1、超聲基礎部分1何謂超聲波?診斷用超聲波是如何產生的?人耳能感知的聲波頻率范圍為2020000Hz。低于20Hz者稱為雌聲波，高于20000Hz者稱為超聲波。醫用診斷用超聲波的范圍多在115MHz。超聲波是機械波?？捎啥喾N能量通過換能器轉變而成。醫用超聲波是由壓電晶體（壓電陶瓷等）產生。壓電晶體在交變電場的作用下發生厚度的交替改變，即機械振動。其振動頻率與交變電場的變化頻率相同。當電場交變電頻率等于壓電晶片的固有頻率時其電能轉換為聲能（電聲）效率最高，即振幅最大。壓電晶體只有兩種可逆的能量轉變效應。上述在交變電場的作用下，由電能轉換為聲能，稱為逆壓電效應。相反，在聲波機械壓力交替變化的作用下，晶

2、體變形而表面產生正負電位交替變化，稱壓電效應。超聲探頭(換能器)中的壓電晶片,在連接電極電壓交替變化的作用下產生逆壓電效應,稱為超聲發生器;而在超聲波機械壓力下產生壓電效應,又成為超聲波接收器。這是超聲波產生和接收的物理學原理。2超聲波物理特性及其在介質中傳播的主要物理量有哪些？它們之間有何關系？（1）頻率（frequency）：質點單位時間內振動的次數稱為頻率（f）。（2）周期（cycle）：波動傳播一個波長的時間或一個整波長通過某一點的時間（T）。（3）波長（wavelength）：聲波在同一傳播方向上，兩個相鄰的相位相差2的質點間的距離為波長（）。（4）振幅（amplitude）:振動質

3、點離開平衡位置的最大位移稱振幅，或波幅（A）。（5）聲速（velocity of sound,sound velocity）:單位時間內，聲波在介質中傳播的距離稱聲速（C）。介質不同，超聲在介質中的聲速度也不同，但是在同一介質中，診斷頻段超聲波的聲速可認為相同。聲波在介質中的傳播速度與介質的彈性系數（k）和介質密度（）有關。其聲速與k和比值的平方根成正比，即式中C為聲速，E為楊式模量。根據物理學意義，c、f、T、之間有下列關系：f1/T，cf/ T，c/ f超聲在人體軟組織（包括血液、體液）中的聲速約為1540m/s；骨與軟骨中的聲速約為軟組織中的2.5倍；而在氣體中的聲速僅為340m/s左右

4、。近年來的研究發現，不僅離體組織與活體組織有較大的聲速差別，而且使用不同的固定溶液、固定速度也常影響聲速。此外，聲速尚與組織溫度有關。通常，非脂肪組織的聲速隨溫度上升而增快，脂肪組織的聲速隨溫度上升而減慢。當脂肪組織由20o升到40o時，聲速可下降15之多。在進行精細的研究工作時，這些因素必須予以注意。（6）超聲能量與能量密度：當超聲波在介質中傳播時，聲波能到達之處的質點發生機械振動和位移。前者產生動能而后者產生彈性勢能。動能和勢能之和組成波動質點的總能量。也即超聲波的能量。聲波在介質中傳播的過程，也是能量在介質中傳遞的過程。設介質的密度為,聲波傳播到的質點體積元為V，其位移為x，V將鞠有的動

5、能為Wk，產生的勢能為Wp。則：WkWp1/2A22（V）sin2（tx/c）V具有的總能量為：WWk+ WpA22（V）sin2（tx/c）從表達式中可以看出超聲波傳播過程中總能量傳遞方式為：介質振動質點的動能和勢能隨時間同時發生周期性變化。振動質點以獲得能量又向下一質點放出（傳遞）能量的方式傳遞聲波。在超聲波的傳播中，表示單位體積介質中所具有的能量稱為能量密度（w）。即：ww/VA22sin2（tx/c）由前所述可知，w也時隨時間而變化的。在一個周期中，其平均值為：w1/2A22（單位：焦耳/厘米3，J/cm3）即平均能量密度與振幅的平方、角頻率的平方和介質密度成正比。因此，在能量密度一定

6、的情況下，介質密度越小，振幅越大。（7）聲壓：聲壓指聲波在介質中傳播時，介質單位截面積所產生的壓力變化，也即介質中有聲波傳播時的壓強與無聲波傳播時的壓強之差。根據聲波傳播的特點，聲壓也周期性變化于正常值與負值之間，一個振動周期的聲壓為： PmCA（單位：N/cm2）即聲強與介質密度（）、振動幅度（A）、振動速度（）和傳播速度（C）成正比。（8）聲強與聲強級別（分貝）：超聲波在介質中傳播時，單位時間內通過與傳播方向垂直的單位面積的能量，稱為超聲強度，簡稱聲強（I）。單位為瓦/厘米2（W/cm2，mW/cm2）。聲強與聲場中的能量密度（w）和超聲傳播速度（C）成正比，即：I=CA22/2也即聲強與

7、振幅的平方、角頻率的平方、介質的密度成正比。聲強可以小到每平方厘米數維瓦，也可以大到每平方厘米數千瓦。人耳對聲強變化的分辨能力較差，聲強每增加10倍，人耳主觀感覺只增加1倍。為了解決聲強很大差別在表示中的不便，在時間應用中，一般采用聲強的自然數來表示聲強的級別，稱其為聲強級（L），單位為貝爾（B）。實際應用中以貝爾的1/10為單位，稱為分貝（dB）。按規定以一個最低可聞聲強（I0）為基準來度量實際聲強，即：L10lgI/I0（dB）人耳能感受的聲強范圍為10-12W/1W/m2，即聲強的級別為0120 dB。（9）聲功率：聲功率指單位時間內通過介質某一截面的聲能量。單位為J/s，即瓦特（W）。

