超聲多普勒成像原理

1、 超聲多普勒成像原理當(dāng)聲發(fā)射源與聲接收器有相對(duì)運(yùn)動(dòng)時(shí)，接收器所接收到的聲波頻率與發(fā)射頻率有所不同，這一現(xiàn)象稱為多普勒效應(yīng)。超聲多普勒法成像就是應(yīng)用超聲波的多普勒效應(yīng)，從體外得到人體運(yùn)動(dòng)臟器的信息，進(jìn)行處理和顯示?，F(xiàn)已普遍用于血流、心臟和產(chǎn)科等方面的檢查。超聲血流測量儀、起聲胎心檢測儀、超聲血管顯像儀以及超聲血壓計(jì)、超聲血流速度剖面測試儀等多種儀器在臨床上廣為應(yīng)用。超聲波對(duì)血管內(nèi)流動(dòng)的紅血球接收散射，根據(jù)多普勒效應(yīng)，即反射頻率于發(fā)射頻率之間將產(chǎn)生偏移即多普勒頻移fd，由下式給出： fd=2vf0cos/C式中v為紅血球的運(yùn)動(dòng)速度，C為超聲波的速度。由公式可以看出，與血流速度成正比，若檢出fd就可

2、求得v。超聲多普勒法分連續(xù)多普勒和脈沖多普勒。前者的缺點(diǎn)是沒有距離分辨能力，在射線方向上的所有多普勒信號(hào)總是重疊在一起；后者具有距離分辨能力，能夠撿出某特定深度的多普勒信號(hào)，可用于清潔箱內(nèi)部和大血管血流信號(hào)的檢測。但由于采用脈沖波，受重復(fù)頻率產(chǎn)生的重疊幻像的影響，測定深部高速血流具有一定的困難?，F(xiàn)在的超聲多普勒成像裝置大多采用與B超相結(jié)合的方法，在B超上一邊設(shè)立多普勒取樣，一邊撿出血流信息。多普勒波束是與B超超聲波束一起發(fā)射的。由同一探頭接收放大，經(jīng)延遲線和加法器后，進(jìn)入混頻電路和低通濾波器進(jìn)行相位檢波，然后通過取樣狀態(tài)設(shè)定電路和帶通濾波器取出特定深度的多普勒信號(hào)，并將從心臟壁和血管壁來的運(yùn)動(dòng)

3、滯后的低頻多普勒信號(hào)濾除。取出的多普勒信號(hào)一路可以送到揚(yáng)聲器進(jìn)行監(jiān)聽，一路可以經(jīng)過A/D轉(zhuǎn)換送到頻譜分析器進(jìn)行快速傅里葉變換(FFT)，通過變換后便可得到多普勒頻譜。以橫軸表示時(shí)間，縱軸表示多普勒頻移（速度），各個(gè)多普勒頻率強(qiáng)度（功率）用輝度顯示。由于FFT變換頻譜范圍寬，可以判斷是紊流還是層流。最后，經(jīng)D/A變換后與B型、M型圖像一起顯示。彩色多普勒成像裝置 彩色多普勒體層成像是用脈沖多普勒法對(duì)于一點(diǎn)的血流信息進(jìn)行實(shí)時(shí)二維顯示。一般取流向探頭的血流設(shè)為紅色，遠(yuǎn)離探頭的血流設(shè)為藍(lán)色。其基本原理和脈沖多普勒法一樣，所不同的是比脈沖多普勒成像裝置多了MTI（移動(dòng)目標(biāo)指示裝置）計(jì)算電路。接收到的多普

