(完整版)彩色多普勒超声成像原理(20200907093839)
B超原理和多普勒效应.
超声诊断仪类型 医用超声诊断仪是将声纳原理、雷达技术、电子技术三者相结合而研制生产的设备，主要应用在临床诊断中，其基本原理是将一束高频超声脉冲发射到生物体内，再接收来自生物体内各组织之间界面处反射的回波，经放大、处理、显示，可观察内脏器官的形状、大小、及各器官的相互位置、器官的活动以及器官内的异物等，从而判断器官的是否正常。随着科学技术的发展，越来越多的高新技术应用于这种设备的研究制造中，因此，超声诊断仪的发展也由起初的一维超声扫描及其显示方式发展为二维甚至三维的超声扫描和显示方式，大大增加了回波信息量，使生物体内的病灶清晰、易辨，在临床上被越来越广泛地应用在各科门诊的诊断检查方法中，成为与X-CT、同位素扫描、核磁共振并列的四大医学成像技术之一。其中超声成象因为具有以下三个特点：①超声波为非电离辐射，在诊断用功率范围内对人体无伤害，可经常性地反复使用；②超声波对软组织的鉴别力较高，在对软组织疾患诊断时具有优势；③超声成象仪器使用方便、价格便宜，使得医学超声成象具有强大的生命力和发展前途，是其他成 象技术所无法替代的现代技术。 超声波在医学方面，除了用于治疗和手术外，主要是用于临床诊断。在诊断学方面，现有的医学超声技术可以分为两大类：即基于回波扫描技术和基于多谱勒频移原理的超声诊断技术。基于回波技术的超声诊断技术的基本原理是利用超声波在组织界面处产生的反射回波形成的图象或信号来诊断疾病。这种技术主要用于解剖学范畴的检测和诊断，目的是了解器官的形态学和组织方面的状况与变化，比如检测体内异物和肿瘤，检查器官的形状及大小变化等等。回波扫描诊断技术一般按显示回波的方式分为如下五类型：①A型：即将回波以波形的形式显示出来，其纵坐标为回波幅度，用以表示回波的强弱；横坐标为回波接收的时间，该时间与产生回波的组织界面相关。②B型：即将回波信号用点的形式显示在显示器上，光点的灰度与回波强弱成正比，为辉度调制型。当探头上的传感器阵元以不同方式移动扫查时，可以形成二维图象。③C型：此为透射式扫查方式，可获得有关被测组织的声速和衰减等信息。④M型：此法是在辉度调制型中加入一个慢扫查锯齿波，从而使回波点从左到右自动扫描。显示的横坐标为慢扫描时间，纵坐标为声波传播时间（即对应于检测深度位置）⑤F型：此法为用多个切面图象构造一个曲面的成象形式。除了单一形式外，还有复合型诊断仪，即综合采用上述几种方式成象，目前，回波扫描技术已大量用于对肝、脾、胃、肾、胆、甲状腺、乳腺、眼球、子宫、卵巢、胸腔、肺、半月板、脑、心包等多种脏器官的诊查之中。 基于多普勒频移原理的超声诊断技术的基本原理是：利用运动物体反射声波时造成的频率偏移现象来获取人体的运动信息。这种技术主要用于了解体内器官的功能状况及血液动力学方面的生理病理状况，如用于测定血液流速、心脏运动状况及血管是否存在栓塞等。目前，超声多普勒技术主要用于心血管疾病的诊断中。 在诊断学方面，基于探测深度和分辨率两个方面的综合考虑，一般采用的频率为1MHz~15MHz。低频主要用于深部组织和器官的诊查，而高频则用于眼科等表浅部位的诊查。同时，为了避免产生生物效应，诊断用的超声波的功率一般在1mW/cm2~10m W/cm2。在诊断学方面如何提高成象分辨率，寻求可定量表征特异性病变的成象特征量为目前研究发展B超所需探索的目标。 超声诊断仪的基本工作原理 医用超声诊断仪是将声纳原理和雷达技术相结合生产的为临床应用的医疗仪器。其基本原理是高频超声脉冲波辐射到生物作内，由生物体内不同界面反射出不同波形并形成图像．从而判断生物体内是否有病变。超声诊断仪由起初的一维超声扫描显示，发展为二维甚置三维、四维的超声扫描和显示，大大增加了回波信息量，使生物体内的病灶清晰，易辨，因此，它将被越来越广泛地 应用医用超声诊断仪． １、一维超声扫描及其显示 在超声诊断设备中，人们常把A型和M型这类，采用超声脉冲回波测距离的技术进行诊断的型式和方法，称为一维超声检查．