8、3什么叫聲場、擴散角？介質中有聲波存在的區域稱聲場。聲源小，頻率低的聲波呈球面狀傳播，稱為球面波。如人耳可聞之聲波。聲源足夠大時，聲波呈直線傳播稱為平面波。超聲探頭內振動晶片的直徑為其振動波長的20倍以上。不足以形成完全的平面波，而是具有平面波和球面波的中間性質，集中在一個狹小的立體角內發射，即具有指向性。直徑為D的圓盤振子發射的超聲波以距離聲源D2/（為波長）為界，近聲源側近似平面波，稱為近場，而遠聲源側近似球面波，稱為遠場。在近場，因干涉而形成復雜的聲場，稱Fresnel區。近場區長度L（單位mm）可以從下列公式計算：Lr2/或LLr2f/1.5（在人體軟組織中）其中r為聲源半徑（mm）;

9、 f為頻率（MHz）；為該介質中波長（mm）。例如，探頭直徑為20mm時，發射頻率為5 MHz，則近場區長度約為333.333mm。緊接近場區后的遠場區，聲波開始向周圍空間擴散。擴散聲場兩側邊緣所形成的角稱擴散角（）。擴散角與聲源半徑及波長有關，表達式為：sin0.61/r可見，探頭孔徑愈大，擴散角愈小，聲束擴散愈小。注意：近場和遠場有其嚴格的定義。商用儀器Near和Far調節鈕所表示的只是近程和遠程增益的調節，不能稱其為近場和遠場調節。4什么叫聲軸、聲束和束寬？聲軸（beam axis）為聲波傳播方向的曲線。通常與聲波發出后介質中聲強或聲壓最大的區帶一致，也即聲能量密度最大的區帶。聲束：（b

10、eam）指聲軸周圍6db（50）范圍內的聲場分布區。束寬：（beam width）指聲束橫斷面的直徑。寬聲束（聲束較大）時，橫向、側向分辨力差。非聚焦的聲束，橫向分辨力等于或大于聲源的直徑，不能分辨小結構。為了增加分辨力，B型超聲儀器采用聲透鏡、動態電子聚焦、凹面晶片聚焦發射和接收等多種方式使聲束變窄。經過聚焦的聲束，稱為聚焦聲束。5何謂聲特性阻抗？它與聲壓、聲強有何關系？聲特性阻抗（acoustic characteristic impedance）是反映介質密度和彈性的物理量，用Z表示。定義為介質密度和介質中聲傳播速度C的乘積，即 ZC對于縱波，也可表達為ZB（B為介質的彈性模量）聲特性阻

11、抗的單位為瑞利，1瑞利980dgn?s-1?cm-2 1g?sec-1?cm-2特性阻抗與聲強與聲壓存在如下關系：IPm2/Z=Pm2/C6何謂聲特性阻抗差、聲學界面？如何分類？兩種不同特性阻抗的介質的特性阻抗差值稱為這兩種介質的聲特性阻抗差。其接觸面稱聲學界面。根據大小，分為大界面和小界面。由于多次聚焦超聲束的焦區束寬23cm，所以通常習慣把直徑小于2mm的組織結構界面視為小界面。對大界面，根據其光滑程度，又可分為光滑界面和粗糙界面，前者也稱鏡面，后者也稱非鏡面。當兩種介質的聲特性阻抗差大于0.1時，入射聲波即在其界面發生反射和折射。對于入射聲束，界面使其發生反射、折射和/或散射。此時，界面

12、相當于一個新的聲源，稱其為二次聲源。7聲反射、聲折射、聲透射、聲散射和聲繞射的物理意義是什么？聲反射（acoustic reflection）指聲波入射到界面上時引起聲波部分或全部返回的過程。反射的條件是界面線度遠大于波長。反射聲波的強度和方向與構成界面介質的特性阻抗，入射波聲壓、入射角等因素有關。構成界面的兩種介質特性阻抗相差（聲特性阻抗差）愈大，反射愈強。入射角等于反射角。反射的強弱以反射系數表示。反射系數等于反射波的能量與入射波的能量之比。在不考慮聲能吸收的條件下，聲壓反射系數（Rp）為：Rp Z2Z1 Z2Z1聲強反射系數（Ri）為：Ri( Z1Z2 ) 2 Z1Z2 式中Z1、Z2分

13、別為構成反射界面的兩種介質聲特性阻抗。因為存在反射，所以透射入深層介質的聲波能量減少。聲折射（acoustic refraction）指聲波在通過不同傳播速度的介質傳播的過程中發生空間傳播方向改變的過程。聲波在大界面上的折射服從折射定律：即入射角的正弦與折射角的正弦之比，等于界面兩側介質的聲束之比，即Sin = C1Sin C2式中、分別為入射角與折射角，C1、C2分別為第一層和第二層介質的聲速。由表達式可知，入射角聲波垂直于界面時，不發生折射。兩種介質的聲傳播速度決定了折射角的大小。在C1C2時，隨著入射角的增大，折射角也增大。假設入射角達到b值時，折射角達到90o，則入射聲波在界面上發生全

14、反射。無透射波進入深層介質。此時入射角b值稱為臨界角。聲波經液體入射人體皮膚，臨界角為70o80o，即入射角超過80o，則無透射聲波。聲透射（acoustic transmission）指聲波穿過介質界面向深層的傳播過程。假定超聲波垂直入射，經過三層介質，每層介質的聲特性阻抗分別為Z1、Z2、和Z3，第二層介質的厚度為L，波長為2,那么，超聲通過第二層介質后的強度透射系數（T1）為：T1 4Z1Z3 （Z1+Z3）?cos2 ( Z2+ Z1Z3 ) 2 ?sin2 Z2 式中2L/2，當L極薄時，很小，sin0，cos1，所以T1 4Z1Z3 （Z1Z3）2( Z2+ Z1Z3 ) 2 Z2

