（生物医学工程专业论文）高频环阵换能器数字波束聚焦技术.pdf

中国协和医科大学硕士学位论文 a b s t r a c r i nt h eu l t r a s o u n dd i a g n o s i s ，i no r d e rt oo b s e r v i n gt h es m a l l e rc o n f i g u r a t i o na n d o r g a n i z a t i o n , i td e m a n d sr i s i n gt h eu l t r a s o u n df r e q u e n c ya n dr e a l i z i n gu l t r a s o u n d b e a mf o c u s w ea d o p ti o m h z h i g hf r e q u e n c ya n n u l a rt r a n s d u c e rt oa c h i e v ed i g i t a l b e a mf o c u s i n g t h et r a n s d u c e rt r a n s m i t ss y n c h r o n a lp u l s ef r o mt h ep r o g r a m m i n g l o g i cc h i pe p l c l 2 q 2 4 0 c 8 t h et r i g g e rp r o d u c e sh i g hv o l t a g et oi n s p i r i tt h e t r a n s d u c e re m i t t i n gu l t r a s o u n dp u l s e i nt h ee x p e r i m e n t , w eu s et h en y l o nl i n ea st h e d e t e c t e dt a r g e t t h eu l t r a s o u n de c h oi sc h a n g e dt oe l e c t r i cs i g n a l ，t h e nf i l t e r e da n d c h a n g e dt h ea m p l i t u d et o4 0 d b 乎i i nb yt h ec h i pa d 8 3 3 2 t h ec h i pa d 9 2 3 8s a m p l e s t h eu l t r a s o u n de c h ow i t ht h es p e e di n4 0 m h z ，a n dt h ef i v ed i g i t a le c h se n t e rt h e p r o g r a m m i n gc h i pe p l c l 2 q 2 4 0 , w h i c hc o n s t r u c t sf i v ef i f ot os t o r a g et h ef i v e d i g i t a lu l t r a s o u n de c h o e s w ec o n t r o lt h ed i g i t a lu l t r a s o u n de c h oo u t p u ta c c o r d i n g t o t h ed e l a yt i m e ，t h ei n - p h a s ed i g i t a le c h o c sa d d e db yt h ea d d e rt oa c h i e v et h ef i v e d i g i t a lb e a mf o c u s e d f i n a l l yt h ef o c u s e dd i g i t a le c h oi se x p o r t e dt ot h eh i g h f r e q u e n c yd a c h i p a d 9 7 7 2 a t ov a l i d a t et h er e s u l t t h ee x p e r i m e n tr e s u l ti n d i c a t e st h a ta d o p t i n gt h ep h a s e dc o n t r o lt e c h n o l o g y , m a n yf o c u s e sc a w b ea c h i e v e di nt h eb e a ma x i s ，w h i c hr e d u c e st h e3 d b w i d t ho ft h e u l t r a s o u n db e a ma n di m p r o v e st h ei m a g er e s o l v i n gp o w e r k e y w o r d s ：h i g hf r e q u e n c yu l t r a s o u n d , a n n u l a rt r a n s d u c e r ，d i g i t a le c h o , s e v e r a l f o c u s e dp o i n t s 2 独创性声明 本人声明所呈交的学位论文是本人在导师指导下进行的研究工作和取得的 研究成果，除了文中特别加以标注和致谢之处外，论文中不包含其他人已经发表 或撰写过的研究成果，也不包含为获得主国堡堂叠堂瞳主国堡垒匿叠盘 生或其他教育机构的学位或证书而使用过的材料。