第一章超声成像原理和妇产超声诊断临床基础
第一节超声成像原理
一、超声波的概念和基本特性
（一）超声波的概念频率在2万赫兹以上的机械振动波，称为超声波（ultrasonic wave），简称超声（ultrasound）。能够传递超声波的物质，称为传声介质，它具有质量和弹性，包括各种气体、液体和固体；传声介质有均匀的、不均匀的；有各向同性的、各向异性的等。超声波在传声介质中的传播特点是具有明确指向性的束状传播，这种声波能够成束地发射并用于定向扫查人体组织。
（二）超声波的产生医用高频超声波是由超声诊断仪上的压电换能器产生的，这种换能器又称为探头，能将电能转换为超声能，发射超声波，同时，它也能接受返回的超声波并把它转换成电信号。探头具有发射和接受超声两种功能。常用的探头分为线阵型、扇型、凸阵型，探头的类型不同，发射的超声束形状和大小各不相同，而各种探头根据探查部位的不同被设计成不同的形状。见图1-1-1。
图1-1-1 探头示意
（三）超声波的基本物理量
1．频率（f）：是指单位时间内质点振动的次数。单位是赫兹（Hz）、千赫（KHz）、兆赫（MHz）。超声的频率在20KHz以上，而医学诊断用超声的频率一般在兆赫级，称为高频超声波，常用频率范围2～10兆赫。频率越高，波的纵向分辨力越好。周期（T）则是一个完整的波通过某点所需的时间。有f·T = 1 。
2．波长（λ）：表示在均匀介质中的单频声波行波振动一个周期时间内所传播的距离，也就是一个波周期在空间里的长度。波的纵向分辨力的极限是半波长，因此了解人体软组织中传
导的超声波长有助于估计超声波分辨病灶大小的能力。
3．声速（C）：是指声波在介质中传播的速度。声速是由弹性介质的特性决定的，不同介质的声速是不同的。人体各种软组织之间声速的差异很小，约5%左右，所以在各种超声诊断仪器检测人体脏器时，假设各种软组织的声速是相等的，即采用了人体软组织平均声速的概念。目前，较多采用人体软组织平均声速的数值是1540m/s。实际上人体不同软组织脏器及体液的声速是有差别的，因此声像图上显示的目标，无论是脏器或病灶，其位置及大小与实际的结构相比，都存在误差，但不致影响诊断结论，一般可忽略
声速C、波长λ、频率f或周期T之间的关系符合
4．声强（sound intensity）：当声波在介质中传播时，声波的能量从介质的一个体积元通过邻近的体积元向远处传播。
声强是指超声波在介质中传播时，单位时间内通过垂直于传播方向的单位面积的平均能量。声强的物理意义为单位时间内在介质中传递的超声能量，或称超声功率。声强小时超声波对人体无害，声强超过一定限度，则可能对人体产生伤害，目前规定临床超声诊断仪安全剂量标准为平均声强小于10mW/cm2。（四）超声波的传播
1. 声特性阻抗（acoustic characteristic impedance）：声特性阻抗（Z）定义为平面自由行波在介质中某一点处的声压（p）与质点速度（u）的比值。在无衰减的平面波的情况下，声特性阻抗等于介质的密度（ρ）与声速（C）的乘积。
2. 声特性阻抗差与声学界面：两种介质的声特性阻抗差大于1‰时，它们的接触面即可构成声学界面。入射的超声波遇声学界面时可发生反射和折射等物理现象。人体软组织及脏器结构声特性阻抗的差异构成大小疏密不等、排列各异的声学界面，是超声波分辨组织结构的声学基础。
3. 声波的界面反射与折射：超声入射到声学界面时引起返回的过程，称为声反射（acoustic reflection）。射向声学界面的入射角等于其反射角。而声波穿过介质之间的界面，进入另一种介质中继续传播的现象，称为声透射（acoustic transmission）。当超声的入射方向不
垂直于两种介质的界面时，它通过界面进入另一种介质后改变传播方向的过程，称为折射（acoustic refraction）。见图1-1-2。当两种介质的声特性阻抗相同或很接近时，为均匀介质，超声波在均匀介质中传播时，没有反射。两种介质声特性阻抗差异很大时，声波几乎全部反射，没有透射。这种情况常发生在气体与软组织，或软组织和骨骼、结石所组成的交界面。虽然人体软组织声特性阻抗差异很小，但只要有1‰的声特性阻抗差，其组成的界面产生的反射波都可被超声诊断仪检测出来，所以超声对软组织有很高的分辨力。当超声波垂直分界面入射时，可得到最佳的反射效果。
图1-1-2 反射与折射示意图
4. 声波的衍射和散射：界面反射的条件是界面的尺寸要比声波的波长大得多，当声波传播过程中遇到大小与波长相当的障碍物，声波将绕过该障碍物而继续前进，这种现象称为声衍射（acoustic diffraction），超声仪无法检测这类目标。因此，超声波波长越短，能发现障碍物越小。这种发现最小障碍物的能力，称为显现力。能检测到物体的最小直径，称为最大分辨力。最大理论分辨力等于λ/2。实际上，仪器的最大分辨力要低于理论值的5~8倍。声波传播过程中，遇到直径小于波长的微小粒子，微粒吸收声波能量后，再向四周各个方向