15、 當Z1=Z3時，T=1。當中間層極薄時，聲波通過的聲能損失很小。超聲診斷中涂布極薄的耦合劑，有利于減少聲能的損失。在中間介質的厚度L恰好是聲波半波長的整數時，n，sin0，cos1，只要Z1=Z3,T1也等于1。聲能通過時損失同樣很少。但是，如果中間層的Z3很小，如空氣，即是L極薄，很小，由于變得很大，T1必然很小。此時，聲能喪失太大，難以進入第三層介質。如果中間層的Z2Z1Z3，而且其厚度為四分之一波長的奇數倍，即L（2n+1）2/4,則(2+1) /2;也即sin1，cos0；那么由T1表達式可知T1 4Z1Z3 ( Z2+ Z1Z3 ) 2 Z2 4Z1Z3 ( Z1Z3+ Z1Z3

16、) 2 Z1Z3 1由此可見，在第二和第三層之間匹配以某種能滿足上述厚度和聲特性阻抗要求的介質，就能使超聲能量很少損失地進入第三層介質。此為超聲換能器使用匹配層的原理和要求。體內各層界面的反射帶來各層組織的聲特性阻抗信息。超聲診斷裝置從回聲強度的高低中提取信息所構成的超聲圖像，其實只是反映體內不同組織間聲特性阻抗差的空間分布，并非獨立的生理參量或物理量，這是超聲圖像診斷的特異性受到很大限制的主要原因。人體內界面復雜，入射超聲波并不都與體內多層界面垂直入射，透射波或多或少都有折射，即超聲探頭發出的入射超聲波由淺而深地通過體內各層界面并非直線傳播，然而由反射帶回的信息卻被超聲診斷裝置設定為直線構成

17、圖像。因體內各軟組織之間的聲速和密度相差不大，一般不致產生顯著的誤差，但當偶爾遇到阻抗差較大的界面時，可能出現折射偽差。聲散射（acoustic scattering）：超聲波在傳播過程中，遇到界面大小遠小于波長的微小粒子，超聲波與微?；ハ嘧饔煤?，大部分超聲能量繼續向前傳播，小部分能量激發微粒振動，形成新的點狀聲源以球面波方式向各個方向發散傳播，稱為散射。此時的聲場，實際是探頭發射后超聲波聲場與障礙微粒散射波聲場的混合。探頭可以在任何角度接收到散射波。聲像圖背景中的大量像素即是由散射波造成的。人體組織內的微粒結構在超聲場中發生散射，是形成臟器內部圖像的另一聲學基礎。多普勒血流儀即是利用血液中的

18、紅細胞在聲場內有較強的散射，從而獲得人體血流的多普勒頻移信號。聲衍射（acoustic diffraction）：超聲波通過界面大小與波長相近的障礙物或不連接的介質時發生散射。散射波又與入射波疊加，形成衍射，導致入射波的波前畸變，或超聲波的傳播方向偏離，聲波繞過障礙物后，仍按直線方向傳播，又稱繞射。繞射使得超聲波能夠到達沿直線傳播不能到達的區域。8何謂聲衰減？導致聲衰減的主要原因有那些？超聲波在介質中傳播時，入射的聲能隨著傳播距離的增加而減少，稱為聲衰減。導致聲衰減的主要原因為擴散、散射和吸收。擴散衰減指聲波隨著傳播距離的增加向聲軸周圍擴散而引起的單位面積聲能的減少，即聲強減弱。散射衰減是入射

19、的聲能發生分散，改變了傳播方向，以致原超聲波入射方向中的聲能減少。散射衰減與頻率的四次方成正比。因而高頻聲波衰減很快，穿透力較差。吸收衰減主要由于介質的粘滯性在聲場中產生內部摩擦、彈性遲滯、熱傳導和弛豫吸收等原因所致。所以在氣體和液體中，吸收衰減主要由內部摩擦和熱傳導造成，不存在彈性遲滯。超聲波傳播中的能量衰減可以用下列公式表示：IxI0e2x式中I0為最初的聲強，Ix為聲波經過X距離后的聲強；為衰減系數，其單位是奈倍（Neper），1奈倍8.686dB/cm；e為自然對數的底數。超聲能量吸收主要與超聲頻率和傳播距離有關。在醫學上，常用半值層來說明生物組織對聲波吸收的特性。由于體內軟組織的吸收

20、衰減與頻率呈近似的線性關系，即在超聲診斷技術使用的頻率范圍內，吸收衰減系數與頻率f之比，大致是常數。若以分貝/（厘米?兆赫）dB/(cm?MHz)作為單位來表示，頗為方便。人體不同組織對入射聲能的衰減不同。組織中以蛋白質對聲能的衰減最大，特別是膠原蛋白與纖維組織、瘢痕組織更大。水分衰減最小，故凡含水量較多的組織對超聲衰減減低。隨著超聲診斷醫學的發展，人們試圖通過超聲衰減系數的測量，來實現組織定性，但至今進展緩慢。9何謂惠更斯原理？如何用惠更斯原理解釋 球面波和平面波的傳播？波動傳播至介質中一些質點時，這些質點同時以相同的相位開始振動，連接這些質點所構成的面稱為波陣面或稱波前。波陣面上各點的相位