4、勒回波信號(hào)經(jīng)過混頻電路和低通濾波器進(jìn)行相位檢波后，一路送到處理電路，進(jìn)行頻譜分析，以顯示多普勒頻譜；一路送到計(jì)算機(jī)電路，以得到彩色多普勒血流信息。為了濾除心臟壁、血管壁等反射的信號(hào)，以有效地檢測超聲射線方向的多普勒信號(hào)，使用了MTI濾波器。經(jīng)過MTI濾波器的超聲多普勒信號(hào)，進(jìn)入自相關(guān)處理器進(jìn)行自相關(guān)處理，在分別進(jìn)行平均速度、分散和乘方運(yùn)算，便得到彩色多普勒信號(hào)。將彩色多普勒信號(hào)、多普勒頻譜信號(hào)以及B型、M型信號(hào)一起送入數(shù)字掃描轉(zhuǎn)換單元（DSC），然后再進(jìn)行彩色處理，得到紅（R）、綠（G）、藍(lán)（B）三基色數(shù)字信號(hào)，最后經(jīng)過數(shù)模轉(zhuǎn)換（D/A），在彩色顯示器上顯示和錄像機(jī)記錄。 成像原理超聲診斷儀現(xiàn)

5、在都是利用回波測距的方法工作的。聲波在傳播途中，遇到介質(zhì)的不均勻界面時(shí)，發(fā)生反射與折射現(xiàn)象。產(chǎn)生的反射聲波即回波。所謂脈沖回波測距法，是指向聲傳播介質(zhì)中發(fā)射一個(gè)超聲脈沖，經(jīng)目標(biāo)反射，接收其回波，并檢出其中所攜帶的有關(guān)目標(biāo)的信息，用于確定目標(biāo)的方位與距離的方法。人體組織和臟器具有不同的聲阻抗，在聲阻抗突變的界面會(huì)產(chǎn)生回波。將超聲脈沖波發(fā)射到生物體內(nèi)，再接收來自生物體的反射回波信號(hào)，完成對(duì)生物體組織的掃查，這種方法稱為超聲脈沖反射法，或稱脈沖回波形掃查技術(shù)。由于超聲波在人體內(nèi)的傳播速度比X射線要慢很多，在發(fā)射完持續(xù)時(shí)間僅只幾微秒的超聲波脈沖后，隨著超聲脈沖波在人體內(nèi)的傳播，大約有七百微秒的時(shí)間可以

6、用來接收、放大和處理和微波信號(hào)。因此，大多數(shù)超聲診斷系統(tǒng)都采用超聲脈沖反射法檢測技術(shù)。由于界面兩邊的聲學(xué)差異，即聲阻抗的變化，通常不是很大，故大部分超聲能量聲穿過界面繼續(xù)向前傳播，達(dá)到第二界面時(shí)又產(chǎn)生回波，并仍有大部分超聲能量透過該界面繼續(xù)行進(jìn)。將回波信號(hào)依次接收放大，并在熒光屏上顯示在不同時(shí)間所接收到的不同幅度脈沖波形或不同亮度的光點(diǎn)，根據(jù)脈沖發(fā)出至回波到達(dá)換能器所用的時(shí)間t，可以計(jì)算出傳播的距離x為: x=Ct/2 根據(jù)不同界面上的回波的返回時(shí)間，可以求出不同界面與超聲探頭（換能器）之間的距離。超聲回波信號(hào)有三種基本顯示模式：1. A 型(Amplitude Modulation)：幅度調(diào)

7、制。橫軸表示深度，縱軸表示回波強(qiáng)度，以不同幅度的脈沖波形的形式表示。這是最基本的顯示方法。2. B 型(Brightness Modulation)：亮度調(diào)制?？v軸表示深度，得到的超聲回波信號(hào)加到顯示器的Z軸上進(jìn)行灰度調(diào)制，以亮度表示回波的強(qiáng)弱。如再配以聲束的掃描，使橫軸表示聲速掃描方向就可以得到超聲波體層圖像。 3. M 型(Motion Modulation)：運(yùn)動(dòng)調(diào)制。將回波幅度加到顯示器的Z抽上作亮度調(diào)制，縱軸表示深度，如同B型。將這樣的回波信號(hào)在時(shí)間上拉開，即橫坐標(biāo)是時(shí)間，時(shí)基線以慢速沿軸方向移動(dòng)。 超聲波的物理特性 聲速 聲速與介質(zhì)的體彈性系數(shù)和密度有關(guān)。由于介質(zhì)的彈性系數(shù)與溫度有