与我一同工作的同志对本研 究所做的任何贡献均已在论文中作了明确的说明并表示了谢意。 学位论文作者签名：签字日期：年月日 学位论文版权使用授权书 本学位论文作者完全了解主圈匡堂盘堂毡生垦监垄匡盘盘茎有 关保留、使用学位论文的规定。特授权主国匡芏盘堂照主旦垃垄匡壁盘堂 可以将学位论文的全部或部分内容编入有关数据库进行检索，并采用影印、缩印 或扫描等复制手段保存、汇编以供查阅和借阅。同意学校向国家有关部门或机构 送交论文的复印件和磁盘。 ( 保密的学位论文在解密后适用本授权说明) 学位论文作者签名：导师签名： 签字日期： 年月日 签字日期：年月 中国协和医科大学硕士学位论文 第一章引言 1 1 项目研究的背景和意义 超声波诊断是一种常用的医学检测方法，在生物组织成像诊断中占有重要的地位。 超声诊断主要是通过接收声波在生物组织中的传输回波，并提取人体有关的组织信息来 进行的。目前国内使用的多数是基于幅度调制的a 型超声和基于灰度调制的b 型超声 诊断仪，设备的聚焦成像方式大部分采用的是单点聚焦或多通道模拟延迟方式聚焦。这 些传统的超声检测技术存在以下问剧1 q ： 1 ) 采用模拟延迟线构成延时线矩阵，依靠电子开关产生各种延时量，当聚焦点多时需 要大量电子开关矩阵，电路复杂且线路容易受外界干扰或器件参数漂移等影响，这会 带来干扰噪声、信号处理精度较低、电器阻抗难匹配等缺点。 2 ) 现有的超声诊断仪聚焦点数不多，测量精度不高，难以检测到组织体内的细小病变， 满足不了临床上对整个探测区域的分辨率的要求。 进入9 0 年代以来，传统的超声诊断系统受到了前所未有的挑战。新技术、新方法 的不断涌现，使得超声诊断系统向全数字化发展成为必然的趋势。 首先，高性能高速模拟，数字转换器件a d 芯片的出现，使得对超声回波直接采样 成为可能。目前国外仪器的采样频率已经高达1 0 0 m h z ，采用插值数学方法能将采样率 提高到2 4 0 m i - i z 。国内的仪器通常采用的是模拟检波技术，这与国际领先水平还有很大 的差距。 其次，高速数字信号处理芯片和处理技术的发展，使得对a d 采样后的高速数据 流进行实时处理成为可能。例如，超高速存储器的存取速率已经可以达到7 - 1 0 n s ，从而 实现对1 0 0 m h z 以上的数据流实现实时存取。大规模可编程逻辑电路f p g a 的规模已经 超过1 0 0 万门级，最小逻辑门延时小于2 n s ，从而可以实现对高速采集数据流的实时压 缩、滤波、f f f 处理等硬件算法。高速d s p 处理器，如1 r i 公司的c 5 0 0 0 和c 6 0 0 0 系列， 其指令执行速率高达2 0 0 0 m b p s ，这使得数据实时处理的性能极大的提高。就超声诊断 系统而言，传统的模拟延时开关切换电路、可变增益放大、动态孔径切换电路等部分都 可以采用数字化的方法实现。更重要的是，这些高速高性能器件的价格也已降低到国内 企业和国内市场上能够接受的水平。因此，采用高速数字信号处理方式来取代传统的模 拟实现方式，从技术和经济的角度上看已经成熟。 采用超声相控阵技术能够实现超声波数字化聚焦成像技术，提高超声波成像的精度 中国协和医科大学硕士学位论文 和智能化程度。超声相控阵换能器按晶片形式主要分为三类：线阵、面阵和环阵。相控 阵换能器是由多个独立的压电晶片组成阵列，按一定的规则和时序用电子系统控制激发 各个单元，使阵列中各单元发射的超声波迭加成新的波阵面，在接收过程中按一定的时 序进行同相位信号迭加合成。与传统超声诊断技术相比，相控阵技术的优势是： 1 ) 能有效的控制声束形状，其声束角度、焦点位置、焦点尺寸能在一定的范围内连续、 动态可调，提高检测的精确性和实时性。 2 ) 在检测厚大脏器组织时，能不移动探头或尽量少移动探头，从而能解决空间限制等 问题，提高检测速度。 3 ) 能显著提高成像系统的空间分辨率，减少干扰和噪声，优化信噪比。 1 2 课题的主要任务 为了解决以上提出的传统超声诊断仪存在的焦点个数少、检测精度不高等问题，需 要研究和开发出新的数字化超声诊断仪。本文着重研究了超声数字化相控检测中的几个 关键技术，可以有效的控制高频超声波束聚焦位置和成像孔径大小，提高了成像系统的 空间分辨率，如果加上下一步的数字扫描处理技术，就能在屏幕上实时显示生物组织的 细小缺陷和形状并进行分析。采用相控数字化超声聚焦技术，是实现全数字化超声诊断 的必备手段之一 本文主要对以下几个主要问题进行了研究：首先，针对常用的超声波束聚焦技术进 行了分析概括，提出了相控数字化聚焦波束的实现方式；其次，分步阐述了高频环阵换 能器数字化超声波束的实现步骤，包括超声波束的发射、接收、可变增益放大、回波数 字化、数字化回波延迟迭加；最后，对数字化回波聚焦结果进行对比实验验证。 2 中国协和医科大学硕士学位论文 第二章超声诊断系统的理论基础 2 1 医用超声学基础 自然界中的各种波根据其性质可分为机械波和电磁波。