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1、超声诊断学教程第一章 总 论超声医学（ultrasonic medicine）是利用超声波的物理特性与人体器官、组织的声学特性相互作用后得到诊断或治疗效果的一门学科。向人体发射超声，并利用其在人体器官、组织中传播过程中，由于声的透射、反射、折射、衍射、衰减、吸收而产生各种信息，将其接收、放大和信息处理形成波型、曲线、图像或频谱，籍此进行疾病诊断的方法学，称为超声诊断学（ultrasonic diagnostics）；利用超声波的能量（热学机制、机械机制、空化机制等），作用于人体器官、组织的病变部位，以达到治疗疾病和促进机体康复的目的方法学，称为超声治疗学（ultrasonic therapeu
2、tics）。超声治疗（ultrasonic therapy）的应用早于超声诊断，1922 年德国就有了首例超声治疗机的发明专利，超声诊断到 1942 年才有德国 Dussik 应用于脑肿瘤诊断的报告。但超声诊断发展较快，20 世纪 50 年代国内外采用 A 型超声仪，以及继之问世的 B 型超声仪开展了广泛的临床应用，至 20 世纪 70 年代中下期灰阶实时（grey scale real time）超声的出现，获得了解剖结构层次清晰的人体组织器官的断层声像图，并能动态显示心脏、大血管等许多器官的动态图像，是超声诊断技术的一次重大突破，与此同时一种利用多普勒（Doppler）原理的超声多普勒检测
3、技术迅速发展，从多普勒频谱曲线能计测多项血流动力学参数。20 世纪 80 年代初期彩色多普勒血流显示（color Doppler flow imaging, CDFI）的出现，并把彩色血流信号叠加于二维声像图上，不仅能直观地显示心脏和血管内的血流方向和速度，并使多普勒频谱的取样成为快速便捷，80 90 年代以来超声造影、二次谐波和三维超声的相继问世，更使超声诊断锦上添花。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
4、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（acous
5、tic 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
6、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（）的单位为 dB/cm，在人体中，超声的弛豫吸收引起声衰减系数 与频率近似
7、地成正比，即 f，式中 也为声衰减系数，但其单位为 dB/cmMHz。（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。二多普勒频谱（spectrum）多普勒频谱是利用多普勒效应（Doppler effect，）提取多普勒频移（Doppler shift）信号，并用快速富立叶变换（fast Fourier transform，FFT）技术进行处理，最后以频谱形式显示。多普勒频移可用下列公式得出：2Cos fd = fo C式中 fd = 频移；V = 血流速度；C = 声速（
8、1540m/s）；fo = 探头频率，Cos= 声束与血流方向的夹角余弦值。测得了多普勒频移就可用上述公式，求得血流速度：fd CV = 2fo Cos图 1-1-5 为颈动脉的多普勒频谱，频谱的横轴代表时间，纵轴代表频移的大小（用 KHz 表示），中间水平轴线代表零频移线，称为基线（base line）。通常在基线上面的频移为正，表示血流方向迎着换能器而来；基线下面的频移为负，表示血流方向远离换能器而去。频谱幅值 即频移大小，表示血流速度，其值在自动测量或手工测量时，可在屏幕上读出。频谱灰度（即亮度） 表示某一时刻取样容积内，速度相同的红细胞数目的多少，速度相同的红细胞多，则散射回声强，灰度
9、亮；速度相同的红细胞少，散射回声弱，灰度暗。频谱宽度 即频移在垂直方向上的宽度，表示某一时刻取样血流中红细胞速度分布范围的大小，速度分布范围大，频谱宽，速度分布范围小，频谱窄。人体正常血流是层流，速度梯度小，频谱窄；病变情况下血流呈湍流，速度梯度大，频谱宽。频谱宽度是识别血流动力学改变的重要标志。从超声多普勒实时频谱上，可以得到许多有用的血流动力学资料。如： 收缩期峰速（Vs）； 舒张末期流速（Vd）； 平均流速（Vm）； 阻力指数（RI）； 搏动指数（PI）； 加速度（AC）和 加速度时间（AT）。多普勒频谱的获得有脉冲波和连续波二种。脉冲多普勒的换能器兼顾超声的发射和接收，换能器在发射一束
