超声基础知识doc1Word文档格式.docx

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旁瓣的方向总有偏差，容易产生伪像。

3、声场可分为近场和远场两部分

近场声束集中，呈圆柱形。

其直径接近于探头直径（较粗）其长度取决于超声频率和探头的半径公式如下：

L=（2r•f）/c；

L为近场长度；

r为振动源半径；

f为频率；

c为声束

近场虽呈规则的圆柱形，但实际上由于旁瓣的相互干扰作用，其横断面上的声能分布很不均匀，以致可以影响或严重影响诊断

远场声束扩散，呈喇叭形。

远场声束向周围空间扩散，其直径不断增加（更粗大），但其横断面上的能量分布比较均匀。

声束向两侧扩散的角度称为扩散角（2Ө），向其一侧扩散的角度称为半扩散角（θ）。

声束的扩散角愈小，指向性愈好。

4、超声波指向性优劣的指标是近场长度和扩散角。

超声频率愈高、波长愈短，则近场愈长、扩散角愈小，声束的指向性亦愈好。

增加探头孔径（直径）也可改善声束的指向性，但是探头直径增加会降低横向分辨力。

因此，现代超声诊断装置普遍采用小巧的聚焦探头，以减少远场声束扩散

（三）声束聚焦与分辨力

采用聚焦技术，可使聚焦区超声束变细，减少远场声束扩散，改善图像的横向和（或）侧向分辨

1、聚焦的方法

（1）固定式声透镜聚焦---将声透镜贴附在探头表面。

常用于线阵探头、凸阵探头，以提高其横向分辨力。

此法远场仍然散焦

（2）电子相控阵聚焦

①、利用延迟发射使声束偏转，实现线阵、凸阵等多阵元探头的发射聚焦或多点聚焦，用以提高侧向分辨力

②、在长轴方向对整条声束的回声途径上自动、不断地进行全程接收聚焦，亦称动态聚焦

③、利用环阵探头进行环阵相控聚焦，改善横向、侧向分辨力

④、其他聚焦新技术，如二维多阵元探头，弥补现有聚焦技术的不足

2、聚焦声束与非聚焦声束的比较

①、聚焦区声束明显变细，横向和侧向分辨力可望大大改善

②近场区（旁瓣区）声能分布不均匀现象依然存在

③、远场区的非聚焦部分散焦现象依然存在，某些单阵元探头或质量低劣的探头或许更为严重

④、聚焦声束的形状和大小总体来说仍较奇特。

与纤细的X线束相比。

尚有较大的差别

第二节、超声一物理特性

※一、束射特性（方向性）

超声成束发射，复合几何光学定律（如反射、折射、聚焦、散焦）。

束射特性和方向性是诊断用超声首要的物理特性

入射波垂直于声阻抗不同的界面能够得到最佳的超声反射

声波反射时，经过密度和射速不同的两种介质构成的大界面，会发生反射和折射，包括回声反射。

界面回声反射的能量是由声强反射系数（R1）决定：

1、大界面与界面反射

（1）声波发射时，当遇密度和声速不同的两种介质构成的大界面时，会发生反射和折射（透射）包括回声反射

（2）界面的回声反射的角度依赖性：

大界面是指长度大于声束波长的界面①入射声束垂直于大界面时回声反射强

②入射声束与大界面倾斜时，回声反射减弱甚至消失

假设垂直时回声反射强度为100%，倾斜6º

（入射角θ）时，回声强度降低至10%；

倾斜12º

时，降至1%。

如果倾斜角度≥20º

，则几乎检测不到回声反射，也称回声失落。

可见，大界面的回声反射有显著的角度依赖性

（3）界面回声反射的能量是由声强反射系数（R1）决定的

R1=———

Z1Z2分别代表两种介质的声阻抗。

声阻抗=密度声速R代表声强反射系数

两种介质的声阻差愈大，界面反射愈强（ZZ）

两种介质的声阻差相等，界面反射消失