辐射球面波，这种现象称为声散射(acoustic scattering)，可出现在不规则的粗糙面上。在生物组织的介质中，散射现象是声波传播中最普遍、最基本的现象，它是脉冲回波技术的依据，而这一技术已成为绝大多数超声诊断技术的基础。从广义上来说，除了由介质的吸收以及界面的反射所引起的变化外，由于介质的不均匀性引起入射波时间和空间成份的任何变化都可以定义为散射。声像图背景中的大量像素来自散射，各种多普勒血流仪也是利用血流中的红细胞在声场内有较强的散射，从而获得人体血流的多普勒频移信号。见图1-1-3。
图1-1-3 衍射与散射示意图
5. 声衰减：声波在介质内传播过程中，由于介质的粘滞性、热传导性、分子吸收以及散射等因素导致声能减少、声强减弱的现象称为声衰减（acoustic attenuation）。在绝大多数软组织中，引起声衰减的主要原因是声吸收。由于声吸收现象，声波传播中的一部分能量被转化为热能，从而使继续传播的声强减弱。在人体组织中衰减程度一般规律是：骨组织（或钙化）>肌腱（或软骨）>肝脏>脂肪>血液>尿液（或胆汁）。组织中含胶原蛋白和钙质越多，声衰减越大；液体内含蛋白成分多时声衰减大。在超声诊断的频率范围内，生物软组织的声
衰减系数大多与频率成正比。超声波频率越高，分辨力越好，但衰减越强，穿透力越差；反之，频率越低，分辨力越差，但衰减越弱，穿透力越强。在超声诊断仪中，为使深部回声信息清楚，一般采用STC或TGC调节来补偿声衰减。
6. 超声多普勒效应：当声源与接受体之间存在相互运动时，接受体发觉声的频率发生变化，这种现象称为多普勒效应。由此效应引起的频率的变化，即发射频率（f0）与运动目标反射波或散射波频率（f）之间的频率差，称为多普勒频移 (Doppler shift)，用符号fd表示。它符合关系式：
此多普勒公式中，V为运动目标的运动速度，C为声速，θ角为入射波和运动目标运动方向之间的夹角。由式可见，多普勒频移fd和运动目标的运动速度V成正比；入射波和运动目标运动方向一致时，fd值最大；当运动目标朝探头方向运动时，f值增加，即fd为正值；而运动目标背离探头方向运动时，f值减少，即fd为负值。见图1-1-4。在常规临床超声检查的频率范围内，人体体内运动组织产生的频移fd一般都在音频范围。所以检出fd后，可以监听其发出的响声，如胎儿监护时的胎心音监听以及心血管的血流音监听，同时，亦可以对fd进行频谱分析。
图1-1-4 多普勒效应示意图
超声成像 学习要求：掌握超声成像的基本原理（超声、超声的物理特性及其应用）、超声图像的特点了解超声波的产生、超声成像、超声检查技术与设备，超声诊断的方法学目的：理解超声诊断的临床应用 超声成像的定义：利用超声波的物理特性和人体器官组织声学特征相互作用后所产生的信息,经信息处理形成图像的成像技术，借此进行疾病诊断的检查方法。 一、超声波的物理特性（1）： 波可分为：电磁波（包括可见光、无线电波、X线）和机械波（包括声波、水波、地震波）声波：20~20000 Hz 超声波：>20000 Hz 医用超声波：2.5~10 MHz 二、超声波的物理特征(2) 1.超声波的物理量（波长、频率、传播速度）及其关系: 物理量: 频率(f) : Hz 声速(c) : m /s 或cm/s 波长(λ) : m 介质密度(ρ) : g／cm3 声阻抗（Ｚ）：Ｚ＝ρ×ｃ(g／cm2．s) 关系: c2=K / ρ即声速取决于波长和频率, 并与介质中的弹性(K) 和密度(ρ) 密切相关c=f ×λ即同一介质中传播(C确定),频率越高则波长越短 传播速度: 固体>液体>气体 2.束射性或指向性（超声波的直线传播） 其方向性与超声频率、声源直径及后者与波长的比值有关 扩散角越小,方向性越好 3.反射：超声在均质性介质传播中不出现反射 反射条件: ①介质声阻抗差>0.1% ②界面大于波长 声阻抗=介质密度与速度的乘积 4.散射
超声波在介质中传播如遇不规则的小界面, 或界面小于波长时,则发生散射 5.衰减： 超声波在介质中传播由于介质吸收(声能转化为热) 、反射、散射等原因,其振幅与强度逐渐降低,这种现象称为衰减。（振幅与强度的减小） 6.多普勒效应： 声束在介质中传播时，如遇到运动的反射界面，其反射的超声波频率随界面运动的情况而发生改变的现象 三、超声波的产生： 1、压电晶片(换能器) 2、压电效应：逆压电效应(电能转变为声能) 正压电效应 四、超声成象基本原理 1、器官、组织中各种界面对超声波的不同反射和/或散射是构成图象的基础。 2、仪器将接收到的含有各种声学信息的回声，经过处理，在显示器上显示为波形、曲线、图象 五、超声诊断的种类 1、A型---A mplitude 以波的形式显示出来,为幅度调制型 2、M型---M otion echocardiography 是B型超声中的一种特殊显示方式 3、B型---B rightness 以光点的形式显示出来,为辉度调制型 扫查连续, 由点, 线而扫描出脏器的解剖切面, 是二维空间显示, 又称二维法 4、D型---D oppler ( pw、cw、color doppler) 彩色多普勒血流显像CDFI(color Doppler flow imaging)： 将二维彩色血流信号重叠到二维B型扫描或M型扫描图上,实现解剖结构与血流状态两种图像结合的实时显像 用红, 黄, 蓝三种基本颜色编码,显示不同血流方向 颜色的辉度与血流速度成正比 彩色多普勒血流显像不仅能清楚的显示心脏大血管的形态结构和活动情况,而且能直观和形象地显示心内血流的方向、速度、范围、有无血流紊乱及异常通路等 ——故有人称之为非损伤性心血管造影法。 六、超声图像特点：
