一、超声波的频率
超声波频率 f ≥ 20KHz ， 诊断超声波频率一般范围在 0.5-80MHz ，其中 3-10MHz 最常用。
二、超声波的发生
超声波可由多种物理能量转变而成，需经过换能器进行转换。目前最常用的换能器是压电陶瓷即压电晶体，在交变电场的作用中产生厚度的交替改变即声振动 , 当电场交变频率与压电晶体的固有频率一致时，换能器的电转换（电 ? 声）效率最高，即晶体的振幅最大 。 压电晶体常具有两种可逆的能量转变效应：由电能转变为声能时称逆压电效应；相反，由声波的压力变化传至压电晶体后其两端的电极随声波的压缩（压力）与张弛（负压）发生正负电位交替变化，称正压电效应。在逆压电效应中压电晶体成为超声发生器；在正压电效应中压电晶体成为回声接收器。
逆压电效应
电能
声能
正压电效应
天然的压电晶体以石英为代表，另有机压电薄膜材料（聚偏氟乙烯 PVDF ）其声阻抗与人体软组织声抗十分相近，检查时减少中间传递的声能量损失。压晶体在制成一个器件后称超声探头，探头在发生超声时称为声源。
第二节 超声的传播
从声源发生的声能抵达另一物体时为超声的传播，超声是以波的形式传播的，分纵波、横波、板体波、表面波等。人体内除骨骼外，在所有软组织中几乎所有都是以纵波的形式传播的。
1 、频率 f ： 由声源决定。 周期 T=1/f
2 、声速 c ： 由传播媒质决定。
3 、波长 l ： l =c/f=CT
4 、声扬： 声源发出的声波在介质内所影响涉及的范围。
A ）指向性：声源直径大于波长时，声束集中在一个狭小的立体角内发射的特性。
B ）近场： 以接近于圆柱样的形态传播，称 Fresnel 区。
C ）远场： 呈倒圆椎形分布。
D ）声轴、声束、束宽（ beam axis 、 beam 、 beam width)
E ）分辨力： 是指 超声波辨别两个相邻物体的能力。
侧向分辨力取决于激励电脉冲的长度及探头的阻尼程度，横向分辨力取决于声束的宽度；用减少脉冲的乙及增加探头的阻尼以提 高轴向分辨力，用声束聚焦的方法可以提高横向分辨力。
F ）聚焦声束：非聚焦式声束其侧（横）向分辨力等于或大雨声源的直径，因而其噪声大，组成图形的光点粗糙，使细小 结构不易辨认。
第三节 超声与生物组织间的相互作用
一、生物组织对入射声束的作用
1 、声阻抗与界面：
声阻抗：为声波传递介质中某点的声压和该点速度的比值，它等于密度与声速的乘积。
界面：两种不同声阻抗物体的接触面，界面意味着声传播中的不连续，分大界面（尺寸大于束宽）、小界面（尺寸小于束宽，也即体内小于 2mm 的组织）。
2 、散射：入射超声遇小界面时，呈散射模式，变平面波为球面波。脏器或组织内部的微小结构对入射超声散射现象，是超声成像研究内部结构的重要根据。
3 、反射与透射：入射声遇到大界面时，属镜面反射模式。入射声遇到大界面时后进入第二个介质－－透射声。
4 、折射与全反射：穿过大界面的透射声，可能沿入射声束的方向继续进行，亦可能偏离入射声束的方向而传播－－超声折射。全反射会造成第二种介质的 “ 失照射 ” ，形成由于折射现象而造成的声影，称 “ 折射声影 ” 或 “ 速差声影 ” ，在诊断分析中应予注意。镜面反射的回声振幅甚高，在 0~40dB 间（以软组织与空气间界面的反射振幅为参考振幅，等于 OdB ）；而散射回声的振幅为 36-1000 dB 。因而，必须使用能兼顾极强与极弱信号的大动态范围的对数放大器，方可获得住处量丰富的成像效果。
5 、绕射：当声束传播过程中在一个障碍物的边缘经过，而声束的边缘与界
面边缘之间的距离小于 1-2 个波长，界面边缘的声束向该一界面弯曲变化的现象称为绕射。两者之间距离越小，声束偏向越明显。
6 、干涉：入射回声与入射超声在空间相会，产生相位迭加或抵消，在近场区内因离轴声场的起伏变化，更易产生各种干涉现象，造成图形上的亮斑及暗斑。
7 、衰减： 入射超声在介质中传播最终转变为反射回声、散射回声、声吸收（声能变成热能），蛋白质对超声衰减 最大（占 80% ），尤其胶原蛋白、纤维组织水分的衰减最小。
8 、动目标回声频移（多普勒效应）：移动目标的反射或散射回声其频率与入射超声不同，向高端或低端变化，名频 移动目标回声频移现象即为超