两种介质存在着声阻差，是界面反射的必要条件

（4）界面回声反射的能量与界面形状密切相关：

声束垂直于凹面和凸面，分别具有聚焦和散焦作用（回声稍强和减弱）；

垂直于不规则界面时，则呈现乱散射（回声反射强弱不等或减弱）。

超声界面反射的特点：

非常敏感。

两种介质之间的声阻抗只要相差0.1%（声阻差）就会产生明显的反射回波（回声）。

人体许多器官如肝、脾、胆囊的包膜、腹壁各层肌肉筋膜以及皮肤层等都是典型的大界面

2、小界面与后反射（或背向散射）

①小界面是指小于声束波长的界面

②超声遇到肝、脾等实质器官或软组织内的细胞，包括成堆的红细胞（称散射体），会发生微弱的散射波。

散射波向四面八方分散能量，只有朝向探头方向的微弱散射信号—后散射（背向散射），才会被检测到

③小界面的后散射或背向散射回声，无角度依赖性

3、现代超声诊断仪正是利用大界面反射原理，能够清楚显示体表和内部器官的表面形态和轮廓；

还利用无数小界面后散射的原理，清楚显示人体表层，以至于内部器官、组织复杂而细微的结构·

二、衰减特性

衰减的概念----声波在介质中传播过程中，声能随距离增加而减弱，这就是衰减

1、衰减与超声传播距离和频率有关超声频率很高，故衰减现象特别显著。

2、衰减的原因主要有吸收、散射、声束扩散；

①介质对超声波的吸收：

超声的机械能转变为热能传导，或被组织的粘滞性吸收

②能量被许多散射体如蛋白质分子散射掉

③声束扩散使超声在介质中前进方向上的能量减小。

④声衰减表现为回声减少或消失，以至出现声影。

很强的反射界面后方回声减少或消失，但反射与衰减是两个概念。

3、衰减系数

表1-2-1人体组织的声能衰减系数

介质名称

平均衰减系数

频率范围

水

0.0037~0.0063

5

血液

0.18

1.0

脂肪

0.63

0.8~7

肝脏

0.94

0.3~3.4

肾脏

0.3~4.5

肌肉（平行肌束）

1.3

0.8~4.5

肌肉（横断肌束）

3.3

颅骨

2.0

1.6

①人体软组织和体液声衰减是不同的。

软组织平均衰减系数为1dB/cm•MHZ

②蛋白质成分是人体组织声衰减的主要因素（占80%）不含蛋白质成分的水，几乎可视为无衰减或称透声

4、为清楚显示深部组织回声，使正常肝肾实质成为“均匀回声”（后方无衰减）。

必须使用TCG（时间补偿增益）调节，按距离补偿超声能量的衰减，故也称为DCG（距离补偿增益）调节

5、人体组织衰减程度一般规律

（1）骨＞软骨＞肌腱＞肝肾＞血液＞尿液胆汁

（2）组织体液中蛋白成分尤其胶原蛋白成分愈高，衰减愈显著。

反之组织体液中水分含量愈多，衰减愈少。

组织中钙质成分愈多，衰减愈多

三、超声分辨力

1、分辨力是超声在人体软组织中传播时，指显示器上能够区分声束中两个细小目标的能力或最小距离

2、超声的分辨力受多种因素的影响，包括：

超声波的频率、脉冲宽度、声束宽度（聚焦）声场远近和能量分布、探头类型和仪器功能（如二维图像中像素多少、灰阶的级数多少等）

3、空间分辨力主要与声束特性有关

（1）轴向（纵向）分辨力、指声束在长轴方向上区分两个细小目标的能力。

它与波长有密切关系。

频率愈高波长愈短，轴向分辨力愈好。

相反超声脉冲愈宽，轴向分辨力愈差。

理论上，轴向分辨力为λ/2，由于受到发射脉冲持续时间的影响，实际分辨力为为理论值得5—8倍。

举例：

5MHZ探头在软组织中的波长为0.3mm,其轴向分辨力理论值为0.15mm，但实际分辨力约为0.5mm;