8、關(guān)，因此聲速也與溫度有關(guān)。在超聲診斷的頻段中，人體組織的超聲速度與頻率無關(guān)，而且軟組織中的聲速都很接近，約為1540m/s。波長、周期和頻率 聲波在介質(zhì)中傳播時(shí)，兩個(gè)相鄰的同相位點(diǎn)之間的距離，如相鄰兩點(diǎn)稠密部之間的距離（超聲波在人體中一般是以縱波方式傳播），稱為聲波的波長，以表示。波向前移動(dòng)一個(gè)波長的距離所需的時(shí)間，稱為聲波的周期，以T表示。介質(zhì)中任何一給定點(diǎn)在單位時(shí)間內(nèi)通過的波敝，稱為聲波的頻率，以f表示。它們之間的關(guān)系為 =C/f=CT式中為聲波的傳播速度。醫(yī)學(xué)診斷中采用的超聲波頻率在1-20MHz范圍內(nèi)。聲阻抗介質(zhì)中任意點(diǎn)的密度與該點(diǎn)處聲波的傳播速度C之積為此介質(zhì)在該點(diǎn)處的聲阻抗，以Z表

9、示，即Z=C。它是表征介質(zhì)的聲學(xué)特性的一個(gè)重要物理量。聲阻抗的變化將影響超聲波的傳播。聲阻抗是采用反射回波法進(jìn)行超聲診斷的物理基礎(chǔ)。聲壓級(jí)與聲強(qiáng)級(jí)  聲壓級(jí)LP是以分貝表示的某個(gè)聲壓P與參考分壓P0的比值，即LP=20lg(P/P0)聲強(qiáng)級(jí)LI是以分貝表示的某個(gè)聲強(qiáng)I與參考聲強(qiáng)I0的比值，即LI=10lg(I/I0)聲強(qiáng)是表示聲的客觀強(qiáng)弱的物理量，它表示通過垂直于傳播方向上單位面積的能流率。聲強(qiáng)為 I=1/2(C02A2)= p02/(2Z) 聲強(qiáng)的單位是mW/cm2或W/m2。 聲強(qiáng)與聲源的振幅有關(guān)，振幅越大，聲強(qiáng)也越大。對(duì)于平面超聲波，他的總功率為強(qiáng)度I和面積S的乘積，即W=IS

10、。 由于超聲強(qiáng)度太大會(huì)破壞人體正常細(xì)胞組織，因其不可逆的生物效應(yīng)。因此，國際上對(duì)診斷用超聲強(qiáng)度安全劑量作出規(guī)定，一般接受的安全劑量為20mW/cm2。超聲波的指向性對(duì)于平面園片換能器，在無吸收的介質(zhì)中其波束形狀有兩個(gè)不同的區(qū)域即園柱形區(qū)和發(fā)散區(qū)或稱為近場區(qū)和遠(yuǎn)場區(qū)。近場區(qū)的長度為D2/4，D為晶片直徑，為該介質(zhì)中傳播的超聲波長。在遠(yuǎn)場區(qū)，發(fā)散角由sin=1.22/D給出?？梢姡瑴p小直徑可縮短近場長度和增大，即加寬了波束。增加頻率即減小波長時(shí)，加長了近場區(qū)，減少了發(fā)散角，可獲得較窄的波束。 聲強(qiáng)度沿中心軸距離的分布，近場區(qū)聲強(qiáng)度有劇烈的起伏變化，存在著許多聲強(qiáng)度為極小值的節(jié)點(diǎn)。這些節(jié)點(diǎn)可引起不希