电磁波是由于电磁力的作用 产生，无线电波、可见光和x 射线都是电磁波。机械波是由于机械力( 弹性力) 的作 用，机械振动在连续的弹性介质中传播的过程。超声波是指频率大于2 0 k h z 的机械波。 常用的医学超声频率范围在2 0 0 k h z 到4 0 m h z 之间。诊断用超声频率多在1 m h z 到 1 0 m h z 范围内。 相对于波的传播方向，质点的振动方向可以不同。波在介质中传播时，介质质点振 动方向和波传播方向相垂直的为横波。波在介质中传播时，介质振动方向和波传播方向 一致的称为纵波。纵波是由压缩弹性引起的，人体软组织通常是以纵波传播。因此，纵 波是超声诊断中常用的波型。 声波从波源发出，在介质中各个方向传播。在某一时刻介质中周期相同的各点组成 的面称为波面。波面有各种形状，波面为平面的称为平面波，波面为球面的波称为球面 波，波面为柱面的称为柱面波。在超声诊断中，探头发射的超声波在近场可看作是平面 波，在远场可看作是球面波。 超声波在媒质中传播的物理性质有反射、透射、散射等现象。超声波在固体气体、 液体气体界面上反射强烈。超声诊断仪通常不能检测含气体脏器和头颅等人体组织。 如果反射界面与入射超声波长尺寸接近或很小，那么超声与障碍物相互作用后，就会使 一部分声波偏离原来的方向传播，这就是超声的散射和绕射现象。发生绕射的条件是界 面尺寸d ， 为超声波长。散射时小障碍物又成为新的波源向四周发射超声波。所 以，散射时探头接到的散射回声与入射角无明显关系，人体中发生散射的主要是红细胞 和脏器的微小组织。一般说来，大界面上超声的反射回声比散射回声大数百倍，利用超 声的反射能观察到脏器的轮廓，利用散射能观察到脏器内部的病变。 与普通声波相比，超声波具有很多特性：首先，超声波的频率高，波长短，因此能 获得某一特定方向的超声波；其次，超声波引起媒质微粒振动的加速度很大，可以产生 很大的力量。超声波的这些特性，使得它在近代科学研究、工业生产和医学领域等方面 得到很大的应用。例如，可以利用超声波来探测海底深度和探测鱼群、暗礁：工业上可 以用超声波对金属内部的气泡、裂缝等缺陷进行无损检测；在医学上可以进行超声清洗、 超声雾化等。 3 中国协和医科大学硕士学位论文 2 2 超声诊断仪主要参数和特性 超声诊断仪参数大致可分为三类：声系统参数、图像特性参数和电气特性参数。声 系统参数：声速、声强度、总功率等；超声场的时频特性，如持续时间、脉冲重复频率、 脉冲波宽等：声场分布特性，如换能器类型、波束形状、聚焦特性、景深等。图像特性 参数：分辨率、位置记录精度、深度测量精度、帧频等。电气特性参数：灵敏度、增益、 压缩特性、动态范围、系统带宽等。以下分别说明几个主要参数： 2 2 1 声速 声波在介质中单位时间传播的距离，称为声速。通常情况下，声速随媒介温度而变 化。对于流体，如水，在室温附近，温度每升高1 度，声速增加3 - 4 m 。人体软组织的 声速接近于水。一般说来，固体声速 液体声速 气体声速。人体组织中的声波传播速 度接近于1 5 0 0 m s 。 2 2 2 波长、周期和频率 声速在介质中传播时，两个相邻同相位( 相同振动状态) 点之间的距离，称为波长， 用 表示。波长前移一个波长的距离所需的时间称为声波的周期，常用t 表示。介质中 任何一定点在单位时间内所通过的波的个数称为声波的频率，用f 表示。周期t ，波长 和频率f 与声速c 之间的关系为： = c f或t = l f = x c( 2 1 ) 式( 2 1 ) 中声速c 的单位为m s ，医学超声中波长的单位多用姗。频率f 的单位为 h z ，超声医学中多用k h z 和m i - t z 。 频率和波长在超声成像中是两个重要的参数，波长决定成像的极限分辨率，而频率 则决定了可成像的组织深度。表2 - 1 给出了医学超声诊断常用的几种超声波频率、波长 和极限分辨率的关系吼 表2 - 1 常用超声的频率、波长和极限分辨率 频率( m h z ) 1 2 52 533 5 57 581 0 波长( m m )1 2 30 6 o 5o 4 4 o 30 20 1 9o 1 5 极限分辨率( m n )0 6 1 5 0 30 2 50 2 2 0 1 50 1o 0 9 50 0 7 5 对于超声的较高频段m h z 级范围，其对应的声波波长要小于1 5 m m ，用这样短的 4 中国协和医科大学硕士学位论文 声波进行医学诊断时能产生具有较强方向性的声束，容易达到较高的横向分辨率，这对 于诊断初期占位性病变和局部组织病变具有重要意义 2 2 3 分辨力 分辨力是衡量超声诊断系统成像质量的最重要指标。分辨力是指成像系统能把物场 中两点区分开的最短距离。分辨力越高，越能显示脏器的细小结构。超声成像的分辨力 包括横向分辨力、侧向分辨率和轴向分辨力。横向分辨力和侧向分辨率指与声波传播方 向相垂直的声束横截面上相邻质点的分辨能力，临床上通常将探头长轴方向的分辨率称 为侧向分辨率，探头短轴方向的分辨率称为横向分辨率。轴向分辨力指沿声波传播方向 上能分辨出两个目标的最小距离1 4 1 。轴向分辨率的大小由所选用的超声声波波长和发射 声脉冲的持续时间决定。