3~3.5MHZ探头的实际分辨力约为1.0mm左右。

（2）横向分辨力：

与探头厚度方向上声束宽度和曲面的聚焦性能有关。

在聚焦最佳区的横向分辨力最好。

目前腹部常用线阵、凸阵探头，通常采用声透镜聚焦，在其聚焦区宽度一般＜2mm

（3）侧向分辨力（空间分辨力）与线阵、凸阵探头长轴方向上扫描声束的宽度有关。

通常采用相控阵聚焦，聚焦声束愈细，侧向分辨能力愈好。

在聚焦区，3~3.5MHZ探头侧向分辨力应在1.5~2.0mm

在聚焦区，3~3.5MHZ探头侧向分辨力应在1.5~2.0mm

4、其他：

、细微分辨力（宽频带和数字化声束处理）、

对比分辨力（与灰阶级数有关≥256级较好）、

时间分辨力（单位时间成像速度即帧频）等

四、超声多普勒效应

利用运动红细胞对入射超声产生的频移或差频，可进行血流信号的检测。

检测方法有两种，即多普勒频谱图和彩色多普勒血流图

1、多普勒频移（差频）公式：

fd=fr―f0=±

（3）

fd为多普勒频移,f0为入射超声频率,fr为反射超声频率，V为反射体运动速度,C为声速，θ为运动方向与入射波间的夹角

2、利用多普勒公式计算反射体（如血管内红细胞）的运动速度根据频移公式（3），可以得出：

V=+fd·

C/（2f0·

cosθ）

在公式（3）中，软组织平均声束（C）是已知数（1540m/s）;