11、望有的盲點(diǎn)。在遠(yuǎn)場區(qū)聲強(qiáng)都變化趨于平穩(wěn)，單隨著距離的增加，聲強(qiáng)逐漸減弱。超聲波的反射與折射 當(dāng)一束平面超聲波入射到兩種介質(zhì)交界面上時(shí)，或者聲阻抗的不連續(xù)處時(shí)，會(huì)產(chǎn)生反射和折射，并遵從反射和折射定律。I=RSinI/SinT=C1/C2超聲波的衰減超聲在介質(zhì)中傳播，其能量將隨著距離的增加而減小，這種現(xiàn)象稱為超聲波的衰減。噪聲衰減的因素主要有兩類。一類是聲束本身擴(kuò)散，使單位面積上的能量下降，或反射，散射的結(jié)果，使能量不能再沿著原來的方向傳播。在這一類事件中，聲波的總能量并沒有減少。另一類是，超聲傳播中，由于介質(zhì)的吸收，將聲能轉(zhuǎn)換成為熱能，因而使聲能減小。著后一類的機(jī)理比較復(fù)雜，主要有粘滯

12、吸收；弛豫吸收、相對(duì)運(yùn)動(dòng)吸收及空化氣泡吸收。對(duì)于給定的頻率的超聲波，其強(qiáng)度和壓強(qiáng)幅度都隨著距離的增大而按指數(shù)規(guī)律下降，可表示為：I(x)=I0e-2xP(x)=P0e-x式中為衰減系數(shù)。是頻率的函數(shù)。mm = fMHz。為常數(shù)。衰減系數(shù)在很大程度上依賴于頻率。這一點(diǎn)，我們?cè)谠O(shè)計(jì)還是臨床操作上都具有重大影響意義。實(shí)驗(yàn)結(jié)果表明，在醫(yī)學(xué)超聲頻率范圍內(nèi)，人體組織對(duì)超聲波的吸收系數(shù)幾乎與超聲波頻率成正比。 超聲換能器超聲換能器，又稱超聲探頭，在醫(yī)學(xué)超聲儀器中完成電聲的轉(zhuǎn)換作用。換能器的性能狀況直接關(guān)系到醫(yī)用超聲設(shè)備的性能，影響成像的質(zhì)量。使用中，壓電換能器在超聲診斷儀中占主要地位。壓電效應(yīng)某些材料，當(dāng)在

13、真兩端加一壓力時(shí)，則在材料的兩個(gè)電極表面上將出現(xiàn)電荷的積累，這種效應(yīng)稱為正向壓壓效應(yīng)。一般說，材料的壓電效應(yīng)是可逆的，即當(dāng)材料的兩端加上一個(gè)電場時(shí)，則材料將出現(xiàn)形變，稱為逆向壓電效應(yīng)，這種現(xiàn)象首先由居里兄弟在1880年發(fā)現(xiàn)的。一些晶體如石英等具有壓電性，而現(xiàn)在用得較多的是壓電陶瓷。壓電振子壓電振子指被覆有激勵(lì)電極的壓電體，它是構(gòu)成各種超聲探頭中的換能器的基本單元。一個(gè)壓電換能器中可以僅有一個(gè)壓電振子，也可以有多個(gè)，每一個(gè)壓點(diǎn)振子都是一個(gè)可逆的機(jī)電換能系統(tǒng)。壓電振子本身是一個(gè)彈性體，因此肖其固有的諧振頻率，當(dāng)所施加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

14、，振子又是壓電體，當(dāng)所施如的電的頻率和壓電振子固有頻率一致時(shí)，由于逆壓電效應(yīng)則發(fā)生機(jī)械諧振，諧振使振幅最大，彈性能量也最大，這時(shí)，壓電體獲得最大形變振動(dòng)，通過介質(zhì)產(chǎn)生超聲波輸出。他說施加的力和電的頻率不與振子固有頻率一致時(shí)，壓電振子產(chǎn)生的電信號(hào)幅度和變形振動(dòng)幅度都將變小。使用特性超聲探頭的使用特性主要有工作頻率、頻帶寬度、靈敏度、分辨率等。工作頻率的選擇主要決定于臨床診斷的要求，人體各部位對(duì)超聲波的衰減很不相同，即衰減系數(shù)隨頻率升高增加很快。因此，對(duì)于衰減大的組織和要求探測深度大時(shí)，應(yīng)選取較低的工作頻率，反之，則選取較高的工作頻率。一般軟組織適合用25MHz頻率的超聲，對(duì)甲狀腺的等小器官的探測