通常仪器的横向分辨力要比轴向分辨力差3 巧倍，同时，对于 现在临床上普遍使用的探头，短轴方向只能进行固定的聚焦( 通常采用声透镜方式) ， 在进行二维切面成像时图像的横向分辨率是固定不变的，因此，改善横向分辨力是提高 图像成像质量重要的一个环节。要获得较高的横向分辨力，必须在短轴方向对波束进行 聚焦。 在非相关光中，评价成像系统的准则是著名的瑞利判据，也称为两点分辨率判据嘲。 根据这判据，两个非相干点光源，一个点光源产生的爱里斑的中心正好陷在第二个点 光源所产生的爱里斑的第一个零点上，则认为这两个点光源恰好能分辨。并定义此时两 点源之间最小可分辨距离为系统的分辨力。 应该指出，医学诊断中使用的超声波，特别是单频率连续波，是相干的。即使是脉 冲波，其主要频率成分也是相干的。当需要考虑相干对分辨力影响时，例如对单频连续 波并且声源尺寸较小时，精确测定分辨力不用两点瑞利间隔，而用物场中单点移动一个 瑞利间隔，或直接规定测量点目标声像的爱里斑，以避免两点相位可能对测量带来的困 难。相反，对窄脉冲波或声源尺寸大于1 0 个波长时，且用于工程测量时，仍可采用瑞 利两点分辨力判据。例如b 超探头的有效辐射面尺寸较波长大许多，在采用仿生生物 模块测量仪器的分辨力时，仍可采用分辨最小两靶线的距离作为指标。 在声成像中，当成像点扩展函数主瓣下降3 d b 时，即下降到主瓣幅值0 7 0 7 倍时波 束之间的横向距离定为3 d b 分辨率。 5 中国协和医科大学硕士学位论文 2 3 超声换能器 超声换能器通常由石英或陶瓷压电材料薄片构成，它能将存储在电容内的能量转换 成超声信号，以及将界面和不连续性反射的超声回波信号转换成电信号，换能器具有发 射超声波和接收超声回波的功能。换能器的结构由聚焦件、匹配层( 一层或多层) 、压 电元件和背衬块组成。换能器聚焦结构的基本类型为有源聚焦法、折射镜法、反射法和 衍射法。为了实现人体与压电元件之间的声学匹配，在压电元件的前方采用一层或多层 匹配层来提高换能器的性能。换能器匹配层能使声能高效地在压电晶片和软组织间传 输，能提高换能器的灵敏度，展宽频带，减少失真。超声换能器压电元件根据用途的不 同有圆片形、长条形、球壳形、圆柱形、环形、棒形和管形等。背衬块是压电元件后的 衬垫块，要实现宽频带、窄脉冲就必需要有性能良好的背衬块。在无背衬块时，压电元 件受电激励而起振，电脉冲停止激励时，压电元件要持续一段时间才停振，影响整机的 轴向分辨力。换能器的总体性能受以下参数影响：机电耦合系数，传输系数和接收系数 等。换能器大多与使用的材料和阵元排列的方式有关哪。 通常只在一个方向上将换能器材料切割成许多小阵元，因此被称为一维阵列探头。 作为一维线阵探头s j - 维面阵探头的过渡，有1 2 5 、1 5 、1 7 5 分数维探头们。分数维探 头在结构上的特征是在换能器的长度方向上按传统方法切割成致密的小阵元，而在厚度 方向上切割成有限的几排。 换能器按阵元数目可以分为单阵元和多阵元两种。单阵元传输波形由换能器的直径 和波长决定。线性扫描阵通常很大，宽约l c m ，长约l o c m ，有1 2 8 - 5 1 2 个压电阵元。 相控阵通常较小，大约l e n a 宽和l 一3 c m 长，阵元少( 6 4 - 2 5 6 ) 。多阵元换能器按阵元空 间排列维数可分为一维阵和二维阵等。通常在临床应用中，机械扇扫换能器多为单阵元。 用于体表、人体小组织、颈部动脉的一维线阵为7 5 m h z 或i o m h z ，阵元数为1 2 8 、1 9 2 或2 5 6 单元。用于腹部和妇产科超声诊断的一维线阵，频率通常为3 5 m h z 或5 m h z ，常 见的阵元为1 2 8 ，也有1 9 2 或2 5 6 单元的。相控阵的设计基于惠更斯原理，换能器可通 过相控技术灵活控制声束形状，用比较小的声学窗口，获得大的图像检查视区，换能器 不需要机械转动或移动。相控阵换能器按晶片形式主要分为三类：线阵、面阵和环形阵 列。目前多数医疗超声设备采用6 4 单元的相控阵，高性能的系统也有采用9 6 、1 2 8 单 元的相控阵。1 。工作频率为3 m h z 、3 5 m h z 或5 m h z 。环阵换能器能同时提高横向分辨率 及侧向分辨率，从而使得高频换能器能在更大范围内使用。在体表扫描中，环阵能提供 6 中国协和医科大学硕士学位论文 更好的检测区域，能提供更准确的组织边缘检测精度。环阵换能器能精确的记录组织结 构，如瓣叶、心内膜赘生物、小的中隔缺损等环阵换能器能辨别如胸部淋巴腺等小的 组织病变嘲。环阵换能器还能很好的显示浅表器官如乳房、颈部、睾丸、皮肤和皮下组 织的组织结构“”。 近年来开发二维超声换能器基阵来获得实时三维图像已成为超声换能器发展的一 个热门领域。9 0 年代初日本a l o k a 公司已开发出三维扫描用凸阵探头。第一个商用两 维阵在1 9 9 7 年开发和研制，第一个三维超声成像商品化装置是由奥地利k r e t z t c h i k 研 制已有含1 2 8x1 2 8 阵列的超声成像系统应用于金属和复合材料的检测与性能评价的 报道，该系统具有实时c 扫描成像功能，能以标准视频图像在液晶显示器上显示。目前 三维医疗超声系统实现的两维阵通常是由一维线阵或相控阵旋转而实现n 1 1 。 