仪器设θ角度矫正，故COSθ值也是已知数（注意：

θ角度必须矫正）；

发射频率（f0）也是已知数。

因此，超声仪器能够通过快速傅里叶转换自动显示血流速度（V）的读数。

正负符号（±

）分别代表正向和反向血流。

然而，只有当超声声束与血流夹角θ经过校正之后，其流速读数才有意义。

如果θ=90°

，cosθ=0,于是就不可能测出血流速度，为了顺利测速，必须将θ角变小，尽可能使θ﹤60°

。

根据多普勒效应的公式，多普勒频移与超声入射角的余弦值成正比，因此当多普勒入射角接近0°

时其余弦值最大，多普勒频移也最大，多普勒角度为90°

时，余弦值为0，此时不产生多普勒效应

3、fd一般都在音频范围内。

检出fd后，可利用仪器的扬声器发出的声响来监听，并通过FFT对fd进行频谱分析——频谱多普勒

举例当f0=3MHZ,fr=3.005MHZ,则fd=fr—f0=5000HZ或5kHZ（音频范围）

五、超声的生物学效应

超声波在生物组织内的传播过程中，必然使介质分子微粒发生高频机械振荡，这就是超声的能量传递或超声的功率作用。

当电脉冲加至探头压电换能器发射超声脉冲时，压电换能器将电能转换为声能

（一）超声能量的物理参数

1、声功率单位时间内从超声探头发出的声功。

单位：

瓦或毫瓦

2、声强单位面积上的声功率（W/cm2或mW/cm2）声强单位；

由于声场中的声强在空间和时间上分布不均匀，故有空间峰值（SP）和空间平均声强（SA）以及时间峰值（TP）和时间平均声强（TA）等概念。

空间峰值时间平均声强ISPTA,（mW/cm2）

空间峰值脉冲平均声强ISPPA（W/cm2）

（二）超声的生物学效应及其产生机制

1、热效应由于组织的粘滞吸收效应可使部分超声能量转换为热能，导致局部温度升高。

诊断用超声因声强低，一般不会造成明显的温度升高（通常mW/cm2级）

2、空化作用在强功率超声照射下，局部组织产生压力增大、降低的交替变化，液体断裂引起气体微泡的形成。

诊断用超声尚未得到证实

3、诊断用超声对细胞畸变、染色体、组织器官的影响等均在实验研究中有报道称，对胎儿出生体重似有影响，但尚无定论。

4、高强聚焦超声（KW/cm2）对生物组织有强大的破坏作用。

利用其热凝固和杀灭肿瘤细胞的作用，已用于肿瘤灭活治疗；

利用其强烈机械振荡作用可以用于碎石治疗

5、其他超声在物理治疗学方面的广泛应用（W级，一般0.5~3W/cm2）

（三）对人体不同部位超声照射强度的安全规定

不同人体软组织对超声辐射的敏感程度不同。

胚胎和眼部组织属敏感器官。

超声辐射剂量是超声强度与辐射时间的乘积。

美食品药品管理局FDA

对人体不同部位超声照射强度的规定

部位

ISPPA（W/c㎡）

ISPTA（mW/c㎡

IM（W/c㎡）

心脏

190

430

310

脉管

720

眼部

28

17

50

胎儿

94

为了表达超声的热效应和空化效应，近年来采用两个新的可显示的参数（供不同器官部位诊断时准确的调节显示

1、热指数（TI）指超声实际照射到某声学界面产生的温度升高作用与使界面温度升高1℃的比值。

在1.0以下无致伤性，但对胎儿应调节至0.4以下，对眼球应调至0.2以下

2、机械指数指超声在驰张期的负压峰值（MPa数）与探头中心频率（MHZ数）的平方的比值。

通常认为，在。

MI值1.0以下无致伤性，但对胎儿应采用低机械指数，即将MI调节至0.3以下，对眼球应调至0.1以下。

此外声学造影时如果采用低机械指数，可以防止微气泡破裂，提高造影效果

（四）诊断用超声的安全性和应用原则

1、世界医学生物学超声联合会（世超联WFUMB）声明摘要

（1）目前使用的简单的B超成像设备的声功率，不可能产生有害的温度升高作用。

因此，他在致热方面无禁忌症，包括经阴道和经腹壁以及内镜超声的应用

（2）某些DOPPLER诊断仪在无血流灌注的实验条件下，可引起有显著生物学作用的升温效应。

将声束照射时间尽可能减少，可使升温降至最小。

输出功率也可调节，应用最低输出功率。

动物实验研究表明＜38.5℃可以广泛的使用，包括产科应用

2、临床超声诊断安全应用原则

（1）尽可能采用最低的输出功率，尽可能减少超声扫查时间

（2）对于眼部和胎儿，采用Doppler检查时尤应严格遵循上述规定

第二章、多普勒超声技术基础及应用

第一节频谱多普勒

一、多普勒基本概念

（一）多普勒效应的公式即用以计算血流速度的公式如下：

fd=2VcosӨfｏ/c

V=fdc/2f0cosӨ

多普勒效应是说明振动源与接受体之间存在运动时，所接收的振动频率发生改变的物理现象。

上式中V为接收体运动速度，fd为多普勒效应产生的频移，C为振动源发出的振动在介质中的传播速度，fｏ为振动源发生的振动频率，θ为振动源发出的振动传播方向与接收体运动方向间的夹角

①、振动源与接收体互相对向运动时，接受的振动频率增高

②、如两者互相背离运动时，接收的振动频率减低

③、振源不动，接收体向着振源运动，接收的振动频率增高

④、振源不动，但接收体背离振源运动，接收的振动频率减低

⑤、接收体不动，振源运动。

朝向接收体运动时，接收的振动频率增高；

背离接收体运动时接收的振动频率减低

在超声医学诊断中，V即红细胞的运动速度，c探头发射的超声在人体组织中的传播速度，fﻩ为探头发射的超声频率，fd为多普勒效应所产生的红细胞散射回声的频移

（二）脉冲多普勒超声探头间歇式发射超声，在发射间歇期，探头可选择性接收所需位置的回声信号。

所需检测位置的深度用延迟电路完成，检测取样的大小用取样容积（SV）调节

（三）连续波多普勒——属于频谱多普勒技术探头内有两个换能器，一个连续发射超声，一个连续接收回声信号。

无选择检测深度的功能，但可测很高速度的血流，不会产生混叠伪像

（四）高脉冲重复频率多普勒脉冲重复频率（PRF）是探头在每秒时间发射超声脉冲群的次数，因为在发射超声的间歇期才能接收到频移回声信号，所以能测量的最大频率fd与PRF的关系是fd=PRF/2,即fd的大小受到PRF的限制，为了增大脉冲波多普勒检测高速血流的能力，需要增大PRF，这就是高脉冲重复频率（HPRF）在使用HPRF技术时，在多普勒超声取样线上可显示两个或两个以上的取样容积