21、相同，所以波陣面是同相面。起始于振源并與波動方向一致的直線稱為波線或波陣面的法線，波線垂直于波陣面。即在自由聲場中傳播的超聲。惠更斯原理認為：介質中波動傳播到達的各個質點被激發產生振動后，這些質點都可視為發射子波的振源，子波的包跡就是隨后時刻的新波陣面?；莞乖碛?690年提出，是分析和描述聲波傳播方式最基本原理。球面波：指波陣面為同心圓面的波動。如波動自振源以速度C向所有方向傳播，在t時刻的波陣面是以RCt為半徑的球面S。經過t時間，它的新波陣面可依惠更斯原理求得。S面上的每一質點作為子波振源，以半徑rCt劃出許多半球形子波，如圖2所示，再作公切于各子波的包絡面就得到新的波陣面S1，顯然，

22、S1就是以RC（t+t）為半徑的球面。聲波就是沿著球面的法線方向離心發散傳播。在自由聲場中，球面波某點的聲壓與該點至聲源中心的距離成反比，離聲源中心越遠，質點振動的聲壓越小。平面波：平面型壓電晶片產生的超聲波，原始波陣面就是晶體的表面S，若S上的各質點同時同相振動，經過t時間后，S上每一質點以半徑rCt劃出許多球面的子波，作公切于子波的包絡面就是新的與S平行的波陣面Sa，平面波依此逐層向前傳播，傳播方向A與Sa垂直（圖3A）。若S上的相鄰質點a、b、c、d依次延遲t振動，則各質點的前半徑分別為4Ct、3Ct、2Ct、Ct。子波包絡面所形成的波陣面為Sb，其傳播方向為與Sb垂直的B。與Sa相比，

23、Sb發生偏移，傳播方向發生改變（圖3B）。同理若S上的d、c、b、a依次延遲t振動，則形成圖3C所示的波陣面Sc。所以，控制激勵振動源的延遲時間，就可以改變波陣面方向改變的程度。這就是相控陣換能器振源位置固定而能進行聲束扇形掃查的原理。理想的平面波的波陣面上各點的相位與振幅都應相同。平面活塞式超聲探頭（換能器壓電晶片）發射的超聲波，在其近場區內是平面波，及至遠場，平面波開始擴散。隨著與聲源的距離增大，平面波的擴散也逐漸嚴重，到達足夠遠時，在理論上，平面波勢必也演變為球面波。10何謂多普勒效應？接受體接受到的聲波頻率隨接受體與聲源相對運動而發生改變。這一現象在1842年由奧地利科學者Dopple

24、r在理論上揭示了它的存在，故稱之為“多普勒效應”。這種變化的頻率（增量）稱之為多普勒頻移（fd）。若聲源的發射頻率為f0，接受體與聲源的相對運動速度為V，介質的聲傳播速度為C，由接收體接收到的頻率為f，則fdff0Vf0/C ff0+ fd（1+V/C）f0如果被探測組織運動方向與探頭發出的聲束方向的夾角為1，返回的聲束方向與運動方向成夾角2，則被探測組織運動速度相對于探頭的運動速度應分別為vcos1和vcos2，于是，總頻移應為fdVf0cos1/C+ Vf0cos2/C Vf0/C（cos1+ cos2）因為超聲多普勒檢查發射和接收為同一探頭，所以可認為1=2。上述公式即簡化為fd2 Vf

25、0/Ccos由于探頭的發射頻率和介質的聲傳播速度是恒定的，所以，Dopple頻移就取決于反射和散射體的運動速度和運動方向。反射體的運動方向朝向聲束方向時，fd為正值; 反射體的運動方向背向聲束方向時，fd為負值; 反射體的運動方向與聲束垂直時，fd為零;而0o和180o時，fd的絕對值最大。由于超聲檢查常用的發射頻率為25MHz，而血液流速通常為數厘米到數米，所以fd范圍在數百到數千赫茲之間，為人耳所能聽到的范圍。如能獲得運動體的Doppler頻移并知道其方向，我們就能夠計算出其運動速度：VCfd/2f0cosDoppler超聲診斷儀就是以這一基本原理為基礎設計的。11連續多普勒法的原理是什么

26、？連續多普勒法（continuous Doppler technique，CWD）是采用探頭的一個晶片連續不斷的向檢查目標發射超聲波并用另一晶片同時接收發射和散射的多普勒回波，稱連續波多普勒法。由于發射和接收都是連續的，所以接收的回聲能量較脈沖波法大，靈敏度高。同時，因為不需要像脈沖多普勒法間斷快速對回波處理，所以，檢查目標的速度不受限制。但是，連續多普勒沒有距離分辨能力，所接收的是整個聲束通過徑路多普勒回聲的混合頻譜，不能判斷回聲的確切部位。當聲束下有兩個以上運動速度不同的發射體時，容易混淆，但不影響最快血流速度的顯示。12脈沖多普勒法的原理是什么？脈沖多普勒法（pulsc wave Dop

27、pler technique,PWD）綜合脈沖波的距離鑒別能力和多普勒技術的速度檢測能力，對選定運動目標進行檢查的方法，稱脈沖多普勒法。如圖4所示，探頭間隔發射短脈沖超聲波（f0），每秒發射的超聲短脈沖個數稱脈沖重復頻率（PRF），通常為數千赫茲。當前一個脈沖聲波發出后，以門電路電子開關控制接收其回波的時間（T）和每次接收持續的時間（t）。接收到回波并對回波頻譜進行快速分析處理后，再發射下一個脈沖，如此循環工作。每一個脈沖所占時間很短（12s）。由于接收時間（T1、T2、T3）人為控制，所以，若發射脈沖后在很短時間（T1）接收，則接收到的是近距離（D1）的回聲；若在較長的時間（T2）接收，則接