江西中医学院计算机学院08生物医学工程2班黄月丹学号5047 超声诊断仪原理及其基本结构 超声成像检查技术是指运用超声波的物理特性，通过高科技电子工程技术对超声波发射、接收、转换及电子计算机的快速分析处理和显像，从而对人体软组织的物理特性、形态结构与功能状态作出判断的一种非创性检查技术。 超声诊断技术的发展历程 20世纪50年代建立，70年代广泛发展应用的超声诊断技术，总的发展趋势是从静态向动态图像(快速成像)发展，从黑白向彩色图像过渡，从二维图像向三维图像迈进，从反射法向透射法探索，以求得到专一性、特异性的超声信号，达到定量化、特异性诊断的目的。80年代介入性超声逐渐普及，体腔探头和术中探头的应用扩大了诊断范围，也提高了诊断水平，90年代的血管内超声、三维成像、新型声学造影剂的应用使超声诊断又上了一个新台阶。 二．超声诊断仪的种类 (一) A型这是一种幅度调制超声诊断仪，把接收到的回声以波的振幅显示，振幅的高低代表回声的强弱，以波型形式出现，称为回声图，现已被B型超声取代，仅在眼科生物测量方面尚在应用，其优点是测量距离的精度高。(二) B型这是辉度调制型超声诊断仪，把接收到的回声，以光点显示，光点的灰度等级代表回声的强弱。通过扫
描电路，最后显示为断层图像，称为声像图。B型超声诊断仪由于探头和扫描电路的不同，显示的声像图有矩形、梯形和扇形。矩形声像图和梯形声像图用线阵探头实现，适用于浅表器官的诊断；扇形声像图用的探头有多种，机械扇扫探头、相控阵探头和凸阵探头均显示扇形声像图。前二种探头可由小的声窗窥见较宽的深部视野，适用于心脏诊断；后一种探头浅表与深部显示均宽广，适用于腹部诊断，有一种曲率半径小的凸阵探头，也可用小的声窗，窥见深部较宽的视野。 (三) M型 M型超声诊断仪是B型的一种变化，介于A型和B型之间，得到的是一维信息。在辉度调制的基础上，加上一个慢扫描电路，使辉度调制的一维回声信号，得到时间上的展开，形成曲线。用以观察心脏瓣膜活动等，现在M型超声已成为B型超声诊断仪中的一个功能部分不作为单独的仪器出售。(四) D型在二维图像上某点取样，获得多普勒频谱加以分析，获得血流动力学的信息，对心血管的诊断极为有用，所用探头与B型合用，只有连续波多普勒，需要用专用的探头。超声诊断仪兼有B型功能和D型功能者称双功超声诊断仪。(五) 彩色多普勒超声诊断仪具有彩色血流图功能，并覆盖在二维声像图上，可显示脏器和器官内血管的分布、走向，并借此能方便地采样，获得多普勒频谱，测得血流的多项重要的血流动力学参数，供诊断之用。彩色多普勒超声诊断仪一般均兼有B型、M型、D型和彩色血流图功能。(六) 三维超声诊断仪三维超声是建立在二维基础上，在彩色多普勒超声诊断仪的基础上，配上数据采集装置，再加上三维重建软件，该仪器即有三维显示功能。(七) C型C型超声仪也是辉度调制型的一种，与B型不同的是其显示层面与探测面呈同等深度。超声诊断仪基本原理
第一章超声成像原理和妇产超声诊断临床基础 第一节超声成像原理 一、超声波的概念和基本特性 （一）超声波的概念频率在2万赫兹以上的机械振动波，称为超声波（ultrasonic wave），简称超声（ultrasound）。能够传递超声波的物质，称为传声介质，它具有质量和弹性，包括各种气体、液体和固体；传声介质有均匀的、不均匀的；有各向同性的、各向异性的等。超声波在传声介质中的传播特点是具有明确指向性的束状传播，这种声波能够成束地发射并用于定向扫查人体组织。 （二）超声波的产生医用高频超声波是由超声诊断仪上的压电换能器产生的，这种换能器又称为探头，能将电能转换为超声能，发射超声波，同时，它也能接受返回的超声波并把它转换成电信号。探头具有发射和接受超声两种功能。常用的探头分为线阵型、扇型、凸阵型，探头的类型不同，发射的超声束形状和大小各不相同，而各种探头根据探查部位的不同被设计成不同的形状。见图1-1-1。 图1-1-1 探头示意 （三）超声波的基本物理量 1．频率（f）：是指单位时间内质点振动的次数。单位是赫兹（Hz）、千赫（KHz）、兆赫（MHz）。超声的频率在20KHz以上，而医学诊断用超声的频率一般在兆赫级，称为高频超声波，常用频率范围2～10兆赫。频率越高，波的纵向分辨力越好。周期（T）则是一个完整的波通过某点所需的时间。有f·T = 1 。 2．波长（λ）：表示在均匀介质中的单频声波行波振动一个周期时间内所传播的距离，也就是一个波周期在空间里的长度。波的纵向分辨力的极限是半波长，因此了解人体软组织中传