15、則要求分辨率好，宜使用5MHz以上的頻率，對(duì)于眼球的探測可用10MHz或以上的探頭?，F(xiàn)在有的超聲探頭可以在單個(gè)探頭上發(fā)射和接收多種頻率超聲波，以期適應(yīng)多種用途。也有的探頭采用近場使用較高頻率的超聲以提高分辨率，遠(yuǎn)場使用較低的頻率以期提高探查深度。探頭特性對(duì)儀器分辨率有更明顯影響，就探頭本身而言，分辨率的高低主要與以下因素有關(guān)：1. 探頭中換能器的輻射特性，若輻射特性好，則聲速截面尺寸小，擴(kuò)散角小，指向性好，橫向分辨率就高。輻射特性好，聲束能量集中，旁辮小，近場區(qū)干擾小，也有利于提高分辨率。2. 換能器的輻射面積大，聲束的擴(kuò)散角就小，橫向分辨率也將提高。3. 換能器的頻率響應(yīng)好，則距離分辨率高。

16、4. 換能器的機(jī)械品質(zhì)因數(shù)低，也有利于縱向分辨率的提高。換能器層間匹配的好壞，也直接影響分辨率，這是因?yàn)閷娱g匹配不佳時(shí)，超聲在探頭中來回反射，造成回波的多次疊加，從而使縱向分辯率下降。分類超聲探頭按診斷部位分類可分為眼科探頭、心臟探頭、腹部探頭、顱腦探頭、子宮探頭、肛門探頭、兒童探頭等。按幾何形狀分類可分為矩形探頭、柱形探頭、凸形探頭、園形探頭、環(huán)形探頭、喇叭形探頭等。按波束控制方式分類可分為線掃探頭、機(jī)械扇掃探頭、電子扇掃探頭（相控陣）、方陣探頭等。還有特殊用途的探頭，如穿刺探頭等。 結(jié)構(gòu)實(shí)際上常用的探頭有柱形單振元探頭、機(jī)械扇掃探頭和電子掃描探頭（包括線陣、凸陣、相控陣探頭）。柱形單振元探

17、頭主要用于A超和M超。機(jī)械扇掃的方法有擺動(dòng)法和旋轉(zhuǎn)法，擺動(dòng)角度不小于30，每秒不少于二十四次。旋轉(zhuǎn)式探頭需要三到四個(gè)其性能一致的振元，由于是單方向旋轉(zhuǎn)，不較易做到勻角速掃描，而且其噪聲小，壽命長。目前，機(jī)械扇掃探頭的生產(chǎn)已越來越少，大有被電子相控陣扇掃探頭取代之勢。電子掃描探頭的換能器采用多個(gè)聲學(xué)上相互獨(dú)立的壓電振子排成一線，如同鐵軌的枕木，振元個(gè)數(shù)大多在三十二個(gè)以上。超聲聚焦使探頭發(fā)射的超聲束在一定深度范圍內(nèi)匯聚收斂稱之謂超聲聚焦。由于聲速的匯聚，使其穿透力和回波強(qiáng)度增強(qiáng)，可以改善探測靈敏度，分辨率也將大大提高。聚焦的方式分為兩種：聲學(xué)聚焦和電子聚焦。對(duì)一個(gè)超聲探頭來說，為改善其探測性能，可

18、以采用其中的一種，也可以同時(shí)采用兩種，比如線陣探頭通常就是在短軸方向采用聲學(xué)聚焦，而在長軸方向采用電子聚焦。聲學(xué)聚焦與光學(xué)聚焦的基本原理相似，最常用的是聲透鏡聚焦方式。它是利用折射原理而使聲束聚焦的。由凹形聲透鏡和平凸形聲透鏡。聲透鏡中心部位的厚度應(yīng)為/2的整數(shù)倍（為入射到途徑材料中的超聲波波長），此時(shí)有最大透射。電子聚焦是應(yīng)用相控陣技術(shù)。其基本原理是出自惠更斯原理。電子聚焦可分為發(fā)射聚焦和接收聚焦，具體是在收發(fā)回路中設(shè)置延時(shí)線來實(shí)現(xiàn)的，有數(shù)字延時(shí)線和模擬延時(shí)線。一般發(fā)射延時(shí)采用數(shù)字延時(shí)線，而接受延時(shí)則可以采用模擬延時(shí)線。這是因?yàn)榧?lì)脈沖的脈寬窄，前后沿陡直，而接收回波屬模擬信號(hào)的緣故。然而，