多普勒频谱曲线分析基础多普勒超声所检测的不是一个红细胞，而是众多的红细胞，各个红细胞的运动速度及方向不可能完全相同，因此，出现众多不同的频移信号，被接收后成为复杂的频谱分布（波形），对它用快速傅立叶转换技术（FFT）进行处理后，把复杂的频移信号分解为若干个单频信号之和，以流速---时间曲线波形显示，以便于从中了解血流的方向、速度、时相、血流性质等问题。

二、脉冲波多普勒技术的局限性

①脉冲重复频率与最大测量速度最大频移值也即最大速度值受脉冲重复频率的限制（fd=PRF/2）当被检测目标的运动速度即频移超过PDF/2时，回声信号被截断为两部分，即发生频谱混迭或倒错。

②脉冲重复频率与检测速度PRF与检测深度（d）的关系为PRF=C/2d,即d=c/2PRF,说明检测深度受到PRF的影响

③深度测量与速度测量互相制约检测深度d与速度V的乘积公式如下：

Vd=c²

/8fﻩcosӨ，c（超声传播速度）、f0（发射超声频率）在公式中是恒定值，Vd是常数，即V增大d就必须减少，反之亦然，不能兼顾。

④多普勒回声信号混迭当被检测目标的运动速度即频移超过fd=PRF/2时，回声信号被截断为两部分，在零位基线反方向一侧显示被截断的多普勒流速曲线频谱，这种多普勒流速曲线回声信号的显示称为混叠或倒错

三、增大脉冲多普勒技术检测血流速度、检测深度的方法

（一）降低发射频率计算流速的公式是V=fdC/2f0COSθ,即发射超声频率f0与检测速度V成反比，因此减低发射频率，就可提高检测速度的能力

（二）移动零位基线对正向的多普勒流速曲线，把零位基线从纵坐标的中央位置下移到底部，就能把测量的速度范围增大一倍

（三）减低取样深度已知速度V与深度d相乘是常数，如把深度d减小，就可使检测的速度范围增大

（四）增大超声入射角在测量计算速度的公式中，速度V与超声入射角的余弦值呈反比，已知cosθ的角度越大，其余余弦值越小，因此，增大超声入射角，即把θ角增大，而实际的cosθ值减小，可使测量的速度值增大。