导的超声波长有助于估计超声波分辨病灶大小的能力。 3．声速（C）：是指声波在介质中传播的速度。声速是由弹性介质的特性决定的，不同介质的声速是不同的。人体各种软组织之间声速的差异很小，约5%左右，所以在各种超声诊断仪器检测人体脏器时，假设各种软组织的声速是相等的，即采用了人体软组织平均声速的概念。目前，较多采用人体软组织平均声速的数值是1540m/s。实际上人体不同软组织脏器及体液的声速是有差别的，因此声像图上显示的目标，无论是脏器或病灶，其位置及大小与实际的结构相比，都存在误差，但不致影响诊断结论，一般可忽略 声速C、波长λ、频率f或周期T之间的关系符合 4．声强（sound intensity）：当声波在介质中传播时，声波的能量从介质的一个体积元通过邻近的体积元向远处传播。 声强是指超声波在介质中传播时，单位时间内通过垂直于传播方向的单位面积的平均能量。声强的物理意义为单位时间内在介质中传递的超声能量，或称超声功率。声强小时超声波对人体无害，声强超过一定限度，则可能对人体产生伤害，目前规定临床超声诊断仪安全剂量标准为平均声强小于10mW/cm2。（四）超声波的传播 1. 声特性阻抗（acoustic characteristic impedance）：声特性阻抗（Z）定义为平面自由行波在介质中某一点处的声压（p）与质点速度（u）的比值。在无衰减的平面波的情况下，声特性阻抗等于介质的密度（ρ）与声速（C）的乘积。 2. 声特性阻抗差与声学界面：两种介质的声特性阻抗差大于1‰时，它们的接触面即可构成声学界面。入射的超声波遇声学界面时可发生反射和折射等物理现象。人体软组织及脏器结构声特性阻抗的差异构成大小疏密不等、排列各异的声学界面，是超声波分辨组织结构的声学基础。 3. 声波的界面反射与折射：超声入射到声学界面时引起返回的过程，称为声反射（acoustic reflection）。射向声学界面的入射角等于其反射角。而声波穿过介质之间的界面，进入另一种介质中继续传播的现象，称为声透射（acoustic transmission）。当超声的入射方向不
超声成像波束形成的基本理论 声场在成像场域的分布称为波束形成(beam forming)。波束形成在整个超声中处于心位置，对成像质量起着决定性的作用，如图2.1。 本章以传统的延时叠加波束形成方法为中心来阐述波束形成的基本原理及其对波束形成的影响，并介绍了波束控制方法(聚焦偏转、幅度变迹、动态孔径)及成像质量的评价标准。. 1 延时叠加波束形成算法 延时叠加波束形成是超声成像中最传统、最简单也是应用最广泛的成像方法，它包括发射聚焦和接收聚焦两种方式。由于成像过程实际就是对成像区域逐点聚焦，所以一帧完整的图像需要进行至少上万次的聚焦才能完成。如果采用发射聚焦方式来实现超声成像，则完成一帧超声图像需要非常长的时间(至少需要几分钟)，不符合实时成像的要求。因此，平常所说的延时叠加波束形成一般是指接收聚焦，其形成过程如图2.2 所示。
1.1 声场分布的计算 图像分辨率通常是评价图像质量的重要标准之一，而在超声成像系统中的图像横向分辨率是由超声波束的声场分布决定的[25]。超声辐射声场的空间分布与换能器的辐射频率、辐射孔径及辐射面结构有关，称为换能器的空间响应特性为了表征换能器空间响应特性，常引入一指向性函数。指向性函数是描述发射器辐射声场或接收器灵敏度的空间函数。由于探头类型不尽相同，包括连续曲线阵、连续曲面阵、连续体性阵和离散阵四大类，因此指向性函数的类型也有所不同。本节以常用的凸阵探头(离散阵)为例介绍超声空间发射声场的计算
如图2.3 所示，设阵元数为N，阵元的半径为R，相邻两阵元间的距离为d，由于d << R，可近似得到相邻两个阵元之间的夹角为Q=d/R。那么探头上任一阵元i 与中心线的夹角
实验四超声波成像基本原理 一、超声波简介及应用 超声波指的是频率超过2×104 Hz，人耳不能听到的声波。超声广泛存在于自然界和日常生活中，如老鼠、海豚的叫声中含有超声成分，蝙蝠利用超声导航和觅食；金属片撞击和小孔漏气也能发出超声。在实验和工业生产中，人们利用压电效应（piezoelectric effect）产生超声波。压电效应是指对于某些不导电的固体物质（称为压电材料），当它们在压力（或拉力）的作用下产生变形时，在物体相对的表面会出现正、负束缚电荷，从而得产生电势差的现象。利用压电效应的逆效应，即在压电材料相对的两个表面施加电压信号，使得材料发生机械变形，就可以得到超声波。 作为一种探测方法，超声波技术在军事、工业和医疗上有非常广泛的应用（探测对象包括潜水艇、固体材料内部的缺陷、体内脏器的病变以及胎儿的发育状况等。）超声检测的具有以下突出的优点： 1. 高穿透性，可以探测到材料深处的缺陷。 2. 灵敏度高, 可以探测到非常小的缺陷。 3. 非破坏性，只需要在材料的表面工作。 4. 对操作者以及周围的设备和材料没有伤害和干扰。 二、超声波C扫描成像基本原理 通过探头在试块顶部的X-Y扫描记录，得到来自试块内部缺陷的平面分布、埋藏深度Z 方向的信息，利用测量到的三维数据进行计算机图象重建，得到试块内部缺陷的立体图象。 