2 4 超声扫描成像方式 超声诊断仪在医学领域中，通过检测人体组织声学特性的不同差异来区分不同的组 织，特别是区分正常和病变组织。按传播方式可分为反射型、透射型和多谱勒型。目前 使用最多的是反射型诊断仪，包括a 型、b 型、c 型和彩色血流成像仪等。超声诊断的 研究始于2 0 世纪4 0 年代，到5 0 年代，a 型超声诊断仪在临床得到广泛应用。6 0 年代， 超声诊断仪由a 型向b 型过渡。 2 4 1 型超声扫描 超声a 型扫描方式，是一种幅度调制扫描方法( a m p l i t u d em o d u l a t i o nd i s p l a y ) 。 它用回声幅度的大小表示界面反射的强弱。简单的说来，是由超声换能器发射一束脉冲 声波至被测物体内，并接收散射或反射回来的声波。a 型扫描显示中荧光屏的横轴代表 脉冲声波的传播时间，纵轴代表回波的幅度。a 型扫描显示的内容是当探头驻留在被测 物体的某一点时，沿被测物体深度方向的回波幅度。 a 型扫描可采用高频信号线性显示( 射频显示) ，射频显示能比较真实的反映出超 声脉冲在介质中的传播情况，有利于分析回波的波形特征，通过对回波信号进行处理， 可以对被测物体的介质进行评价。图2 - 1 是一个简单的a 型扫描回波射频波形图，横坐 标代表声波的传播时间，纵坐标代表脉冲回波幅度。 7 中国协和医科大学硕士学位论文 图2 - 1 一个点反射体回波的射频波形 a 型诊断仪是最基本的超声诊断仪器，通过探头的定点发射得到的回波位置能获得 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。通过测定回波的波幅和波 密度等，还能对病灶进行一定程度的定性分析。 在2 0 世纪5 0 年代，a 型超声诊断仪在临床上得到广泛应用，对于脑中线检查和心、 肝、胆囊、眼睛某些疾病的诊断取得了一定的成果。但a 型诊断的缺点是回波图只能 反映局部组织的回波信息，且诊断的准确性与操作医师的识图经验关系很大。因此，在 超声诊断仪显示图像化的今天，a 型超声诊断仪仅限于眼科上的应用 2 4 2b 型超声扫描成像 超声b 型扫描，是以a 型扫描为基础的一种灰度调制性显示方法( b r i g h t n e s s m o d u l a t i o nd i s p l a y ) 。将回波幅度信号加到示波管的z 轴( 阴极) ，用以调制时基线的 亮度，并以平面扫描，这种显示就称为b 型显示。多数超声诊断仪的二维图像都是通 过b 型扫描方式获得。b 型扫描得到的是与声束传播方向平行的物体截面图像。如图 2 - 2 所示，声束沿z 方向传播，换能器沿x 方向进行扫描，换能器的位置逐渐改变，照 射物体的不同区域，并接收声束所到达区域内物体的散射声信号，将其幅度调制成图像 中相应位置的象素亮度，从而获得声束扫描截面内与声散射信号幅度对应的图像。图像 中纵坐标表示与物体表面的距离，也就是声波的传播时间，横坐标表示物体表面的横向 位置，也就是换能器移动的位置。 c 扫圈像 1 换能器2 缺陷 图2 - 2超声b 型和c 型扫描示意图 8 中国协和医科大学硕士学位论文 b 型超声诊断仪探头发射的超声声速在水平方向上采用快速电子扫描的方法( 相当 于快速等间隔改变a 超探头在被测物体表面上的位置) ，逐次获得不同位置深度方向的 所有位置的反射回波，当一帧扫描完成，便可获得一幅由超声声束扫描方向决定的垂直 平面二维超声断层图像，也可以通过机械的或者电子的方法改变探头的角度，使超声波 束指向方位快速的改变，则每隔一定角度，被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 超声诊断层图像，称为扇扫断层图像。 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 的检察，而扇扫断层b 型超声诊断仪适用于对心脏的检察。现代b 型超声波诊断仪同 时具备以上两种诊断功能，通过配用不同的超声探头可方便的进行转换 2 4 3c 型超声扫描 c 型超声扫描，简称c 扫，是指特定深度扫描模式( c o n s t a n td c p t hm o d e ) ，与b 型扫描一样，都是灰度调制的二维切面图像显示方式。b 型扫描获得的是超声波束扫描 平面本身的截面图像，而c 型扫描得到的是距离超声换能器特定深度的与超声波束轴 向垂直的截面图，即横向截面图像。可见c 型扫描显像平面与b 型扫描显像平面是相 互垂直的。c 型扫描成像采用多元线阵探头，超声换能器在水平x 方向采用和b 型一 样的电子扫描方式，在水平y 方向采用机械的方法使探头移动。即c 型采用的是面扫 描( 二维扫描) 而不是线扫描( 一维扫描) 。为了获得与声束轴线垂直的断面z = z o 的 图像，扫描声束应聚焦在该平面，并从换能器接收到的散射声信号中选取对应于z = z 0 的信号幅度，调制图像中与物体坐标( x ，y ) 相对应的像素的亮度，以获得z = z 0 的截 面图像。改变扫描声束聚焦的平面，即可获得物体不同深度的c 型扫描截面图像。 通常在接收回路中通过控制距离选择开关的开通时间来控制同一深度的回波信号 的接收显示，如果使多元线阵探头通过机械的办法沿轴摆动，则可获得任意深度的c 型声像图。 