28、收到較遠距離（D2）的回聲。人體軟組織平均聲速C可認為是不變的，所以，D應為從發射到接收時間內聲波往返的距離，即 DCT/2于是，控制接收延長時間T，就實現了目標的深度選擇，故稱為“時間選通”，或“距離選通”。而控制每次接收回聲（收集信號）的時間t的長短，就實現了在聲束方向上的取樣長度選擇。取樣的橫截面積取決于超聲束的粗細。取樣的體積稱為取樣容積（sample volume,SV）。通過分析處理的多普勒信號包括時間、頻率和每隔頻率的強度三個信息。在屏幕上，橫坐標表示時間；縱坐標表示頻率的高低，即頻率幅度，多直接標注為速度；以頻移零為基線，上方為正值，表示血流方向朝向探頭，下方為負值，表示血流方

29、向背向探頭；頻移在垂直方向上的寬度（頻譜寬度）表示某一時刻取樣容積中紅細胞速度分布的范圍。頻譜寬，速度范圍大；頻譜窄，速度范圍小。把頻譜內無頻移信號的部分稱為“窗”。層流的速度范圍小，頻譜窄（窗大），而湍流的速度范圍很大，頻譜很寬（充填）。頻率信息的強度是以灰度表示的，其意義為取樣容積內相同速度紅細胞的多少。12什么是尼奎斯特極限頻率？其機制是什么？根據脈沖多普勒法原理，每次發射短脈沖后的時間間隔必須足夠長，即脈沖重復頻率（PRF）必須足夠低，才能保證有足夠的時間接受和處理回聲波，否則將引起識別上的混亂。這就限制了采樣的最大深度Dmax。PRF越高，Dmax就越??；反之，Dmax就愈大。即DC

30、/2PRF PRFC/2D為了達到不發生混疊的目的，所探查的多普勒頻移fd與PRF、Dmax和C之間應滿足下列條件：Dmax2fd于是，又決定了最大可探查速度VmaxVmaxPRF?C/4 f0cosC2/8 f0Dcos從上述公式可知，探查深度D、探頭使用頻率f0和血流與聲束的夾角確定后，所允許接收的最大頻移值（fdmax）也就確定了。將此值稱為尼奎斯特（Nyquist）極限頻率，即：fdmaxPRF/2當fdmax大于PRF/2時，一方面Doppler頻譜出現混疊、折返或模糊頻率偽差，另一方面，超出最大測量深度的多普勒信號回聲出現在本來不應該有多普勒回聲的表淺部位，這種現象稱為模糊范圍。1

31、3何謂彩色多普勒血流顯像法？彩色多普勒血流顯像（color doppler flow imaging，CDFI），也稱彩色血流圖（color flow mapping，CFM）或彩色血流顯像（Colorflow imaging，CFI）。使用多頻道法獲取斷面不同深度的脈沖多普勒信號，并用高速計算機進行快速傅立葉處理（FFT）和自相關處理，獲得血流的二維剖面血流分布狀態，把斷面圖結構和血流在斷面圖上的流速空間分布狀態以色調的變化重疊顯示，實現了解剖斷面和血流空間和時間分布剖面的實時二維重疊顯示，即彩色多普勒血流顯像，也稱實時多普勒顯像法或二維多普勒血流顯像法。彩色多普勒血流顯示都采用國際照明委員

32、會規定的彩色圖，以紅、綠、藍三色做為基色，其它顏色則由三基色混合而成。通常把朝向探頭運動產生的正向多普勒頻譜規定為紅色，背離探頭運動產生的負向多普勒頻譜規定為藍色，而方向雜亂的湍流規定為綠色。除用顏色表示血流方向外，速度的快慢，即頻移的大小用顏色的亮度來表示，稱之為彩色的輝度，所以顯示器上所標的彩色輝標為上紅下藍，兩端亮中間暗，分別標記血流的方向和平行于探頭發射聲束的速度分量。由于血流多普勒頻譜自相關處理所采用的是脈沖多普勒，所以同樣具有前述脈沖多普勒的使用限制，受到探查深度、血流速度、使用探頭頻率的相互制約。當接收頻移超過一定限度后，自相關器處理后輸出的結果將出現混亂，形成彩色混疊，顯示為彩

33、色鑲嵌的“馬賽克”（color mosaic）圖形。14頻譜分析的快速傅立葉轉換原理是什么？任何一種復雜的頻率。都是單一簡譜頻率的混合，可分解成若干單一頻率，并能以正弦和余弦的數學方法表示，即F（t）A0/2+A1cos0t+ A2cos20t+ A3cos30t+? +B1sin0t+ B2sin20t+ B3sin30t+?式中A0和系數A1、A2、A3?B1、B2、B3?由下式決定其中T0為周期，0為角頻率，0=2f02/T0F（t）中的每一項A1cos0t?B1sin0t?稱為F（t）的頻譜，F（t）頻率范圍稱為頻譜寬度，或頻帶。把復雜混合頻率分解的過程稱為頻譜分析，也即傅立葉轉換（F

34、ourier transform，FT）?？焖俑盗⑷~轉換（fast Fourier transform，FFT），指根據前述FT原理，利用計算機對取樣多普勒復雜信號進行的高速頻譜分析，也稱離散性傅立葉轉換（discrete fourier transform，DFT），即進行時間和頻率兩個范圍的有限數量取樣值間的FT。通過模數變換（A/D）器每隔一定時間（取樣間隔ts）交換為信號波形，只在限定的時間內（時間窗tw）集中對被抽樣的每一個值進行FFT。如果把包含在多普勒頻移中的最大頻率作為極限Fmax，根據連續選擇定理，抽樣頻率fs必須大于或等于2Fmax，即fs1/ts2 Fmax與脈沖多普勒法