声多普勒效应。常用卷轴式显示法描出多普勒，认定需基线。
多普勒效应 卷轴式多普勒显示
二、入射超声对生物组织的影响
美国超声医学会（ AIUM ）根据以往世界各国学者的超声生物效应研究结果，规定人体使用的安全剂量 ISPTA 不能超过 100 2 mw/cm 2 , ( 另一种表示法 ISATA 比 ISPTA 低两个数量级 ) 一般来说超声法与 X 线、 CT 、核素医学成像等方法相比，超声对人体影响是最为低小的，只要正确掌握手法和引入符合安全规定的超声剂量，可以认为对人体是没有显著影响的。总剂量 = 连续使用时间 ＊ ISPTA减少对某一切面的持继检查时间。
第四节 超声检查的种类
一、 A 型 (Amplitude mode) 幅度调制型
超声束在人体组织的传播过程中，遇到不同声阻抗的声学界面所产生的一分列反射回声，在示波屏时间轴上以振幅高低表达。 X 轴自左至右表示回声的先后顺序，代表人体组织的线深， y 轴自基线上方代表振幅的高低，即表示界面反射的强弱，反射强则回声振幅高，反射弱则回声振幅低。可用于探测界面距离，脏器经值及病变的物理特征。A 型超声属一维显示，不能形成直观图像，主要依据波幅高低，波型密度、波的活跃度、形态等作为诊断疾病的基础。
A 型与 B 型图像表示方式示意图
二、 B 型 (Brightness mode) 辉度调制型
以不同辉度的光点表示界面反射讯号的强弱，反射强则亮，反射弱则暗。声束顺序扫查脏器时，反射光点群按次序分布成一切面声像图，故此方法可显示脏器的二维切面图像。当成速度大于 24F/sec 时，即可显示脏器的活动状态，称为实时显像。B 型超声诊断有多种扫查方式，根据探头种类及扫查方式可分为线扫、扇扫及凸形扫等。方式阶的 B 型超声诊断可清晰显示软组织的微细结构，可用于胸腔、腹腔、盆腔内脏器、颅脑、眼球、乳腺、甲状腺的探测，临床应最广。
三、 M 型 (Motion mode) 活动显示型
检查运动脏器的结构及其相对运动与时间关系。应用单轴声波探测距离随时间变化的曲线，垂直方向代表距离和浓度变化，水平方向代表扫描时间，从光点的移动可观察界面的深度移动状况，主要用于心脏及大血管的探查，称为 M 型超声心动图。
B 型与 M 型图像表示方式示意图
四、 D 型 (Doppler) 多普勒型
根据多普勒效应，用各种方式显示探头与被测物体之间相对运动产生的多普勒频移。 X 轴为慢扫基线， Y 轴代表频移的大小，振幅高度与频移大小成正比。
D 型超声主要用于心脏及大血管血流动力学状态的检测，特别是瓣膜病及先天性心脏病的返流及分流的检测。 Doppler 的发射有脉冲式 Pulsed wave Doppler,PW 与连续式 Continuous wave Doppler,CW 两种，脉冲多普勒有距离选通功能，可探测某一深度局部的血流速度、方向、性质，进行定位诊断，但因其脉冲重复频率较低，影响高速血流的测定；而连续多普勒有两个换能器，一个连续发射超声波，另一个不断接收回波，无最大流速检测限制因此可以显示高速血流频谱，但它所显示的频谱是声束通道上所有血流信息的混合，血流频谱缺乏距离选通功能，不能进行确切的定位诊断，故应与脉冲多普勒结合使用，提高诊断正确率。
多普勒取样示意 多普勒频谱示意
五、彩色多普勒血流显像
在二维显像的基础上，以实时彩色编码显示血流，使解剖结构与血流状态能同时实时显示。不同的色彩表示不同的血流方向，朝向探头为红色、背离探头为蓝色，血流紊乱时，呈五彩镶嵌的图像。血流速度越快，显色越亮越淡；速度越慢，显色越深、越暗。彩色多普勒血流显像能提供血流的空间信息，并增强了血流的直观感。
六、其它
超声诊断中还有其它多种显示方式，如 C 型显示 （即等深显示）技术、超声 CT 、三维显示、超声全息等。
第五节：超声诊断中的几个概念
多普勒效应：超声波由声源发射在介质中传播。如遇到与声源作相对运动的接收器或界面，或者当声源、声接收器和声传播介质的界面作相对运动时，其反射的超声波频率或接收器所接收到的声波频率会随界面运动的情况而发生改变，这一现象称为多普勒效应。声源与声接收器互相接近作相对而来的运动，反射波频率增高。反之，声源与声接收器互相作背离而去的运动时，反射波频率降低。相对运动速度越大，其频率改变量也越大，反射波与入射波之间的频率之差称为频移。心脏壁、瓣膜、血管壁活动、血液中红细胞流动等都可引起超声多普勒效应。