19、實(shí)際上很多儀器的發(fā)射延時(shí)亦采用相對(duì)價(jià)廉的模擬延時(shí)線。掃描方式高速電子掃描高速電子掃描由兩種性質(zhì)截然不同的類型：線性步控陣列（簡稱線陣）和線性相控陣列（簡稱相控陣）。線陣掃描生成矩形圖像，而相控陣掃描則生成扇形圖像。線陣換能器常由一厘米寬，十到十五厘米長，由很多加工成鐵道枕木形狀的小換能器單元（每個(gè)小換能器單元稱為一個(gè)“振元”）排成一直線陣列構(gòu)成。在同一時(shí)刻，有一到四個(gè)換能器振元同時(shí)投入工作，并隨時(shí)間沿陣列方向順序逐步輪換投入陣元。結(jié)果，雖然換能器陣列靜止不動(dòng)，但超聲波束卻沿線方向移動(dòng)掃描。相控陣列雖然其結(jié)構(gòu)線陣類似，但其控制方式完全不同。相控陣換能器比較小，大約有一厘米寬，一到三厘米長，而且換

20、能器振元數(shù)也少。在同一時(shí)刻，相控陣換能器所有的振元都投入工作，超聲波束成扇形掃描，其角度的改變則是依靠各個(gè)振元發(fā)射信號(hào)恰當(dāng)?shù)囊葡嘁约案鱾€(gè)振元接收信號(hào)的恰當(dāng)移相，這一系統(tǒng)類似于相控陣?yán)走_(dá)。 線陣換能器結(jié)構(gòu)多振元組合發(fā)射線陣探頭換能器中的單個(gè)振元尺寸通常都很小，其有效發(fā)射面積也很小。其波束的擴(kuò)散角就比較大，波束能量發(fā)散嚴(yán)重，波束指向性差。這不僅影響儀器的橫向分辨率，而且導(dǎo)致發(fā)射能量的減弱，從而使靈敏度降低。所以，通常采用的辦法是由若干個(gè)矩形振元組合成一個(gè)振元組（陣元），每次發(fā)射時(shí)陣元內(nèi)各振元同時(shí)激勵(lì)，等效于單個(gè)振元的寬度加大。另外，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)

21、聚焦。電子線陣多振元組合掃描順序掃描是一種最基本的振元組合方式。為了提高線密度，常采用間隔掃描，它可使掃描線增加一倍。并用微角掃描的方式也可以使掃描線密度增加，從而提高圖像的清晰度。為了盡量縮短成像時(shí)間，減小多振元組合發(fā)射時(shí)超聲波束的相互干擾，可采用一種多振元組合收發(fā)間隔飛越掃描的方法?？勺兛讖嚼枚嗾裨M合發(fā)射和接收，增大了聲源的孔徑，有效地提高了聲波對(duì)粒子的分辨率，特別是對(duì)于遠(yuǎn)場的分辨率。但是，隨著孔徑的增大，聲速的直徑在近場區(qū)也增大，從而在探頭附近分辨率急劇降低，得不到體表附近良好的聲像圖。針對(duì)這一問題，采用改變孔徑的技術(shù)來獲得近，遠(yuǎn)場都良好的分辨率。其原理為：發(fā)射時(shí)，根據(jù)視場深度選擇足

