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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 如型、型、型。 (2)二维信息设备 如扇形扫查型、线性扫查型、凸阵扫查型等。 (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 如型、型、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 如型、型、型、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)型超声诊断仪 将产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），故称型。 (2)型超声诊断仪 将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)型超声诊断仪 又称型超声断面显像仪，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（brightness）调制的超声断面影像。故称型。型超声诊断仪又可分为如下几类：扇形扫描型超声诊断仪 包括高速机械扇形扫描、凸阵扇形扫描、相控阵扇形扫描等；线性扫描型超声诊断仪；复合式型超声诊断仪 它包括线性扫描与扇形扫描的复合以及型、型、型等工作方式的复合，极大地增强了型超声设备的功能。 (4)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（）和脉冲多普勒（）之分。 (5)型和型超声成像仪 型探头移动及其同步扫描呈 “ ” 字形，显示的声像图与声束的方向垂直，即相当于线断层像，型是型的一种曲面形式，由多个切面像构成一个曲面像，近似三维图像。 (6)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 超声是-理论的移植和发展，用超声波束代替射线，并由透射数据进行如同-那样的影像重建，就成为超声，其优点：无放射线损伤；能得到与-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 1A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。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。 图 3-1 A型超声原理 2M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）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。 图3-2M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。 3B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。 图3-3 B型超声断层扫描与成像 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。 4C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，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 、 Y 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 型扫查，如图 3-4(b) 。 图 3-4 C型超声原理 5D型超声 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 7P型超声 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）。 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）。 (2)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，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，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。 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。 图3-10柱形单振元探头结构剖面图 它主要由5部分组成: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/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，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(即电脉冲结束后声振荡仍以衰减振荡方式维持一段时间),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，到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,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 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3-12所示，它主要由6部分组成:开关控制器、阻尼垫衬、换能器阵列、匹配层、声透镜和外壳。 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。 (3)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可由下式给出。 =CpT12 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 。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0.48mm。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 /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 /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100mm10mm0.8mm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=1.60，那么这种尺寸结构d/ =1.55/1.601，远不能满足d /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/ =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。 (4)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)10 6 kgs m 2 ，人体组织的阻抗Ze(1.581.7)10 6 kgs 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。 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。 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 对线阵探头实施多振元组合发射，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 0.3 0.5mm，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lOmm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 l 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 l =0.5mm的情况为例，直径为lOmm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 U B9 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。 图 3-19 延迟线的转换电路 图中，多路转换开关 (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100ns)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3Ons，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。 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，是一种较为实用的也是目前在B超仪器中普遍被应用的一种方法。其基本原理是将探测深度划分为n(n取2一4)段，按近、中、远场的顺序，每次固定一个焦点发射，n次发射则有n个焦点，如图3-20所示。每次接收的回声经A/D变换后以数据的形式送往计算机的数据存贮器，计算机根据每次发射的焦域取各次相应段回声数据写入存贮器，经n次写入，获得一行在不同探测深度都有较高分辨力的合成信息，显示时将其读出，以亮度调制的方式显示在一条扫描线上。这种分段实施电子聚焦、分段获取回声信息的方法，称为分段动态电子聚焦。 图 3-20 全深度区分段动态电子聚焦示意图 和等声速动态电子聚焦一样，为了获得不同的焦点，需要由计算机来控制延迟线的不同延时量输出，但由于分段数较少，所要求的延迟线分段数并不高；又由于每次发射只有一个固定焦点，则要求延迟线的转换速度也不高。这就使得电路对元器件的要求降低，从而使电路的实现变得容易。当然，分段动态电子聚焦的缺点也是明显的，由于一行显示信息的获得，需经几次不同焦点的发射与接收，其成象速度大大降低，比如对原扫描为30帧、每帧150线的一段聚焦显示图象，改为三段聚焦并保持每帧线数不变的话，帧频将由30降为10，这样低的帧频将造成图象的严重闪烁。因此采用分段动态聚焦后不宜采用直接显示方式，而应通过插入数字扫描变换器以实现TV方式显示，通过计算机控制存贮器的写和读，采取“慢入快出”的方式，才能保证获得分辨力和清晰度都较高的图象。 采用多振元组合发射是实现电子聚焦和动态电子聚焦的基础。由于采用多振元组合发射接收，控制器约有效孔径增大，使声束在近场区也增大了，这样将使近场区的分辨力变坏。所以，更好的设计是采用动态电子聚焦和可变孔径相结合的方式，即发射时，以一定数量的振元组合发射；而在接收时近场以较少的振元投入工作，远场以较多的振元投入工作，以保证远场和近场都有较好的分辨力，关于可变孔径接收的原理和实现方法将在后面的内容中给予介绍。 4.发射多路转换开关 发射聚集电路产生的数个延时脉冲还不能直接控制发射脉冲产生电路工作，这是因为线阵探头通常由多达数百个振元组成，且每次以其中一组振元发射。因此，在发射聚焦电路和脉冲产生电路之间，还必须设置一脉冲分配电路 -发射多路转换开关。 1)作用 发射多路转换开关用于实现对发射聚焦电路输出延迟脉冲的再分配，以实现对发射波束扫描方式的控制。 以阿洛卡 SSD-256型B超发射波束控制电路为例。其探头由80振元组成，发射时以64种组合方式工作，而该机聚焦延时电路共有16路，产生16路经延时的触发脉冲输出，假如一次发射时将16路脉