这种型式发射超声波的方向不变，从不同声阻抗界面反射回来信号的幅值或灰度是不同的，经放大后，在屏幕上以水平或垂直方式 显示出来，此类图像称为一维超声图像。 （１）Ａ型超声扫描 探头（换能器）根据探查部位，以固定方式向人体发射数兆赫兹的超声波，通过人体反射回波并加以放大，并将回波的幅值和形态在屏幕上显示出来。显示器的纵坐标显示反射回波的幅度波形；横坐标上有时间和距离的标尺。这样可根据回波出现的位置，回波幅度的高低、形状、波数和来自受检体病变和解剖位置的有关信息进行判断诊断。Ａ型超声探头在固定位置就可获得波谱 图．（２）Ｍ型超声扫描仪 探头（换能器）以固定位置和方向对人体发射接收超声波束。该波束途经不同深度的回波信号对显示器垂直扫描线进行辉度调制，并按时间顺序展开，形成一幅一维空间各点运动按时间展开的轨迹图。这就是Ｍ型超声．人也可以理解为：Ｍ型超声是同一方向沿途不同深度点随时间变化的一维轨迹图．Ｍ型扫描系统特别适用于对运动器官的检查。例如对心脏的检查，在所显示的图形轨迹上，可进行多种心功能参数测量，所以Ｍ型超声．又称为超声心动图。 ２、二维超声扫描及显示 由于一维扫描只能依据图形中超声波回波幅值的大小和回波的疏密对人体脏器进行诊断，这样一维超声（即Ａ型超声）在超声医学诊断上受到了很大限制．二维超声扫描显像其原理是采用超声脉冲回波，亮度调节的二维灰阶显示，它形象地反映出人体某一断面的信息。二维扫描系统使探头内的换能器以固定方式向人体发射数兆赫兹的超声波，并以一定的速度在一个二维空间运动，即进行二维空间扫描，再把人体反射回波信号加以放大处理后送到显示器的阴极或控制栅极上，使显示器的光点亮度随着回波信
超声诊断仪基本原理及其结构
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2 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
彩色多普勒超声诊断仪技术参数
彩色多普勒超声诊断仪技术参数 一、设备名称：数字化高档彩色多普勒超声诊断仪一台 二、设备用途：妇产科、生殖医学、腹部、泌尿科科研高端实时三维彩色多普勒超声诊断仪，尤其在胎儿心脏、生殖道畸形、盆底超声、3D/4D模式下立体输卵管造影及生殖医学具有突出优势，满足产科超声诊断，妇科疑难病例超声诊断，胎儿畸形产前诊断及科研，具有强大的定量分析功能。系统须为投标厂家高端最新型号仪器、最新软件版本，并具有升级能力的设计，以满足将来扩展临床应用的需要。 三、整体要求：国际知名品牌，提供原厂家的技术参数白皮书（Data Sheet）及相关准确证明图片,否则按虚假应标处理。 四、设备的主要性能及功能： 1. 全数字化彩色超声诊断系统主机 1.1 数字式全程动态聚焦，数字式可变孔径及动态变焦技术； *1.2 高分辨率彩色逐行液晶显示器≥23英寸； *1.3 具备≥12英寸液晶触摸屏； *1.4系统动态范围≥274dB； 2. 数字化二维灰阶成像单元： 2.1 具备声束三维聚焦和成像处理技术; *2.2 具备空间复合成像技术，能和彩色模式同时使用； 2.3 具备斑点噪音抑制技术； 2.4 具备频率复合成像技术； 2.5 具备独立角度偏转功能，B 模式、CFM 、PWD模式分别独立角度偏转； 2.6 具备自动优化技术：通过一键能够同时自动调整二维、彩色和频谱的参数； 2.7 具备原始数据采集、储存技术，能对回放的常规图像进行33种参数调节 2.8 具备组织谐波成像,可用于全部2D探头和4D探头；具有明确谐波频率显示；可视可调; 2.9 具备多普勒实时自动计算功能；具备各种双同步和三同步扫查模式；具备同屏剪
超声成像基础原理以及心脏超声
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：
超声成像原理
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
彩色多普勒超声波诊断仪说明书讲解