35、中脈沖重復頻率與尼奎斯特極限頻率的制約關系相同。這是因為每發送一次脈沖，抽樣一次，所以fsPRF。FFT的頻率分解能力fc就取決于時間tw的長短。即fc1/tw由上式可知，如果頻率變化急驟，頻率分解能力就會變差，不能跟蹤。為了解決這一限制，必須使連續的時間窗在時間上保持互相重疊。為了實現頻率變化的跟蹤，時間窗重復的部分平均運算開始的時間就必須延遲tw/2。例如，為了分析5kHz的多普勒信號的頻率，由fs2Fmax知，取樣頻率必須大于10kHz，那么，取樣間隔只能短于1/10 kHz，即短于100s。如果用于FFT的取樣點為100個，時間窗的長度tw100100s10ms。頻率分解能力fc1/1

36、0ms100Hz平均運算開始時間延遲就為10ms/25ms。因此，多普勒信號就比即刻顯示的心電圖、心音圖、M型心動圖在時相上延遲。使收縮時的部分頻率在舒張期顯示。這點在沒有自動ECC延時顯示的儀器上分析多普勒頻移時相時必須注意。15何謂自相關技術？自相關技術是基于WienerKhintchine，將連續發射的聲波脈沖與自體內同一部位連續返回的多普勒頻譜進行比較，提取兩者相位差，并進行分析。從相位差來判斷血流的方向并計算血流速度的頻譜處理方法。這一過程是通過相位差檢測和自相關檢測完成的。相位差檢測：如圖5所示，用同一個探頭發射超聲波短脈沖，并接受遇到運動物體時返回的多普勒頻移信號。如果相鄰脈沖的

37、間隔時間為T，物體朝向探頭的運動速度為V，第一個脈沖波到達運動物體時所經過的距離為L，介質的聲傳播速度為C，則探頭接收到返回的多普勒頻移聲波的時間延遲 t2L/C如果發射的聲波為一諧振波cos0t，則回波可以表達為：e1（t）cos0（tt1）或e1（t）cos（0t1）式中的10t1，即因時間產生的相位延遲。同理，若第二個發射脈沖波到此運動物體時，物體已向探頭移動了L（Vt）的距離，則回波返回探頭的時間延遲t22（LL）/C2L/C2Vt/C。其回波可以表示為：e2（t）cos（0t2）式中20t2，即第二個脈沖的回波的相位延遲。兩個回波相鄰之間的相位差：120t10t2 0（2L/C2L/

38、C+2Vt/C）20Vt/C由上式可以看出，只要我們能檢測到連續發射的相鄰兩個超聲短脈沖波之間的相位差，就可以獲得血流速度的值。血流的方向與相位差的極性一致。為正值，表示朝向探頭運動；為負值，表示背向探頭運動。在實際應用中，一般先通過直角相移檢波器（也稱正交檢波器）把多普勒信號轉換到低頻范圍處理。自相關檢測：如圖6所示，把通過低頻濾波后輸出的cost和sint分別再分成兩路進入混合乘法器。一路直接進入，另一路經過延遲電路進入，并且使延遲時間s等于發射超聲脈沖的間隔時間T。設經過延遲電路的多普勒信號相位為1t1,直接進入的多普勒信號相位為2=t2，因為T=t1t2，所以兩者的相位差=12t。進入

39、混合乘法器中的回路信號被進行如下運算：cos1?cos2sin1?sin2cos（12）sin1?cos2cos1?sin2sin（12）其正切值tgsin/cos。利用反正切函數，可以求得相位差。根據t及多普勒頻移方程fd2Vf0cos/C，可獲得血流速度 VCfd/2f0cos因為 fd 所以 V C f0 0T 20T cos在檢測過程中，總是把接收到的后一個多普勒頻譜脈沖與它前面接收到的一個多普勒頻譜脈沖組合在一起進行相關分析，所以謂之自相關技術。因為這一過程極為迅速，能在通常FFT處理所需的2msec內處理數十倍于FFT處理的回聲，從而實現了以彩色標記的血流速度和空間分布的實時顯示，

40、即彩色多普勒血流圖。16超聲波測量距離（深度）的原理是什么？振源連續地發出振動，這種振動形成的波動稱為連續波。若振源作間歇振動，這種振動形成的波動稱為脈沖波。如圖7所示，設聲速為C的介質內有兩個距換能器距離分別為X和Y的兩個目標A和B。換能器T向介質內的目標發射脈沖波后，經過時間t1和t2接收到兩個回波。聲波在時間ti和b內傳播的距離分別為2X和2Y，則XCt1/2 YCt2/2A和B兩個目標的距離為YXC（t2t1）/2所以測知換能器發出脈沖波到接受到反射回波的時間，即可知到目標的距離。17何謂動態范圍？動態范圍泛指放大器能放大最低至最高信號電壓的范圍。最低信號指噪聲之上的信號；最高信號指放

41、大器不被飽和的信號。陰極射線管所能顯示的明暗幅度也可用動態范圍描述。某種限度以下的信號不顯示亮度，超過某種限度以上的信號被飽和也不再增輝。動態范圍裝置可在這個范圍內按需要對輸入信號作相應的調整。一般動態范圍值用dB表示，超聲輸入信號范圍在100120dB，其中傳播衰減引起的輸入信號變化為6080dB，人體組織反時引起的輸入信號變化為4050dB。B超圖像采用黑白顯像管的亮度顯示，對回聲點由暗到最亮能顯示的信號動態范圍約為20dB；另外線性放大電路有效動態范圍也只有3040dB。基于上述原因，超聲接收電路采用信號動態范圍壓縮技術，以壓縮和刪除無效的信號，并且使較大動態范圍的有用信號也以恰當的比例