超声成像是通过测量反射波来获得物体内部的信息。在进行缺陷定位时，测量缺陷反射回波对应的时间，根据被测材料的声速可以计算出缺陷到探头入射点的垂直深度或水平距离。在超声成像时，探头在试块顶部二维扫描，得到来自试块内部缺陷深度的分布，再利用计算机进行图像重建，就可以得到试块内部缺陷的立体图像。 由于衍射的存在，实际的超声波总有一定的发散性。通常我们用偏离中心轴线后振幅减小一半的位置表示声束的边界。如图1所示，在同一深度位置，中心轴线上的能量最大，当偏离中线到位置A、A’时，能量减小到最大值的一半。其中θ角定义为探头的扩散角。θ越小，探头方向性越好，定位精度越高。与光学仪器的成像一样，波长越短（频率越高），探头越大（相当于透镜的孔径越大），超声探头发射能量的指向性就越好。
百胜超声弹性成像及定量分析(Real-time Elastography Imaging with Quantity ElaXto TM) 百胜超声弹性成像技术-ElaXto TM利用非相干的射频信号频谱应变估计法，分析肿瘤或其他病变区域与周围正常组织间弹性系数的差异、在外部压力作用下产生应变大小的不同，以黑白、伪彩或者彩色编码的方式显示，来判别病变组织的弹性大小，从而实现临床应用中的鉴别诊断。 技术原理： ElaXto TM超声弹性成像技术，亦称实时应变成像技术Real-time Elastography Imaging，其基本原理为：根据不同靶组织（正常及病变）的弹性系数不同，在加外力或交变振动后其应变（主要为形态改变）的不同，收集靶组织在某时间段内的各个片段信号，通过主机处理，再以黑白、伪彩或者彩色编码的方式显示，最终通过对弹性图像的判读诊断靶组织的良恶性质或者组织的特性【图表1】。 图表1：用不同的方式显示组织弹性 在相同外力作用下，弹性系数大，引起的应变小；反之，弹性系数小，相应的应变大。也就是说在同等压力条件下柔软的正常组织变形超过坚硬的肿瘤组织。施加一个外力后，比较加压（用超声探头紧压病变）前后靶组织弹性信息的超声图像、前后病变的应变来说明靶组织的硬度，后者是鉴别病变性质的重要参数。超声弹性成像即是利用生物组织的弹性信息帮助疾病的诊断。 弹性成像技术实现方法 1）弹性成像技术实现方法 这一成像技术一般采用两种方法实现：相干法和非相干法。 相干法：通过互相关技术对施压前、后的射频信号进行时延估计，可以计算出组织内部不同位置的移动，进而计算出组织内部的应变分布情况[1]。 Strain=(△t1-△t2)/△t1 =[(t1b-t1a)-(t2b-t2a)]/(t1b-t1a) 其中t1a，t1b表示没有加压前回波中相邻两个回波界面的回波位置（度量单位为时间），t2a，t2b表示压缩后这两个回波的位置。△t1，△t2是两个波的时延。 相干法要求组织和系统保持相对的稳定。但是由于组织压缩，相应的回波信号会产生不同程度的畸变，每段信号可能与原信号部分地重合，因此时延计算的结果不够准确。为了消除波形畸变对时延估计的影响，有一些改进的技术出现，如对数压缩法、1比特量化法和压缩扩展法（Companding）等。 非相干法：百胜使用的射频信号频谱应变计算法就是一种非相干的方法[2]。由于组织的压缩，回波信号会在时域内表现出一定的压缩，在频域内将产生对应的扩展。波形的压缩和扩展都和组织内部的应变分布有关。通过对发出的原始跟
超声原理 1.1超声的传播 介质的密度与超声在介质中传播速度的乘积称声阻抗。声阻抗值一般为固>液>气体。 超声在密度均匀的介质中传播，不产生反射和散射。当通过声阻抗不同的介质时，在两种介质的交界面上产生反射与折射，或散射与绕射。 反射、折射与透射:凡超声束所遇界面的直径大于超声波波长(称大界面)时，产生反射与折射。成角入射，反射角等于入射角，反射声束与入射声束方向相反。垂直入射时，产生垂直反射与透射。反射声强取决于两介质的声阻差异及入射角的大小。垂直入射时，反射声强最大。反射声能愈强则折射或透射声能愈弱。进入第二介质的超声继续往前传播，遇不同声阻抗的介质时，再产生反射，依次类推，被检测的物体密度越不均匀，界面越多，则产生的反射也愈多。散射与绕射:超声在传播时，遇到与超声波波长近似或小于波长(小界面)的介质时，产生散射与绕射。散射为小介质向四周发散超声，又成为新的声源。绕射是超声绕过障碍物的边缘，继续向前传播。散射回声强度与超声入射角无关。 2超声在人体组织中的传播和诊断原理 超声衰减:超声在介质中传播时，随着传播距离的增加，声强逐渐减弱，这种现象称为超声的衰减。引起衰竭的主要原因是介质对超声的吸收(粘滞吸收及热传导吸收)。超声频率愈高，介质的吸收愈多;其次为能量的分散如反射、折射、散射等。使原传播方向上的能量逐渐减弱。 超声诊断是通过人体各种组织声学特性的差异来区分不同组织。按照声学特性。人体组织大体上可分为软组织和骨骼两大类，软组织的声阻与水近似，骨骼则属固体。人体组织的声速、声阻抗、声吸收系数、衰减系数等反映人体组织基本声学特性，人体不同组织的声学特性不同。