一、彩色多普勒超声波诊断仪（进口产品） 1.1、设备用途：主要用于腹部、心脏、妇产科、浅表器官、腹部实时四维等部位的彩色超声显像和科研。 1.2、彩色多普勒超声诊断仪包括： #1.2.1、彩色监视器：17寸高分辨率彩色液晶监视器，自由臂设计，可上下左右前后任意旋转，多达360度。(附证明资料） 1.2.2、操作键盘：可多方向控制转位 1.2.3、全数字化超宽频带波束形成器 1.2.4、超宽频带探头, 频率范围1---12MHZ 1.2.5、数字化高分辨率二维灰阶成像单元 1.2.6、彩色多普勒超声波诊断部件 1.2.7、彩色多普勒能量图(CDE/CPA) 1.2.8、方向性能量图 1.2.9、M模式, 彩色M型（附图片证明），解剖M型 1.2.10、脉冲波及连续波模式,并具备高PRF脉冲波 1.2.11、实时动态频谱多普勒显示及多参数分析系统，并可输入报告系统 1.2.12、三同步功能 1.2.13、组织谐波成像单元，采用脉冲反相谐波技术，并具备多组谐波选择 #1.2.14、160DB动态范围,可视可1DB的调节 1.2.15、1500数字化通道 1.2.16、复合成像技术可选(同时作用于发射和接收,至少5线发射,要求作曲别针试验并附图片) 1.2.17、斑点噪声抑制技术，提高图像对比分辨率，减少噪声的干扰。 #1.2.18、组织差异校正技术，利用声波在不同组织传播速度不同，对不同组织进行回声校正，改善远场穿透，提高分辨率，分多种组织可选，≥4种（附证明资料）1.2.19、智能图像优化技术：根据人体不同的声学特性及医生的诊断需求进行快速的图像优化条件设置的选择。 1.2.20、智能图像一键优化技术(作用于2D及Doppler)，单键操作，可自动调节增益，动态范围，Doppler基线，标尺等参数（附证明资料） 1.2.21、梯形成像，线阵探头视野扩展15%
超声多普勒成像原理
超声多普勒成像原理 当声发射源与声接收器有相对运动时，接收器所接收到的声波频率与发射频率有所不同，这一现象称为多普勒效应。超声多普勒法成像就是应用超声波的多普勒效应，从体外得到人体运动脏器的信息，进行处理和显示。现已普遍用于血流、心脏和产科等方面的检查。超声血流测量仪、起声胎心检测仪、超声血管显像仪以及超声血压计、超声血流速度剖面测试仪等多种仪器在临床上广为应用。 超声波对血管内流动的红血球接收散射，根据多普勒效应，即反射频率于 ，由下式给出：发射频率之间将产生偏移即多普勒频移f d f =2v f0cosθ/C d 式中v为红血球的运动速度，C为超声波的速度。由公式可以看出，与血流 就可求得v。 速度成正比，若检出f d 超声多普勒法分连续多普勒和脉冲多普勒。前者的缺点是没有距离分辨能力，在射线方向上的所有多普勒信号总是重叠在一起；后者具有距离分辨能力，能够捡出某特定深度的多普勒信号，可用于清洁箱内部和大血管血流信号的检测。但由于采用脉冲波，受重复频率产生的重叠幻像的影响，测定深部高速血流具有一定的困难。
现在的超声多普勒成像装置大多采用与B超相结合的方法，在B超上一边设立多普勒取样，一边捡出血流信息。多普勒波束是与B超超声波束一起发射的。由同一探头接收放大，经延迟线和加法器后，进入混频电路和低通滤波器进行相位检波，然后通过取样状态设定电路和带通滤波器取出特定深度的多普勒信号，并将从心脏壁和血管壁来的运动滞后的低频多普勒信号滤除。取出的多普勒信号一路可以送到扬声器进行监听，一路可以经过A/D转换送到频谱分析器进行快速傅里叶变换(FFT)，通过变换后便可得到多普勒频谱。以横轴表示时间，纵轴表示多普勒频移（速度），各个多普勒频率强度（功率）用辉度显示。由于FFT变换频谱范围宽，可以判断是紊流还是层流。最后，经D/A变换后与B型、M型图像一起显示。 彩色多普勒成像装置
超声弹性成像
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
多普勒与超声的关系