42、壓縮，以獲得清晰的聲像圖。18壁濾波器的作用是什么？用于調整脈沖波或連續波多普勒低頻信號的濾過頻率的裝置。低頻信號多數來自于壁運動信號，諸如心房壁、心室壁、血管壁、瓣膜以及腱索運動等。為了不使其干擾頻譜顯示，宜將其濾掉，但與此同時也將導致一些與其頻率相近的低頻血流信號被濾掉，因此濾過頻率的選擇需視檢測要求而有所不同，如檢測低速血流（腔靜脈、肺靜脈、房室瓣）可選擇200400Hz，正常高速血流（心室流出道、半月瓣）可選擇400800Hz，高速射流（瓣膜狹窄、返流，心內分流的射流）則以8001600Hz為宜，視需要而定。19怎樣應用能量輸出調節？調節發射脈沖的輸出能量使之有足夠的、適當的穿透能量通

43、過人體組織結構是獲得高質量聲像圖的途徑之一。加大能量輸出可使脈沖回波總增益提高，它是通過改變發射回路的阻尼來調節輸出能量。輸出的能量常以分貝（dB）為單位，0dB表示輸出能量最大，15dB表示能量輸出最小。操作時，只要所用的超聲能量足以顯示出良好的聲像圖，便能獲取必要診斷信息，在此前提下應盡可能降低超聲能量輸出。20何謂灰階及灰標？從最亮到最暗的像素變化過程，即從白到灰再到黑的過程，稱為灰度?；叶鹊牡燃壏Q為灰階?；译A可以被超聲裝置內的微處理機分為16、32、64、128、256級，目前多達512級。監視器上顯示的亮度用格數逐級遞減的灰階等級標志稱為灰標。用以直觀地表示出圖像中所含的所有灰階的亮

44、度。21什么是特性、校正和校正電路？特性：指電視系統中景物的亮度和顯像管重顯圖像的亮度之間關系的特性。以景物亮度的對數作橫坐標，顯像管上圖像亮度的對數作縱坐標，特性曲線的斜率稱為。當整個圖像傳輸過程保持良好的直線性關系時，該曲線的斜率為1。由于顯像管與攝像管的光電轉換特性皆非線性，因此整個電視傳輸系數也是非線性的，即不等于1。超聲診斷成像系統情況也是這樣。要使等于1，就必須進行校正。校正：利用非線性的傳輸特性，人為地改變電視傳輸系統的特性，以達到為需要值所作的校正。半導體二極管和三極管具有非線性特性，因此常用來組成校正電路。校正電路：能引入非線性的輸出輸入特性，對陰極射線管的灰度系數有效值實行

45、校正的電路。在超聲診斷顯像中常用感光膠片或其它硬拷貝材料取得永久保存的圖像記錄。同一圖像在記錄前后的亮度之間不是線性關系，因記錄材料而異。故預先要對存儲器中所有像素的幅度進行校正，使硬拷貝上得到正確的灰度顯示。超聲診斷儀中往往把操作觀察用與拍照用的顯示器分開，后者是經過校正的。也有的是按動拍照鍵時才進入校正的。22Doppler組織成像（Doppler tissue image，DTI）的原理和應用是什么？DTI也稱多普勒組織速度成像（tissue velocity imsge，TVI）。在超聲波進入人體傳播的經路中，所遇到的介質不僅有含微粒的液體，而且有運動的組織。所獲得的Doppler信息

46、可以分為兩大部分，即速度（頻率）和振幅信息。血流產生的散射型Doppler信息，其特點是頻移大的Doppler信息；組織運動產生的 Doppler信號，其特點是頻率低、振幅大。此外還有低速血流產生的散射型Doppler信息，它的頻移、振幅都小。對于組織運動，常采用壁濾波器加以消除。消除的同時也去除了低速血流信息。DTI的實質是檢測組織運動（幅度）的信息。其技術是利用特定的邏輯電路和不同的算法進行幅度和頻率的雙重鑒別，去除血流信號，將運動組織的Doppler信息和低速血流的Doppler信息取出，達到顯示組織運動特征的目的。23何謂彩色多普勒能量圖（color Doppler Energy，CD

47、E）？CDE又稱能量多普勒超聲圖（power Doppler ultrasonography）、能量彩色圖（power color image）、彩色振幅成像（color amplitudeimaging）等，是通過檢測組織或血流散射信號的振幅，經過平方處理后進行編碼顯示，就可得到能量圖像。能量圖的優點在于：（1）不受聲束與速度之間夾角的影響。（2）不產生頻譜混疊（aliasing）。（3）對低速血流也具有較高的靈敏度。能量圖并非十全十美，因能量信息與速度方向無關即無方向性，這對于需要了解流速方向造成困難，但有時無方向性卻能抑制背景噪聲反而使圖像中的有用信息得到突出，對軟組織運動很敏感，易受運

48、動組織回聲的干擾。24諧頻成像和聲學造影的原理是什么？聲波在人體內傳播過程中除了發射的頻率（基礎頻率）外，還產生另一類與發射頻率成整數倍的諧振頻率（倍頻、組合頻率等）。接收和處理這些諧頻，使聲像圖含有更豐富的診斷信息，就發展了新的成像技術諧頻成像技術。如發射2MHz，可接收4MHz的諧頻回波進行成像。其優點在于周圍組織背景（基頻）都被消除，噪聲大為下降。諧頻Doppler技術，使心臟、腎臟、血管的輪廓得到顯著改善，但是諧波的衰減系數要比基波大，在測量深度上受到限制。聲學造影是將與人體組織聲學特性有差異的聲學特征物質注入人體的特定部位，人為地擴大待查部位與周圍組織間的差異，從而使超聲圖像更為清晰