人体各种软组织的平均声速约为1540米/秒，声衰减系数约与声频率成正比。声频率1兆赫时，衰减系数约1分贝/1厘米。 超声在人体内传播时，在两种不同组织的界面处产生反射和折射，在同一组织内传播，由于人体组织的不均匀性而发生散射。超声通过不同器官和组织产生不同的反射与散射规律，仪器利用这些反射和散射信号，显示出脏器的界面和组织内部的细微结构，作为诊断的依据。 正常脏器的回声规律: （1）含液体脏器如胆囊、膀肤、血管、心脏等，壁与周围脏器及内部液体间为界面、液体为均匀的无回声区。 （2）实质性软组织脏器如肝、脾、肾等脏器均有包膜，周围有间隙，内部各有 一定结构，如肝可以显示脏器轮廓、均匀的肝实质与肝内管道结构。 （3）含气脏器如肺、由于肺泡内空气与软组织间声阻差异极大，在其交界面上产生全反射(几乎100%)，并形成多次反射，即超声不能进入正常肺泡。胀气的胃肠亦如此。 （4）正常骨骼与周围软组织的差异大，在软组织与骨皮质交界处产生强反射，进入骨骼的超声由于骨松质组织吸收极多而不能穿透。其后方形成无回声区称声影。 病变脏器的回声规律: 当脏器有病变时，由于病变组织与正常组织的声学特性不同，超声通过时产生不同正常的回声规律，各种病变组织亦各有其声学特性、其反射规律亦不相同。如肝内液性病变为无回声区，肝癌为强弱不均的实质性回声区、边缘不整齐，胆囊内结石则在无回声区中有强回声光团，后方有声影。 1.2超声诊断仪的构成简介 超声诊断仪由两大部分组成，即超声换能器及仪器。 1.超声换能器(transducer):超声换能器是由压电晶片组成，晶片受电信号激发发射超声，进入人体组织，遇不同声阻界面产生反射与散射、晶片又接收回声信号，转换成电信号、送
妇产科超声(B超)培训超声成像的原理及诊断基础 超声成像的原理及诊断基础 (一)超声成像的原理超声成像(ultrasonic imaging)是使用超声波的声成像。它包括脉冲回波型声成像(pulse echo acoustical imaging)和透射型声成像(transmission acousticalimaging)。前者是发射脉冲声波，接收其回波而获得物体图像的一种声成像方法，后者是利用透射声波获得物体图像的声成像方法。目前，在临床应用的超声诊断仪都是采用脉冲回波型声成像。而透射型声成像的一些成像方法仍处于研究之中，如某些类型的超声cT成像(computedtomographbyultrasound)。目前研究较多的有声速cT 成像(computedtomogr’aph ofacoustic Velocity)和声衰减CI、成像(computed tomog~’aph of acoustic attenuation)。 目前的医用超声成像都是利用超声波照射人体，通过接收和处理载有人体组织或结构性质特征信息的回波，获得人体组织性质与结构的可见图像的方法和技术。它与其他成像技术相比，有自己独特的优点，是其他成像所不能代替的。 1．有高的软组织分辨力在人体组织中，对同样频率的声波和光波，前者的波长要比后者约大106倍，显然声成像的分辨力远低于光学成
像。然而，超声成像能提供不透光的人体体内组织和器官的声像，这是光像无法解决的。x光也能获取人体组织的透视图，但它对软组织的分辨力较差。前面已经提到，组织只要有1 ‰的声阻抗差异，就能检测出其反射回波。所以，声像具有很高的软组织分辨力。目前，超声成像已能在近20cm的检测深度范围，获取优于1mm的图像空间分辨力。 2．具有高度的安全性当严格控制声辐照剂量低于安全阈值时， 超声可能成为一种无损伤的诊断技术，而且对医务人员更是十分安全。这是放射成像技术不可比的。 3．实时成像它能高速实时成像，可以观察运动的器官。而且节 省检查时间。 4．使用方便，费用较低，用途广泛。 (二)超声成像的一般规律 1．所有脉冲回波型声成像凭借回声来反映人体内器官和组织的信息，而回声则来自组织界面的反射和散射体的后散射。回声的强度取决于界面的反射系数、粒子的后散射强度和组织的衰减。 2．组成界面的组织之间声阻抗差异越大，则反射的回声越强。反射 声强还和声束的入射角度有关，入射角越小反射声强越大，声束垂直于入射界面时，即入射角为零时，反射声强最大，而入射角为90度时，反射声强为零。因此球形病灶常只有前、后壁回声，侧壁回声消