一、超声波的基础知识 超声波:频率高于20kHz振动的声波。 医用超声的频率范围:0.5-32MHz,声能以纵波的形式在人体内传播. 超声在人体软组织中的传播速度为1540米／秒,与水接近.在骨骼中的传播速度比在软组织中快三倍.对同一介质,温度升高则声速增大.B超是反映人体组织断层各截面的反射率的图像.超声多普勒的信号基础就是反射回波的频率变化.声波在介质中传播时其能量会随着传播距离的增加而逐渐减小,叫作衰减.临床 试验得知,癌组织对超声的吸收较大,炎症组织次之,正常组织最小.超声波在人体内的衰减系数随着频率的增高而增大.故对深部组织或厚度大的脏器不宜使用很高的频率,对浅层组织可用较高频率. 二、超声多普勒原理 超声多普勒效应:声源与声接收器在连续介质中作相对运动时,接收器所接收到的声频率会不同于声源所辐射的声频率,其差别与相对运动的速度有关,这种 现象叫做多普勒效应. f=(c+vcosφ)f0/(c-ucosφ) 式中c 为声波在介质中的传播速度, v为接收器的运动速度, f0为波源频 率, u为声源运动速度, f为接收到的频率. Φ为接收器与声源连线的夹角.当声源与接收器靠近时接收频率增加,反之减小.在医学诊断中,可利用多普勒效应检查心脏,血管,横隔的运动及血流速度和胎儿的呼吸. 在超声系统中,由换能器完成超声波的产生和接收任务.它将高频电能转换成超声振荡,发射超声波;接收反射回来的超声,并将其转换为人们便于处理的信号.故换能器即探头是一种电-声,声-电转换器件，目前超声换能器普遍应用的是压电效应式,石英晶体或压电陶瓷材料.压电材料在不受外力时不带电,当其两端受到压力或拉力时,材料受压缩或拉伸,两个电极上产生电荷,这种现象称为正压电效应. 压电效应可逆. 当给压电材料两端加上交变电场时,材料便会出现与交变电场频率相同的机械振动,这种现象称为逆压变效应.压电体几乎全是压电陶瓷,因其能做成任何形状,并能在所需要的方向极化.换能器由晶片,吸收背块,匹配层及导线四部分组成. 换能器的灵敏度取决于晶片的机电转换系数,而工作频率主要取决于晶片的厚度,晶片越薄则频率越高.
超声成像基本原理简介
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型超声像工作原理
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
基于单片机的超声波多普勒测速设计
摘要 在速度测量领域，利用多普勒效应的设计不在少数。其中，多以激光多普勒测速设计或装置为主，激光以其高强度、频率单一、不易受到干扰等良好的性质受到众多多普勒测速设计者的青睐，以激光为波源做成的装置具有测速范围广(4×10~(-5)～10~4米/秒)、空间分辨率高、动态响应快等优点。但是，这种装置一般而言价格比较昂贵，在许多测量精度要求不那么严格的地方的应用受到了很大的限制。因此，我们设计了以超声波作为波源结合单片机用以数据处理的方案，再加上其他一些必要的电子电路，可以把整个装置集成到一块PCB板上，以电池供电。这样便解决了价格问题，提高了性价比，同时携带方便，测量精度亦在可以接受的范围内。 关键词：多普勒效应；超声波；单片机；混频放大；差频测量；模数转换；滤波整形 基于单片机的超声波多普勒测速设计 1前言 1.1多普勒效应 多普勒效应是指物体辐射的波长因为光源和观测者的相对运动而产生变化，在运动的波源前面，波被压缩，波长变得较短，频率变得较高，在运动的波源后面，产生相反的效应，波长变得较长，频率变得较低，波源的速度越高，所产生的效应越大，根据光波红/蓝移的程度，可以计算出波源循着观测方向运动的速度，恒星光谱线的位移显示恒星循着观测方向运动的速度，这种现象称为多普勒效应。 测速的公式简介。多普勒效应是本设计的理论依据，深入的考虑，可基于超声波多普勒效应推导出移动物体的速度，具体公式如下：