49、的方法。聲波在造影劑中傳播，其特征參數（壓力、密度等）之間的關系是非線性的。產生的非線性參數約為人體組織的幾十倍以上，這意味著聲波在造影劑中產生的倍頻的幅度要比在周圍介質中產生的倍頻幅度高幾十倍以上。利用諧頻成像可以獲得非常強的信號，顯著提高靈敏度。25血管內血液流動的特點是什么？圓管中的粘性流體具有如下特征：（1）粘性流體的流動分為層流（也稱片流）和湍流（也稱紊流）兩種基本狀態。兩者之間存在過渡狀態，但過渡狀態不穩定。（2）粘性流體的流動狀態取決于流體的流動速度V、粘滯系數、密度及管道直徑d。四者可綜合分為一個無量綱的量，用以判斷流體流動狀態。這個量就是雷諾數，用Re表示：ReVd/當Re大

50、于約13800時，流動呈現湍流，稱為上臨界雷諾數；當Re小于2320時，流動呈現層流，稱為下臨界雷諾數。當Re間于兩者之間時，可能為層流，也可能為湍流，呈不穩定狀態。通常取下臨界雷諾數作為判斷層流和湍流的依據。在圓管中的流體，若其Re大于2000，即可以認為存在湍流。依據Re公式，對于不同的流體，在管徑和流速不變的情況下，粘滯度越大，密度越低，就越不容易出現湍流。而同一種流體，在管徑一定的情況下，流速增高到一定值就可出現湍流。此外，流體在大管腔（如心臟）內容易出現湍流。血液為粘性流體，血管為彈性管腔。血流在血管內呈脈動流動，血管中的血液流分為三種狀態：（1）層流：血液在血管中以層流狀態穩定流動

51、時，設血管的半徑為a，長度為L，血流粘滯系數為，兩端的壓力階差為P1P2，那么可以計算出血管內任意一點的血流速度V，設某一點與血管中心軸的距離為r，則該點的速度：V（r） P1P2 （a2r2） 4L 可見速度剖面呈一拋物線。當ra時，即血管壁處，V0；當r0時，即中心處速度最大。血管內的平均血流速度V應為Vmax的一半。若為層流，測知最大流速，即可知其平均流速。（2）湍流：血流的速度分布因橫向動量交換而發生改變。平均流速V與最大流速Vmax的關系也變的復雜，而且隨著雷諾數的增大，平均流速與最大流速更為接近，使V/Vmax也增大。通常V0.8Vmax。26不同血流狀態的多普勒特征是什么？層流：

52、層流時血管內血流速度梯度小，方向一致，所以多普勒聲音單調而平滑（樂音）。頻譜呈窄帶非充填型，回聲點集中濃密，包絡線光滑自然。CDFI呈色彩單一的整齊彩色束，中心較邊緣明亮。但是，由于取樣區內脈動血流方向與聲束夾角在連續變化，平直血管內的血流也常顯示彩色量度的均勻性變化；在彎曲血管，出現彩色過渡或消失，當血管較細，或彩色增益過大，靈敏度過高時，彩色帶常比二維聲像圖顯示的血管內徑寬，此為偽像。此外，當取樣面積過大，或速度范圍調節過小時，可出現混疊現象，使正常層流顯示為彩色鑲嵌的湍流圖形。調節儀器，縮小取樣面積，增大速度范圍，即可顯示正常層流彩圖。湍流：血流不僅流速快、梯度大，而且血細胞運動方向雜亂

53、，所以多普勒聲音嘈雜而粗糙（噪音）。頻譜聲音散亂，頻帶增寬呈充填型，甚至呈雙向，包絡線毛糙不齊。CDFI呈較亮的彩色鑲嵌圖形，彩色成分較多。渦流：多普勒取樣容積置于渦流部位時，多普勒聲音粗糙；頻譜呈展寬的雙向寬帶充填型，回聲點分散；CDFI在渦流部位呈現彩色鑲嵌，彩色成分明顯增多，類似湍流的彩色圖形。這里需強調檢查角度、儀器調節等對多普勒頻譜的嚴重影響，提醒檢查者在分析多普勒圖形時，不要忘記結合其物理學基礎綜合分析，以減少對圖形的錯誤解釋。27不均勻管內血流速度與壓力差的關系是什么？為了便于理解，把血管內復雜的血流三維空間流體假定為沒有粘性的一維方向的穩定理想流體。在此狀態下，管道內任意一處流

54、體單位體積的動能（V2/2）與靜壓強能（P）之和像等，即P+V2/2C這一方程式給出了壓強和流速的關系，稱為伯努利方程，C為常量。由于血液是粘滯流體，流動中有壓強損失，而且血管也不是均勻的剛性管道，所以，伯努利方程在應用于血流這種非理想流體時，必須加以修正。設血流從不均勻管道的位置1，經過狹窄區到達位置2，其壓強損失為P，根據能量守恒定律，則有：P1+V12/2P2+V22/2+P式中P1、P2和V1、V2分別為血液在位置1和位置2的壓強和流速。壓強損失P多數消耗于粘滯損失R（V）和產生血流加速的需要?？杀硎緸椋篜R（V）+式中為流體密度，V為速度矢量，ds為行程積分元。從上述公式可得到：因為

55、管道中兩處距離較接近，如瓣口兩端，加速度消耗和粘滯消耗損失極小，所以上式可以近似地表示為：P1P2 （V22V12）若血流的密度取1g/cm3，V的單位取m/s，經過換算，上式又可表示為：P1P24（V22V12）mmHg從上式可知，只要用多普勒方法測知血管中距離較近的兩處血流速度，就可以方便地得到兩處間的壓力階差。如果用于二尖瓣口，由于左房內的血流速度很低，所以可以忽略不計，因此上式可以進一步簡化為：P1P24V22mmHg上式被稱為簡化的伯努利方程式，據此，可以更方便地利用多普勒技術估測二尖瓣口的壓力階差，進而估計其瓣口面積，判斷狹窄程度。注意：簡化的伯努力方程式僅在V1與V2相比可忽略時才正