如果距离选通开关的开通时间不是常数而是一个线性变量或者非线性函数，则接收 到的不再是同一深度的回波信号，而是在z 方向为一斜面或者曲面的深度切面图，通常 将这种声像图称为f 型声像图，这样的超声波诊断仪称为f 型超声波诊断仪。 9 中国协和医科大学硕士学位论文 2 4 4 超声三维图像显示 超声三维成像分为4 步：先获得传统的二维图像，记录这些图像，重建三维产生矢 状面、冠状面和横截面图像，最终清楚显示多个三维成像图。可采用换能器直线移动扫 描、扇状扫描和旋转扫描等方式获得这些成像切片。传统超声诊断仪在很大程度上靠诊 断经验来操作超声探头，由操作者选择方位和视角。采用手控方法很难通过等间隔均匀 采样来获得切片图像，因此很难获得高质量图像。采用超声探头精确的机械运动能获得 等间隔均匀采样的切片图像。采用在成像平面和侧向平面具有聚焦和波束控制能力的二 维阵列，可以使探头不需机械运动就能收集到切片图像。 三维图像显示通常是按照立体投影原理，在一个平面上获得有立体感的三维物体的 图像显示。可通过直接获得物体的三维图像信息或者先得到若干个相邻断层内的二维图 像信息，然后按照投影原理组成有立体感的图像。三维成像可以了解成像物体内缺陷在 物体中所处的位置，使图像更加直观。 超声成像显示的方法有很多，除上述b 、c 扫描成像外，还有其它声全息成像、声 c t 成像、脉冲多谱勒成像等等。近年来，随着计算机技术的发展，在空间三维成像的 基础上加上时间变量，研制出动态三维( 四维) 成像技术等。 2 5 超声波诊断系统结构 医学超声诊断仪按声波传播方式不同可以分为反射成像、散射成像或透射成像。反 射和散射成像信息是检测超声经过人体组织界面的反射和散射变化，透射成像信息是检 测超声透过人体组织时的信息变化。超声诊断仪将接收到的超声回波信号，经过适当的 电子学处理后，在显示器上显示出有用信号目前，应用于临床的切面超声成像通常为脉 冲回波成像，即首先经超声换能器向人体组织发射超声波，然后超声换能器停止发射转 为接收状态，接收来自组织的回波。 通常超声仪检测电路主要由超声波换能器( 超声波的发射与接收) 、脉冲发生器、 前置模拟信号处理电路( 回波检波、滤波、放大等) 、增益控制电路、a d 转换电路、 数据存储和处理电路、显示器和接口电路等部份组成。使用超声仪对组织进行诊断时， 需要在组织表面涂上耦合剂，并使探头贴近组织表面进行检测。 典型数字化超声诊断仪原理结构框图见图2 - 3 所示，由整机控制单元产生发射声束 偏转和聚焦所需的延迟触发脉冲，控制发射电路形成高压激励窄脉冲，激励换能器各阵 元依次发射窄脉冲声波，合成偏转聚焦发射声束。检测人体的回波信号经换能器各阵元 1 0 中国协和医科大学硕士学位论文 转换成电信号，经前置放大器放大和a d 转换成数字信号后，进行数字回波接收偏转 延迟、聚焦或动态聚焦与求和处理，合成偏转聚焦接收声束。合成接收信号经过主通道 进行对数压缩、检波放大和深度增益补偿等处理后，进入数字扫描变换器与图像处理单 元，完成声束扫描极坐标与显示直角坐标间的转换等图像处理后，由d a 转换成模拟 信号送到显示器显示出断层图像。 图2 3 典型数字化b 型超声诊断仪框图 2 6 本章小结 本章主要针对超声诊断系统相关的基础理论做阐述，包括医用超声学知识、超声换 能器构造、超声扫描成像方式和超声诊断仪的结构。通过对这些知识的概述，为下一步 超声聚焦系统研制工作提供了理论上的依据。 中国协和医科大学硕士学位论文 第三章超声波聚焦技术 超声诊断设备的分辨率是一个重要的性能指标，二维超声图像中最重要的技术指标 是轴向分辨率和侧向分辨率。在目前常用的b 型超声诊断仪中，侧向分辨率比轴向分 辨率差几倍，这将影响对小病变的检测。要提高图像的侧向分辨率，需要使换能器发射 和接收到的超声波束收敛变细，也就是实现超声波束的聚焦。对于聚焦波束，侧向分辨 率就等于波束的直径【1 2 1 。超声聚焦的方式有几何聚焦方式和电子学聚焦方式。其中几何 聚焦方式包括：声透镜聚焦、凹面自聚焦等多种方式。电子学聚焦方式包括模拟聚焦方 式和数字化聚焦方式。 3 1 几何聚焦技术 几何聚焦方式一般采用凹面晶体或声透镜。为了使超声波束有效地聚焦来提高整机 的切片分辨力，通常在换能器匹配层前加声透镜来实现超声波束的收敛，也有将换能器 压电元件制成凹面形来达到聚焦波束的目的 一维阵探头俯仰方向孔径固定，焦点固定；1 2 5 维探头俯仰方向孔径可变，静态聚 焦；1 5 维探头俯仰方向孔径、光栅和聚焦动态可变；1 7 5 维探头相比1 5 维探头没有对称 的限制，俯仰方向阵元多，能形成小焦点；2 维阵列俯仰方向和扫描方向几何尺寸和性 能一致，可采用电子聚焦【廿1 。 一维阵探头只能实现在成像平面内的电子聚焦。在成像平面的厚度方向上，不能实 现电子聚焦。可以采用声透镜来实现成像平面的厚度方向上波束聚焦，由于声波在透镜 中传输速率比在媒介中传输速率小( 如人体内声速为1 5 0 0 r e s ) ，可选用硅胶( e = l o s o n 【l s ) 做透镜材料f 1 4 1 。由于透镜的焦距固定，因此聚焦的效果有限。此外，使用声透镜会导致 声能量的高损失。 几何聚焦通常只有一个焦点，在其视野深度的聚焦特性很好，缺点是视野深度很短。 