遲線的要求，不僅速度要求快，還有分級和延時精度的要求，當延時精度誤差時，焦點移動速度的均勻性將變壞。因此，這種方法在B超中實際很少采用。 2)全深度區(qū)分段動態(tài)電子聚

61、焦 在B超的探測深度內分段電子聚焦的方法，是一種較為實用的也是目前在B超儀器中普遍被應用的一種方法。其基本原理是將探測深度劃分為n(n取2一4)段，按近、中、遠場的順序，每次固定一個焦點發(fā)射，n次發(fā)射則有n個焦點，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)的形式送往計算機的數(shù)據(jù)存貯器，計算機根據(jù)每次發(fā)射的焦域取各次相應段回聲數(shù)據(jù)寫入存貯器，經(jīng)n次寫入，獲得一行在不同探測深度都有較高分辨力的合成信息，顯示時將其讀出，以亮度調制的方式顯示在一條掃描線上。這種分段實施電子聚焦、分段獲取回聲信息的方法，稱為分段動態(tài)電子聚焦。 圖 3-20 全深度區(qū)分段動態(tài)電子聚焦示意圖  

62、0;  和等聲速動態(tài)電子聚焦一樣，為了獲得不同的焦點，需要由計算機來控制延遲線的不同延時量輸出，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)射只有一個固定焦點，則要求延遲線的轉換速度也不高。這就使得電路對元器件的要求降低，從而使電路的實現(xiàn)變得容易。當然，分段動態(tài)電子聚焦的缺點也是明顯的，由于一行顯示信息的獲得，需經(jīng)幾次不同焦點的發(fā)射與接收，其成象速度大大降低，比如對原掃描為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重閃爍。因此采用分段動態(tài)聚焦后不宜采用直接顯示方式，而應通過插入數(shù)字掃描變換器以實現(xiàn)TV方式顯示，通過計算機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)射是實現(xiàn)電子聚焦和動態(tài)電子聚焦的基礎。由于采用多振元組合發(fā)射接收，控制器約有效孔徑增大，使聲束在近場區(qū)也增大了，這樣將使近場區(qū)的分辨力變壞。所以，更好的設計是采用動態(tài)電子聚焦和可變孔徑相結合的方式，即發(fā)射時，以一定數(shù)量的振元組合發(fā)射；而在接收時近場以較少的振元投入工