（1）当波源静止，观察者运动时 f=[(u+Vr)/u]f0 ① （2）当波源运动，观察着静止时 f=[u/(u-Vs)]f0 ②（3）当两者同时运动时 f=[(u+Vr)/(u-Vs)]f0 ③由于超声波的发生器和接收器是集中在一起的，所以当运动物体反射超声波时，应该把运动物体当做波源，而把超声波接收器作为观察者。这样，就可以结合上述公式求出运动物体的速度与多普勒频移之间的关系，如下： （1）当波源静止，观察者运动时 Vr=[(f0-f’)/(f0+f’)]u ④（2）当波源运动，观察者静止时 Vs=[(f0-f’)/(f0+f’)]u ⑤（3）当两者相对运动时 Vr={[(f’-f0)u2-(f’+f0)Vs]/[(f’+f0)u+(f0-f’)Vs]}u ⑥其中第⑤式的情况在实际情况中不会出现，但是注意到两者相对运动时的第⑥式中出现了波源的运动速度Vs，这时就需要用第⑤式先求出波源的运动速度， 进而求出物体的运动速度。由上述推导公式可知，只要得到多普勒频移信号f-f0，即可求得物体的运动速度Vr。 1.2单片机 1.2.1单片机简介 单片机是一种集成在硅片上的电路芯片，是采用超大规模集成电路技术把具有数据处理能力的中央处理器CPU随机存储器RAM、只读存储器ROM、多种I/O口和中断系统、定时器/计时器等功能（可能还包括显示驱动电路、脉宽调制电路、模拟多路转换器、A/D转换器等电路）集成到一块硅片上构成的一个小而完善的计算机系统。
妇产科超声(B超)培训 超声成像的原理及诊断基础
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
三维超声成像技术的基本原理及操作步骤
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。
超声成像原理简介
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
连续多普勒和脉冲多普勒的区别
脉冲波多普勒是由同一个（或一组）晶片发射并接收超声波的。它用较少的时间发射，而用更多的时间接收。由于采用深度选通（或距离选通）技术，可进行定点血流测定，因而具有很高的距离分辨力，也可对喧点血流的性质做出准确的分析。由于脉冲波多普勒的最大显示频率受到脉冲重复频率的限制，在检测高速血流时容易出现混叠。这对像二尖瓣狭窄、主动脉瓣狭窄等这类疾病的检查十分不利。 连续波多普勒由于采用两个（或两组）晶片，由其中一组连续地发射超声，而由另一组连续地接收回波。它具有很高的速度分辨力，能够检测到很高速的血流，这是它的主要的优点。而其最主要的缺点是缺乏距离分辨能力。 1.连续式多普勒超声仪 超声多普勒诊断仪简称D型超声仪。它是利用多普勒效应原理，对运动的脏器和血流进行探测的仪器。连续式多普勒超声仪是由振荡器发出高频连续振荡，送至双片探头中的一片，被激励的晶片发出连续超声的。遇到活动目标（如红细胞），反射回来的超声已是改变了频率的连续超声，它被双片探头的另一片所接收并转为电信号。此信号与仪器的高频振荡器产生的信号混频以后，经高频放大器放大，然后解调取出差频信号。此差频信号含有活动目标速度的信息。由于处理和显示方式不同，连续式多普勒仪可分为监听式、相位式、指向式和超声多普勒显像仪等。最简单的多普勒显像系统由连续波多普勒血流检测器、存贮监视器与探头位置定位器组成。定位器用机械法与血流检测探头结合，并将信号传递至存贮监视器，在示波屏上显示出与探头位置相关的一个光点。当来自探头的超声束贯穿一条血管时，血流检测器产生一个信号至监视器并在示波屏上增辉及存贮。连续波多普勒由于采用两个（或两组）晶片，由其中一组连续地发射超声，而由另一组连续地接收回波。它具有很高的速度分辨力，能够检测到很高速的血流，这是它的主要的优点。而其最主要的缺点是缺乏距离分辨能力。 2..脉冲式多普勒超声仪 脉冲式多普勒超声仪发射的是脉冲波，每秒发射超声脉冲的个数称脉冲重复频率（PRF），一般为5～10kHz。目前常用的距离选通式脉冲多普勒超声仪由换能器、高频脉冲发生器、主控振荡器、分频器、取样脉冲发生器、接收放大器、鉴相器、