声学造影的主要机理：所注液体内含有微小气泡，当这些气泡与血液混合后，使血液声阻性质发生短暂变化，出现弥散性无数小的液气界面，形成心腔内弥漫性回声光点影像，借助于此特殊回声出现的腔室及其分布特征间接判断血液六态。
多普勒频移的一维显示－－频谱实时显示
这种显示方法类似于 M 型超声心动图，不同的是 M 型显示的是随心脏的机械运动（收缩与舒张），单一声束所经组织界面反射回声的运动曲线；而频谱显示则显示的是随心脏的机械运动，心血管腔内血流速度变化而产生的多普勒频移的变化。频移为（负）正值时，说明血流方向（背向）朝向探头，在基线（下方）上方频谱的辉度表示速度相同的红细胞的数目，多则散射回声强、辉度大（亮），少则散射回声弱、频谱辉度小（暗）。
脉冲多普勒检查：取样容积的设置要尽量避开间隔、瓣膜或血管壁的影响，因其运动本身也产生多普勒频移，会导致血流频移的假像。（取样容积是定位）。
频谱发生的对相：以心电图为对相指标，即发生在与心电图 R 波至 T 波终末相对应的时相的频谱为收缩期血流频谱，而与 T 波终末至下一次心电的 R 波之间的时相相对应的频谱为舒张期血流频谱。
第六节：超声波的显像
超声显像的工作一般是由换能器（探头），发射电路、接收电路和显示系统等主要部分组成，也可以分为主机和探头两大部分。由具有压电效应的无然或人工材料制成压电晶片所构成的探头，其内加电压后产生振动的陶瓷薄膜借助于逆压电效应沿一定方向发出相应频率的超声波。探头接触皮肤后在非常短的时间内超声波入射到人体（约 1/10 万秒），并且大约以 1530m/sec 的速度在体内组织中传播。由于人体不同脏器和同一脏器内的组织结构存在一定的声阻抗差，超声波在体内传播过程中遇到不同声阻抗的介面后便产生反射，反射回来的声波被探头接收，探头内的晶片借助于正压电效应，将接收到的声波能量转变为电能，这些被探头接收回的微弱高频电信息经主机增幅和检波等复杂处理，然后以不同方式显示出各种不同的图像于示波屏上，这就是构成超声显诊断的一般基础与原理。
第七节：超声波成像中的基本要求
一、实时成像抑或静态成像
实时（ real-time) 成像亦指成像速度达到 24frames/sec 以上者，可作各种静态及活动脏器的显示与记录，心脏血管的搏动、胎动，胎心以及血液流动等，均可在图像中直流观察。实时成像法易于寻找较小病灶及显示与邻近结构、脏器之间的空间关系。
静态（ Static imaging) 成像亦指成像速度缓慢，成像一帧需时 0.5S~10S ，静态成像法不能显示活动脏器的动态。
准实时成像（ quasi real-time imaging) ，帧频在 16 ~23frames/sec ，可隐约显示一些脏器的活动，但动作不连续。
二、放大器动态范围
由于回声振幅差别甚大，可达 120dB(20dB 为 10 倍； 40dB 为 100 倍； 120dB 为 1000000 倍 ) ，故放大器应该设计至 120dB 的动态范围，以使微弱信号放大且不遗漏而强信号又不过度放大造成失真。高动态范围放大器由对数放大器组成。它实际上包括三个部分： ? 对最强信号的压缩； - 对噪音信号的限制； ? 对弱信号进行扩展放大或者选择性放大。最低限制应设计至 100dB 的动态范围。
三、声束聚焦
在非聚焦的声束系统中，近场区束宽接近于晶片直径；远场区因扩散使束宽更为增加，侧向分辨力及横向分辨力不可能提高，在聚焦式声束系统中，于聚焦区声束汇集变为极窄，束宽（指 -6dB 区内）可达 2mm 左右，则使侧向分辨力和横向分辨力大为提高。
焦区声束直径，通常至少设计在 1~2mm 范围间，线阵分段聚焦将图形的整个显示深度（通常 18~24cm ）至少分为 3 段或 4 段予以聚焦，可获得使整个声轴线上束宽变窄的效果。最佳设计为每 0.5cm 作一次电子聚焦甚或
更密（全数字系统）。
四、深度增益补偿（ DGC ）调节