第一节超声成像基本原理简介 一．一. 二维声像图（two dimensional ultrasonograph, 2D USG） 现代超声诊断仪均用回声原理（图1-1-1、图1-1-2、图1-1-3、图1-1-4），由仪器的探头向人体发射一束超声进入体内，并进行线形、扇形或其他形式的扫描，遇到不同声阻抗的二种组织（tissue）的交界面（界面，interface），即有超声反射回来，由探头接收后，经过信号放大和信息处理，显示于屏幕上，形成一幅人体的断层图像，称为声像图（sonograph）或超声图（ultrasonograph），供临床诊断用。连续多幅声像图在屏幕上显示，便可观察到动态的器官活动。由于体内器官组织界面的深浅不同，使其回声被接收到的时间有先有后，借此可测知该界面的深度，测得脏器表面的深度和背面的深度，也就测得了脏器的厚度。 回声反射（reflection）的强弱由界面两侧介质的声阻抗（acoustic impedance）差决定。声阻抗相差甚大的两种组织（即介质，medium），相邻构成的界面，反射率甚大，几乎可把超声的能量全部反射回来，不再向深部透射。例如空气—软组织界面和骨骼—软组织界面，可阻挡超声向深层穿透。反之，声阻抗相差较小的两种介质相邻构成的界面，反射率较小，超声在界面上一小部分被反射，大部分透射到人体的深层，并在每一层界面上随该界面的反射率大小，有不同能量的超声反射回来，供仪器接收、显示。均匀的介质中不存在界面，没有超声反射，仪器接收不到该处的回声，例如胆汁和尿液中就没有回声，声像图上出
现无回声的区域，在排除声影和其他种种原因的回声失落后，就应认为是液性区。 界面两侧介质的声阻抗相差0.1%，即有超声反射，声阻抗为密度和声速的乘积，所以在病理状态下，超声检查是一种极为灵敏的诊断方法。 超声成像（ultrasonic imaging）还与组织的声衰减（acoustic attenuation）特性有关。声波在介质中传播时，质点振动的振幅将随传播距离的增大而按指数规律减小，这种现象称为声波的衰减。造成声衰减的主要因素为：声吸收（acoustic absorption）、声反射（acoustic reflection）、声散射（acoustic scattering）和声束的扩散。 声衰减系数（α）的单位为dB/cm，在人体中，超声的弛豫吸收引起声衰减系数α与频率近似地成正比，即α＝βf，式中β也为声衰减系数，但其单位为dB/cm·MHz。（式中f为所用的超声频率）超声成像中因声衰减而需用种种办法作图像处理，使近程回声不致过强，远程回声不致过弱，虽然用了种种图像处理办法，仍不免出现因声衰减而引起的伪差。 声影（acoustic shadow）由于具有强反射或声衰减甚大的结构存在，使超声能量急剧减弱，以致在该结构的后方出现超声不能达到的区域，称为声影区，在该区内检测不到回声，在声像图中出现竖条状无回声区，紧跟在强回声或声衰减很大的靶体后方，称为声影。声影可以作为结石、钙化灶和骨骼等的诊断依据（图1-4-5）。
B型超声成像的工作原理 摘要：人耳的听觉范围有限度，只能对20-20000赫兹的声音有感觉，20000赫兹以上的 声音就无法听到，这种声音称为超声。和普通的声音一样，超声能向一定方向传播，而且可以穿透物体，如果碰到障碍，就会产生回声，不相同的障碍物就会产生不相同的回声，人们通过仪器将这种回声收集并显示在屏幕上，可以用来了解物体的内部结构。利用这种原理，人们将超声波用于诊断和治疗人体疾病。在医学临床上应用的超声诊断仪的许多类型，如A 型、B型、M型、扇形和多普勒超声型等。B型是其中一种，而且是临床上应用最广泛和简便的一种。通过B超可获得人体内脏各器官的各种切面图形比较清晰。B超比较适用于肝、胆肾、膀胱、子宫、卵巢等多种脏器疾病的诊断。B超检查的价格也比较便宜，又无不良反应，可反复检查。 关键字：B超原理成像图像处理工作原理 1．原理 超声波在碰到障碍物的时候，会有回声产生，回声会因障碍物的不同而各自不同，并可以通过特定的仪器进行收集，以图像的方式显示在屏幕上，从而利用其特性对物体内部结构加以分析。据此，我们可以和用超声波来对人体的疾病加以诊断并进行相应的治疗。当超声波在人体内通过各组织进行传播时，人体不同组织所造成的声学差异，会使超声波在各组织交界面的地方发生反射，绕射及衰减现象，声源和接收器间的相对位置的变化也会导致多普勒频移。B型超声波足超声中的一种，广泛应用于临床，并且具有简单方便的优点。当前超声诊断仪有很多型号，扫查方法也多种多样，对反射、散射等信号进行采集，并以图像的形式对各种组织与病变彤态加以呈现，依托病理学与临床医学的专业知识，在观察和分析的基础上，找到特定的反射规律，从而准确判断出病变的部位和性质。我们利用B超町以得到人体内部器官的清晰的截面图形。B超因其价格便宜，不很反应几乎没有，得到较为广泛的应用，尤其足对于肝、胆、肾等实质性器官以及卵巢、子宫等妇科的检查和诊断。 线阵扫描和相控扇扫的原理 当下，线阵扣描和相控扇扫是人们常用的B超系统的两种扫描方式。线阵扫描B超系统的基本原理是按照直线把一连串超声换能器排列好，依靠控制系统控制好它们，并连续依次地使各组换能器能动起来，然后形成扫描波束。与此同时，换能器及时准确地接收回波信号。一组换能器开始工作是在前一组换能器完全接收回波以后。并且，人们利用相控技术进i，波束聚焦，从而增强回波信号，再将它送到信号处理系统，信号处理系统接着将回波信号处理以后，转变为视频信号输送出来，提供给显示器、图像记录仪进行记录。相控扇扫B超系统的原理与线阵扫描B超系统的原理基本相同，只是它们的换能器的扫描控制方式不同而已。相控扇扫足利用控制器，并且按照特定的时差规律，让换能器被等级差时间延迟的激励脉冲激而发射出超声波。通过叠加不IaJ相位超声波的功率，特定角度的波束就形成了。当然，如果我们改变各换能器的发射相位差，那么波束角度就会发生改变，从而形成扇扫波束。 B型超声诊断仪采用辉度调制方式显示深度方向所有界面的反射回波。在水平方向上以快速扫描的方法，逐次发射和接收超声回波，便可得到垂直平面二维超声断层图像，即线扫断层图像。如以改变超声波束的角度方式快速扫描，则得到垂直扇面二维超声断层图像，即扇扫断层图像。发射电路对探头提供激励电压，通过对振元的不同排列组合的控制和激励延时，实现超声系统波束的扫描和聚焦，接收电路对超声回波信号的进行移相合成。模拟信号