线阵电子聚焦，能获得从近距离到远距离的合成视野深度，但仅能获得声束截面一维的 聚焦效果。可以采用若干同心圆环形晶体组成的环阵换能器，也可以在平面形环阵晶体 上加声学透镜来改善声束截面上的聚焦效果。单晶片换能器的孔外径有效工作面积是确 定的，环阵换能器的扫查深度超过视野深度时，声束发散带来侧向分辨力变差，可采用 可变孔径的方法，随着扫查深度的增加，有效孔径逐渐增大，环阵的合成视野深度得到 增长，从而提高了整个成像深度侧向分辨率。 1 2 中国协和医科大学硕士学位论文 3 2 电子学聚焦技术 3 2 1 惠更斯原理简介 当声波在各向均匀同性介质中传播时，波面及波前的形状不变，声波在沿途中不会 改变传播方向。当声波在传播过程中遇到障碍物时，或当声波从一种介质传播到另一种 介质时，波面的形状和声波的传播方向将发生改变。根据惠更斯原理：介质中波传播到 的各点，都可看成是发射子波的新波源，在以后的任何时刻，这些子波的包迹就是新的 波阵面。子波的包迹是指与所有子波的波前相切的公切面。利用惠更斯原理可以由已知 的波前通过几何作图方法确定下一时刻的波前，从而确定波的传播方向。菲涅耳在惠更 斯原理基础上加以补充，给出了关于相位和振幅的定量描述，提出子波相干迭加的概念。 即从同一波面上各点发出的子波，在传播到空间某一点时，各个子波之间也可以互相迭 加而产生干涉现象，当各个子波间的光程差恰好为 2 的奇数倍时，子波之间相互干 涉抵消，当各个子波间的光程差恰好为 2 的偶数倍时，子波之间相互干涉增强。 将惠更斯定理应用在超声波检测技术中，即将换能器各晶片上按晶片排列顺序等时 差依次加入电脉冲激励信号( 时差称为延时量，用t 表示) ，各晶片产生的超声波迭加 后波束的方向与阵元的法线方向就有一个夹角0 。如果探头的结构一定而且波束的参数 也不变，方向角0 仅是t 的函数，记为o = f ( t ) 。如果仅仅改变各阵元晶片受激励的先 后时间顺序，保持t 不变，则迭加波束的方向移至法线另一侧的对称位置上。因此，只 要改变延时量的值和晶片阵元的激励顺序，就可以实现在一定角度范围内的超声波束的 扇形发送。 3 2 2 超声电子聚焦技术 超声成像常需要改变焦距和聚焦方向，并且需要声束快速扫过人体内需要成像的重 要器官。采用多元换能器和电子技术结合，可以不必移动换能器使合成的波束在组织断 面内快速成像，采用电子扫描相控技术依次延迟各个阵元的发射和接收回波，来调整焦 点位置、聚焦方向。结合波束时间与空间的控制，能克服传统声束聚焦方法中焦点固定， 调焦速度慢的缺点。采用相控阵聚焦能较容易地控制波形，包括焦点、波宽和波束方向 等，来获得分辨特性好、动态范围大、旁瓣与噪声水平低、几何失真小的超声图像，是 目前扫描系统中性能最优的一种。 1 3 中国协和医科大学硕士学位论文 环阵换能器由一组同心圆的多阵元晶体组成。每一个晶体通过电脉冲调制，使波束 在沿轴方向聚焦成为非常精确的点，可以实现连续动态聚焦。环阵换能器比单阵元换能 器的优点在能有多个焦点，比起线阵换能器能在横截面聚焦。环阵能实现二维全程动态 聚焦，改善了横向分辨力，在焦区内波束能量集中，提高了波束穿透力。 超声波的电子聚焦包括发射聚焦和接收聚焦。在进行发射聚焦时，换能器上的各个 晶片阵元从两端向中心按设计的延迟时间依次先后发射声束，则在媒介内合成的波阵面 为一凹球面，在焦点处同相迭加增强，在焦点外异相迭加减弱甚至抵消。多阵元换能器 超声波束发射和接收聚焦的示意图见图3 - 1 所示，p 为聚焦点，p 距换能器表面的距离 为焦距f ，在发射时，采用时间延迟顺序激励阵元的办法，使合成波束于p 点聚焦，合 成波束聚焦焦距由凹球面曲面半径，即聚焦延迟时间构成的曲面半径和声波所在媒质中 的声速确定。接收聚焦的方式是，换能器各阵元接收回波后将声信号转换成电信号，然 后对各阵元输出的电信号按设计的聚焦延迟时间进行延迟输出，再用加法器对输出的延 迟信号求和相加，使来自焦点和焦点附近的回波信号增强，聚焦区域以外的回波信号相 互减弱以至抵消，从而达到接收聚焦的目的。改变延迟量就可以改变发射或接收到的聚 焦焦距，不断改变延迟时问，可实现在整个扫描深度内的实时动态聚焦。 激励脉冲 _ 一 卟 + 加f 歹 胡彳 l a )i b ) p 。量直。d i 肆元中t 问臣- ( i t ) t ) m a t 发t i i l t b ) ：目菠接收鼍 图3 - 1 采用时间延迟方式进行发射和接收电子聚焦示意图 在聚焦点，声束宽度最小，在焦点附近一个有限范围内，聚焦声束宽度小于同一阵 列换能器没有聚焦时所产生的波束宽度。离焦点越远，聚焦声束越宽。 目前大多数的黑白b 超和彩色b 型超声仪器是采用模拟声束形成方式，每个阵元 所接收的信号经前置放大器和模拟延迟线适当延迟后相迭加，电子聚焦、可变孔径、方 向控制和变迹技术都是采用模拟方式完成1 1 5 1 。由于阵元输出的电信号是模拟信号，因此 可采用抽头l c 延迟线直接对接收信号进行延迟，利用电子开关矩阵的切换来选择不同 1 4 中国协和医科大学硕士学位论文 的延迟量。当聚焦点多时需要大量的电子开关矩阵，只能实现分段聚焦。采用l c 延迟 线会带来干扰噪声、参数漂移、电器阻抗难匹配等缺点【1 6 1 ，并且使信号的带宽和动态范 围受限，难以获得高品质的成像。 