DGC 系统是从总的衰减角度考虑，以深度（即时间）函数予以补偿，使条件相同的病变于不同深度处获得甚为相近的图像表现，可予对比；尚可将深部的低回声提升，使之显现，但另一方面由于使用了 DGC 系统而失去了对组织衰减的评估，所以有些学者主张使用非 DGC 系统，然而以使用 DGC 系统者占优势，有的仪器具备两种功能兼务的系统。 DGC 原名 TGC 系统，其意义为时间增益补偿。
DGC 系统可分为折线式调节和曲线式调节两大类。折线式调节系每隔固定间距（常为 2cm 或 2.5cm ）分段，每段用一电位器调节放大增益曲线，可根据需要调成各种折线式 DGC 放大器，用以突出某区的微小反射或抹去某些不需要的回声。使用比较自由方便，但无法标示各段 DGC 调节的定量数值，因此难以实现重复先前的检查条件。曲线式调节系统将整个图形从浅至深分成两区，分别调节近区（通常 0 ~4cm 间）及远区（通常 4cm 以后）的增益曲线。一般仪器中拐点（近 ~ 远区交界点）固定，亦有仪器设计成拐点可调，曲线式调节可在屏幕上同时显示出近区的抑制与远区提升数据，便于标定量值及作重复比较。
五、数字扫描转换（ D.S.C)
是一种经过微机存储系统使超声图像获得与电视制式相一致的技术，回声信号接收后先予数字化（ A/D 转换），成为一系列的数字信号按规定地址送入存储器，这一过程称 “ 写入 ” ，再根据电视的制式抽出存储器中的数字信号，称 “ 读出 ” 。数字信号读出后可以经数模转换（ D/A 转换）后在屏幕上显示；亦可经后处理或其他形式变换后再经 D/A 转换显示图形。
存储器的存储量决定图形的细洁度，像素（ pixels) 及字长 (bits) 数的乘积为其存储量。像素确定每幅图形上纵，横线数的乘积；字长决定每一像素上可分的亮度级别（或称灰阶 Grey scales ）。
使用数字扫描转换器后可得到大列有利点：
1 、 可用插入法以增加线密度 ；
2 、可作帧平均技术以减弱随机性（ random ）噪音；
3 、 可方便地行图像冻结；
4 、可将存储器内信号作各种处理；
5 、可作自动阈值设置，提高分辨力；
6 、 可选取感兴趣区内信号作直方图分析；
7 、可配直电视显示系统与录像记录系统。
六、后处理 (Post processing)
存储器中的数字信号按地址取出后，设定的程序进行变换，通常用 4 种至 20 余种处理信息。常用后处理曲线有 7 种： ? 直线处理，输出与输入成正比； - 对数处理，使强信息抑制，使弱信号提升； ? 指数处理，抑制弱信号，加强强信号； ˉ S 形曲线处理，强弱两端抑制，提升中间信号； ° 反 S 形曲线处理，与 S 形曲线相反； ± 窗口提升，选择性地提升某一强度的回声； 2 窗口抑制，选择性地消除某一段强度的回声。后处理可使病灶区轮廓突出，有利于诊断分析。
七、灰阶显示（ grey scale display ）
以不同的亮度级显示振幅强弱，灰阶数愈大，区别振幅变化的能力愈大，灰阶数与存储器的比特数（字长）有关， 4bit 可显示 2 4 （ =16 ）个灰阶； 6bit 可显示 2 6 （ =64 ）个灰阶，灰阶愈丰富，愈能显示微小病变，商品仪最高灰阶数为 256 。
八、 r 校正
r 校正为亮度后处理的另一种方式，系根据人眼视觉对亮度区别的要求而进行的校正方法。
九、图像分辨力
由于超声诊断设备的设计水平不断提高及性能不断完善，评估仪器分辨力的指标除前述的轴向、侧向及横向分辨力（基本分辨力）外，还有两维图像分辨力，多普勒超声分辨力及彩色多普勒分辨力等新内容。
1 、基本分辨力：轴向、侧向分辨力
2 、两维图像分辨力：是指构成整幅图像的像质分辨力，在 1985 年首先提出包括：（ 1 ）细微分辨力：用以显示微小结构，细微分辨力与接收放大器通道数成正比，而与靶标的距离成反比，故先进的超声诊断仪采用 100 多通道的独立发射－－接收放大器，获得 -20dB 的细小光点的细微声像图。（ 2 ）对比分辨力：用以显示弱回声信号，并进行不同强度回声信号间的鉴别，一般在 -40~-60dB 间，而以 -50dB 更较适中，在使用计算机变迹技术后，可获得优越的对比分辨力。（ 3 ）图像均匀性：使用高速计算机对每条声束线上各点，作跟踪镜式多点聚焦，使整幅声像图在深浅各部均获得均匀显示。