三维超声成像技术的基本原理及操作步骤 230031安徽合肥解放军 105医院罗福成 1基本原理 三维超声成像分为静态三维成像 (static three 2 dimensional imaging 和动态三维成像 (dynamic three 2dimensional imaging , 动态三维成像由于参考时间因素 (心动周期 , 用整体显像法重建感兴趣区域准实时活动的三维图像 , 则又称之为四维超声心动图。静态与动态三维超声成像重建的原理基本相同。 111立体几何构成法该法将人体脏器假设为多个不同形态的几何体组合 , 需要大量的几何原型 , 因而对于描述人体复杂结构的三维形态并不完全适合 , 现已很少应用。 112表面轮廓提取法是将三维超声空间中一系列坐标点相互连接 , 形成若干简单直线来描述脏器的轮廓的方法 , 曾用于心脏表面的三维重建。该技术所需计算机内存少 , 运动速度较快。缺点是 :(1 需人工对脏器的组织结构勾边 , 既费时又受操作者主观因素的影响 ; (2 只能重建比较大的心脏结构 (如左、右心腔 , 不能对心瓣膜和腱索等细小结构进行三维重建 ; (3 不具灰阶特征 , 难以显示解剖细 节 , 故未被临床采用。 113体元模型法 (votel mode 是目前最为理想的动态三维超声成像技术 , 可对结构的所有组织信息进行重建。在体元模型法中 , 三维物体被划分成依次排列的小立方体 , 一个小立方体就是一个体元。任一体元 (v 可用中心坐标 (x ,y ,z 确定 , 这里 x ,y , z 分别被假定为区间中的整数。二维图像中最小单元为像素 , 三维图像中则为体素或体元 , 体元素可以认为是像素在三维空间的延伸。与平面概念不同 , 体元素空间模型表示的是容积概念 , 与每个体元相对应的数 V (v 叫做“ 体元值” 或“ 体元容积” , 一定数目的体元按相应的空间位置排列即可构成三维立体图像。描述一个复杂的人体结构所需体元数目很大 , 而体元数目的多少 (即体元素 空间分辨率决定模型的复杂程度。目前 , 国内外大多数使用 Tom Tec Eeno view computer -work station 来进行体元模型三维成像。
生物医学超声三维成像简介 姓名：黄金盆学号：MG1423074 超声（简称US）医学是声学、医学、光学及电子学相结合的学科。凡研究高于可听声频率的声学技术在医学领域中的应用即超声医学。包括超声诊断学、超声治疗学和生物医学超声工程，所以超声医学具有医、理、工三结合的特点，涉及的内容广泛，在预防、诊断、治疗疾病中有很高的价值。 超声医学影像技术作为医学影像学的一门新兴学科，经历了从A超、M超、B超、彩色多普勒超声几个阶段。三维超声成像技术（three-dimensional ultrasono-graphy）的研究始于20世纪70年代，由于成像过程慢，使用复杂限制了其在临床上的使用。最近随着计算机技术的飞速发展，三维超声成像取得长足进步，已经进入临床应用阶段。 三维超声成像分为静态三维成像和动态三维成像[1]，动态三维成像由于参考时间因素，用整体显像法重建感兴趣区域准实时活动的三维图像，则又称之为四维超声心动图。静态与动态三维超声成像重建的原理基本相同[2]。 1、1立体几何构成法该法将人体脏器假设为多个不同形态的几何体组合，需要大量的几何原型，因而对于描述人体复杂结构的三维形态并不完全适合，现已很少应用。 1、2表面轮廓提取法是将三维超声空间中一系列坐标点相互连接，形成若干简单直线来描述脏器的轮廓的方法，曾用于心脏表面的三维重建。该技术所需计算机内存少，运动速度较快。缺点是：（1）需人工对脏器的组织结构勾边，既费时又受操作者主观因素的影响；（2）只能重建比较大的心脏结构（如左、右心腔），不能对心瓣膜和腱索等细小结构进行三维重建；（3）不具灰阶特征，难以显示解剖细节，故未被临床采用。 1、3体元模型法（votel mode）是目前最为理想的动态三维超声成像技术，可对结构的所有组织信息进行重建。在体元模型法中，三维物体被划分成依次排列的小立方体，一个小立方体就是一个体元。任一体元（v）可用中心坐标（x，y，z）确定，这里x，y，z分别被假定为区间中的整数。二维图像中最小单元为像素，三维图像中则为体素或体元，体元素可以认为是像素在三维空间的延伸。与平面概念不同，体元素空间模型表示的是容积概念，与每个体元相对应的数V