22、夠數(shù)量的振元構(gòu)成振元組進(jìn)行。接收時(shí)，首先以較少的振元接收近場區(qū)的回波信號(hào)，以提高對(duì)近場區(qū)組織的橫向分辨率。然后，隨著深度的增加，分段增加接收回波的振元數(shù)，一直到最后所確定的振元數(shù)全部投入接收，這樣既提高了近場，也提高了遠(yuǎn)場的分辨率。電子動(dòng)態(tài)聚焦 在發(fā)射波束時(shí)，一組同時(shí)激勵(lì)的振元中相互間隔一個(gè)延遲時(shí)間進(jìn)行激勵(lì)，使其合成波陣面呈現(xiàn)一個(gè)凹形的弧面，在某一焦距出出現(xiàn)一個(gè)焦點(diǎn)。改變相互間延遲時(shí)間，焦距將隨之改變。在接收超聲波反射回波時(shí)，各深度點(diǎn)反射回波到達(dá)各振元的聲程差亦不同。如果選擇某一深度點(diǎn)回波的聲程差作為各個(gè)振元接收回波時(shí)的時(shí)間延遲，那么該點(diǎn)便成為接收回波的焦點(diǎn)。如果在接收過程中，根據(jù)超聲回波的深

23、度，依次投入相應(yīng)的接收延遲線，那么，便可對(duì)多個(gè)深度點(diǎn)進(jìn)行接收聚焦，這一過程稱為動(dòng)態(tài)聚焦。電子動(dòng)態(tài)聚焦技術(shù)的應(yīng)用，根據(jù)超聲成像系統(tǒng)繁簡程度而有所不同。發(fā)射過程可采用的聚焦方式基本上有兩種，一是可選擇焦距聚焦方式，在使用時(shí)，可根據(jù)診斷部位的深度選擇某一個(gè)焦點(diǎn)，這種方式簡單易行，但一幅圖像中只有一個(gè)發(fā)射焦點(diǎn)。二是多個(gè)發(fā)射角點(diǎn)疊加聚焦方式，這種方式成像速度慢，但圖像質(zhì)量顯著提高。接收過程的動(dòng)態(tài)聚焦也有兩種方式：一是設(shè)點(diǎn)聚焦，如四點(diǎn)聚焦；二是動(dòng)態(tài)跟蹤聚焦，它能使所有距離的目標(biāo)都能得到聚焦，在橫向分辨率上不受距離改變的影響。通常，在中低檔超聲成像設(shè)備中往往采用可選擇焦距發(fā)射聚焦加上設(shè)點(diǎn)接收聚焦或跟蹤動(dòng)態(tài)接

24、收聚焦。在高檔設(shè)備中則采用多焦點(diǎn)疊加發(fā)射聚焦和電子動(dòng)態(tài)跟蹤聚焦的方式。動(dòng)態(tài)跟蹤聚焦雖然在全程內(nèi)能得到良好的聚焦，但是，由于超聲波束近場能量分布不均勻而且多次出現(xiàn)零點(diǎn)，如果不改變換能器孔徑，近場仍得不到改善。因此，在高檔成像系統(tǒng)中，采用電子動(dòng)態(tài)跟蹤聚焦加可變孔徑的方式。相控陣掃描如果激勵(lì)脈沖在到達(dá)超聲換能器各個(gè)振元之前，依次延遲一個(gè)固定的很小的時(shí)間間隔，各個(gè)振元上所產(chǎn)生的聲脈沖的傳輸也獲得相應(yīng)的延遲，這時(shí)，發(fā)射波疊加波束方向與法線之間就有一個(gè)相位差。隨著發(fā)射延時(shí)時(shí)間值的改變，相位差也將隨著改變。如果是首端與末端的激勵(lì)脈沖互易，則疊加波束的方向移向法線的另一側(cè)。如果對(duì)各振元的激勵(lì)實(shí)行延遲以及延遲時(shí)間控制，就可以在一定的角度范圍內(nèi)，獲得超聲波束方向的變化。這種用控制激勵(lì)脈沖的時(shí)延而獲得超聲波束方向變化的掃描方式，就叫做“相控陣掃描”。超聲信號(hào)處理從換能器接收到回波信號(hào)開始，到顯示器再現(xiàn)出生物組織斷層圖像，中間