3 2 3 动态聚焦 3 2 3 1 非实时动态聚焦 通过改变各阵元聚焦延迟时间所构成曲线的曲率半径，可调节焦距。使发射和接收 声束在近距离聚焦，将摄取的近距离图像存入存储器，其它部位图像舍弃，然后将发射 和接收聚焦焦点调到近中距离，再将这部分图像存入存储器。依次类推，将发射和聚焦 焦点依次调到中远距离、远距离，摄取图像后存入存储器这样将获得从近距离到远距 离动态聚焦的、分辨特性良好的二维断面图像。采用这种动态聚焦方式获得的一帧图像 是焦点固定时所获得一帧图像所用时间的四倍。在系统其它参数不变的条件下，显像帧 频降低了三倍。非时实动态聚焦显像系统用来观察运动缓慢的腹部区域比较合适，但不 能用来观察心脏等快速运动的脏器。 3 2 3 2 实时分段动态聚焦 在实时分段动态聚焦方式中，焦点根据产生回波信号的深度同步地移向深部。在现 有的b 型超声诊断设备中常采用8 、1 6 段等实时动态聚焦方式，在超声脉冲发射过程 中，各阵元按设计的延迟时间发射超声脉冲后，其聚焦焦距由聚焦延迟时间关系和传播 媒质中声速确定。由于发射脉冲宽度远小于接收回波信号的时间，因而不可能在发射时 问内通过动态的改变发射延迟达到动态聚焦的目的。但在接收时问内，可根据产生回波 目标的深度，由浅渐深地改变焦距，焦距可由延迟的时间关系和传播媒质中声速所确定， 而不受仪器系统的控制，接收时能动态地改变聚焦延迟，使聚焦区由浅渐深的变化速度 与聚焦区回波信号达到换能器的速度一致，这样使各个深度的接收声束均处于聚焦状 态。实际应用中，大多采用实时分段动态聚焦方式。如图3 2 所示： 图3 - 2分段实时动态聚焦 中国协和医科大学硕士学位论文 由于聚焦深度和焦点直径随换能器直径与焦距变化，分段动态聚焦要解决的一个重 要问题就是，动态聚焦应如何分段，或者各分段聚焦如何选择。在动态聚焦设计时，首 先应确定仪器的扫查深度，一般几c i n 到2 0 c m ，希望在这一深度范围内都能得到均匀 清晰的图像。因此，要求实时分段动态聚焦扫查时，各聚焦深度之和能覆盖整个扫查深 度范围，且声束宽度近似均匀。 在离换能器很近的区域内，由于超声波束的衍射效应，使波束变得很宽，在紧靠换 能器阵面附近，波束宽度与换能器孔径相当，侧向分辨力很差。在该区域，又无法采用 电子聚焦方法。为了改善浅层组织内声束特性，在接收过程中，常采用可变孔径技术来 改善近场声束特性。动态聚焦常和可交孔径技术配合使用，在近中场动态聚焦有效的深 度范围内，采用较小的孔径，使聚焦深度增加，且所要求的聚焦延迟减小，即延迟时间 曲线的曲率降低，使延迟网络更便于实现。 3 2 3 3 实时连续动态聚焦 为了使不同深度的断面图像都具有最佳的侧向分辩力，要求实时连续动态聚焦，焦 点愈密集愈好。签于动态聚焦的重要性，国外对动态聚焦的研究提出了许多方案1 1 7 8 1 。 在相控阵系统中，电子聚焦延迟可由相位延迟来实现，这种方法也可用于线性扫描的电 子动态聚焦。该方法的一个重要特点是可以使聚焦焦点随回波脉冲到达换能器的时间由 浅到深处同步连续动态变化。工作原理阐述如下： 在常规模拟延迟成像系统中，各阵元的接收信号通过适当的延迟和相加后形成模拟 声束，合成波束的输出表达为： - - 警 “订。x “一m ) 一譬( 3 1 ) 式( 3 i ) 中，n + i ( n 为偶数) 为总阵元数，】( 1 为第1 1 个阵元的接收信号，tn 为第n 个阵元接收信号的延迟量。经采样后得到的采样序列： 一鼍 f c k t _ l = j x - ( t - - r n ) a ( t - - k t ) 一一一号 ( 3 2 ) 式( 3 2 ) 中，t 为采样周期，k 为自然数。式( 3 2 ) 可转换为： n - 譬 、- 1 f ( k t ) 一x 。t ) 6 t 一【l t r n ) ”一? ( 3 3 ) 1 6 中国协和医科大学硕士学位论文 以上式子说明，先采样后延迟获得的结果和先延迟后采样获得的结果完全一致。采 用先采样后延迟的方法可以去掉模拟延迟线，通过控制各阵元接收信号通道的不同采样 时间就可以实现动态聚焦。这就是数字化声束控制技术。数字化声束系统将超声回波信 号通过放大后由a d 转换器变成数字信号，经延时输出后进行数字信号迭加获得合成波 束。 数字化声束的形成通常有均匀采样方式和变频采样两种方式。均匀采样方式对各阵 元的输出回波信号进行均匀采样后将得到的数据输入存储器。在数据读出求和时，根据 聚焦延迟时间关系，产生并动态改变每个通道的读出逻辑地址，将读出数据迭加求和就 可产生连续动态聚焦波束。通常需要增加内插单元等来提高采样频率实现对各个聚焦点 的真正延迟。每个阵元的接收信号通道分别有a d 转换器、数据存储器和内插器。均匀 采样形成模式见图3 - 3 。 阵元敦据存内簟暑 图3 3 均匀采样形成模式 变频采样方式的延迟补偿采用a d 转换器的变频采样，具体方法是动态的改变各 通道的采样频率与通道问采样脉冲关系。每一通道的采样时钟按聚焦深度进行延迟，并 动态的跟踪回波脉冲到达换能器的时刻，即焦点由浅渐深的变化。由f i f o ( 先进先出) 存储器代替由地址逻辑控制读出的存储器，同一相位回波数据由h f o 并行输出到加法 器迭加求和，可达到聚