10、超声后，绝大部分时间处于接收状态，并利用门电路控制，有选择地接收被检测区血流信号，其优点是有深度的定位能力，但它的缺点是受尼奎斯特极限（Nyquist limit）的影响，在测量高流速血流时，产生频谱的混迭（aliasing）现象（图 1-1-6）。连续波多普勒的换能器由二片相邻的晶片组成，一片发射超声，另一片接收超声，其优点为可测量高速血流而不发生频谱的混迭，但无深度定位功能，故只在测量高速血流时用。三彩色血流成像（color flow imaging）或称彩色超声血流图（简称彩超）有三种：(一)彩色多普勒血流成像（color Doppler flow imaging, CDFI）（图1-1
11、-7）是利用 Doppler 原理，提取 Doppler 频移（Doppler shift），作自相关处理，并用彩色编码成像（频域法 frequency domain）。常规把迎着换能器方向（即入射声束方向）而来的血流显示为红色，远离换能器（入射声束）而去的血流为蓝色。血流速度快（即 Doppler 频移值大），彩色显示亮而色淡；血流速度慢 （即 Doppler 频移值小），彩色显示暗而色 深。把上述彩色血流叠加在二维声像图上能确定血流的方位、与周围组织器官的关系，从而作出疾病的诊断或帮助多普勒取样，以显示频谱作进一步对血流动力学的分析。彩色多普勒血流显示的不足之处，主要是：显示的信号受探测角
12、度的影响较大；当显示的频移超过 Nyquist 极限时，图像色彩发生混迭，出现五彩镶嵌的血流信号。(二)彩色多普勒能量图（color Doppler energy, CDE）（图 1-1-8）又称彩色能量血管造影图（color power angio, CPA）彩色多普勒能量图利用血流中红细胞散射的能量成像（能量法），即提取多普勒回波信号的能量（即强度），用积分法计算，然后也用彩色编码成像。彩色多普勒能量图有以下几种优点：不受探测角度的影响；灵敏度提高3 5 倍，能显示低流量、低流速的血流；血流可以显示平均速度为零的肿瘤灌注区； 显示的信号动态范围广； 不受尼奎斯特极限频率（Nyquist l
13、imit frequency）的影响，不出现混迭（ Aliasing）现象。彩色多普勒能量图的不足是怕组织移动，本法显示信号的动态范围广，故对组织的微小移动也会出现闪烁伪像，对近心、近膈部位的诊断，闪烁伪像干扰尤为明显。(三) 彩色血流速度成像 此法不用多普勒原理，而是由计算机根据反射回声中红细胞群在某一时间内的位移（时域法, time domain），用互相关原理计算出血流的方向和速度，再把信号伪彩色编码，成为彩色血流图。此法可消除血管壁搏动回声的干扰，且不出现混迭。四三维超声成像三维超声成像为 20 世纪 90 年代面世的新方法，近年来随着计算机技术的发展，三维超声成像不断改进，已有实时三
14、维成像面世，但目前三维超声成像的实用价值尚待开发。三维超声成像是在二维超声的基础上，用机械的或电子的方法，甚或手动的方法采集立体的回声数据，用计算机加以重建显示。其显示方式有：(一) 表面三维显示 在液体 非液体界面作计算机识别，钩边、数据采集，最后显示其表面景观，如胎儿的脸面 （图 1-1-9）等。(二) 透视三维显示 对体内灰阶差别明显的界面（如胎儿骨骼），由计算机界面识别，经数据采集、重建作三维显示。透视三维可选取高回声结构作为成像目标，也可选取低回声区域作为成像。(三) 血管树三维显示 用彩色血流图法显示脏器内的血管树并加以数据采集，经计算机处理，显示为三维血管树。(四) 多平面重投影
15、 从三维数据中沿任何倾斜角度提取切面二维图，或显示三个轴向的任何平面切面图和与之相应的一幅立体图。第二节 超声诊断仪一超声诊断仪的组成超声诊断仪基本的结构由三个部分组成：(一) 探头（probe） 探头由换能器（transducer）、外壳、电缆和插头组成，换能器是探头的关键部件。通常由压电陶瓷构成，担负电声转换的作用，也即发射超声和接收超声的作用 （图 1-2-1）。(二) 电路和显示器 由发射电路、接收电路、扫描电路和显示器（显像管）组成。(三) 记录器 采用照相机、多幅照相机、视频图像记录仪（video printer）、录像机、彩色打印机或磁光盘记录，也可存储在工作站，以便在科内、院内
16、或远程联网。二超声诊断仪的种类(一) A 型（A-mode） 这是一种幅度调制（amplitude modulation）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（echogram）（图 1-2-2），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（B-mode） 这是辉度调制型（brightness modulation）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（ultrasonograph 或 sonograph）（图 1-2-3）。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