但入射角是三维立体角，从二维图像上难以准确调节；

cosθ在分母位置，值越小计算出的速度值误差越大，所以此法不可取

（五）超声入射角的余弦值入射角为0°

、20°

、60°

、90°

时，cosθ为

入射角

余弦值

0°

1.0000

20°

0.9373

60°

0.5000

90°

0.0000

1.0—0.9-0.5-0，以上数据说明，入射角为0°

-20°

时，cosθ为1.0—0.9，对fdV值的计算不产生明显影响，入射角60°

时，cosθ为0.5，对计算产生明显影响，入射角90°

时，cosθ为0，即无多普勒效应产生。

（六）用高脉冲重复频率（HPRF）的频谱多普勒，就能增大测量频移fd的最大值fd=HPRF/2

第二节彩色多普勒

一、彩色多普勒技术原理

（一）彩色多普勒血流成像原理以脉冲多普勒技术为基础，用运动目标显示器（MTI）,自相关函数计算，数字扫描转换，彩色编码等技术，达到对血流的彩色显像

彩色多普勒血流显像仪中自相关技术的作用是血流信息于灰阶图像叠加成完整的彩色血流图

（二）彩色多普勒的三基色与二次色原理

三基色是红蓝绿，各种彩色都是由三基色构成。

三基色混合时可产生其他的彩色，这称为二次色，例如红色与绿色混合，产生黄色。

在彩色多普勒显像技术中，以红色表示正向血流，如流速很高，单纯红色不能表达血流的高速，红色加绿色产生黄色，就以红黄表示正向高速血流

二、彩色多普勒技术的种类

（一）速度型彩色多普勒以红细胞运动速度为基础，用彩色信号对血流显像，其技术特点为：

1、彩色表示血流方向，例如以红色表示流向探头的血流，蓝色表示背离探头流动的血流

2、彩色信号的色调（彩色的明亮度）粗略表示血流平均速度的快慢，彩色越明亮表示流速越快，色调越暗淡，表示流速越慢

（二）能量型彩色多普勒此技术是以红细胞散射能量（功率）的总积分进行彩色编码显示，其技术特点如下

1、成像对超声入射角的相对非依赖性，超声入射角的变化，只改变红细胞运动的功率谱-时间曲线的特性，曲线下的面积即能量不变，因而成像相对不受超声入射角的影响

2、对血流的显示只取决于红细胞散射的能量（功率）存在与否，因而能显示低流量、低速度的血流，即使灌注区的血流平均速度为零，而能量积分不等于零，也能用能量多普勒显示

3、不能显示血流方向

4、不能判断血流速度的快慢

5、不能显示血流性质

6、对高速血流不产生彩色信号混迭

7、增加动态范围10-15dB，因而对血流检测灵敏度提高

（三）速度能量型彩色多普勒即以能量型多普勒显示血流，同时又能表示血流的方向　

三、彩色多普勒血流显示方式

（一）速度—方差显示以彩色及其色调表示血流方向及速度。

当血流速度超过仪器所能显示的极限及（或）血流方向明显紊乱时，在血流的红色或蓝色信号中夹杂其他彩色，例如绿色的斑点状信号，这就是速度—方差显示，因为彩色多普勒血流显像是以自相关技术中计算的方差表示取样部位的流速值范围，因此称为方差方式。

速度方差值越大，绿色斑点的亮度就越明显，否则，绿色的亮度越小，常见于湍流及高速血流。

根据三基色与二次色原理，速度—方差显示时，朝向探头的血流可变为黄色信号，背离探头的高速血流可变为青蓝色信号。

（二）速度显示以红色显示血流朝向探头，蓝色表示血流背离探头，彩色信号的明亮度表示流速的快慢

（三）方差显示当血流速度超过仪器检测的极限及（或）血流方向极度紊乱时，彩色信号从单一彩色变为多种朦胧色即所谓五彩镶嵌，更多见于高速血流的显示，例如瓣口狭窄的射流即室水平的分流等。

（四）能量显示

即能量型朦胧色多普勒显示，彩色信号的明亮度表示血流运动的多普勒振幅（能量）大小，适用于对低速血流的表示　如淋巴结血流的显示方式　

四、彩色多普勒血流显像技术的局限性

（一）超声入射的影响

1）、速度型彩色多普勒技术受入射角的影响，入射角与血流流动方向成90°

时，因cosθ为0，不能对血流成像。

2）、以横向走行显示较长管道的血流时，流入管道的血流时，流入管道的血流因朝向探头显示为蓝色信号，在近中央处因超声入射角成90°

无彩色信号，而实际上血流方向并未改变也未中断。

3）超声入射角即cosθ值的大小，影响所计算的频移（速度）值，对流速恒定的血流，因cosθ的变化可使彩色信号的色调产生变化，但并不等于血流速度也在变

（二）超过尼奎斯特频率极限时的彩色信号混叠尼奎斯特频率极限即＞PRF/2时，超过能测的最大速度，因而发生彩色信号的倒错也即混迭，表现为多彩信号，辨别不清血流方向。

能量型彩色多普勒不受此影响。

（三）检测深度与成像帧频及可检测流速间的互相制约已知深度d与速度V相乘是常数，这两者相互制约；

此外加大检测深度，就增加了每条扫描线上需处理的信号数量，延长了成像时间，使帧频降低