第二篇　血管内超声基础

第一章　血管内超声原理

第一节　系统的成像原理

超声系统的成像原理（图2-1-1-1），利用超声导管发射的超声遇到不同介质的界面后产生的回声信号，经换能器再转换成电脉冲。用于成像的超声探头安置在导管顶端，像钟摆一样的超声发生器控制脉冲重复频率和时相。需要大约每秒25帧横断面图像才能进行实时二维显像，如果每个血管横断面以255条扫描线进行扫描，脉冲重复频率至少需要6250Hz，就是说两个连续发射的脉冲之间的间隔为8µs。

脉冲发生器产生的短电压脉冲作用于探头上的压电晶体。正常振荡电压脉冲的振幅（传播压）间期（传播频率）是可调的。一般的使用范围为：振幅为50～100V，间期为100～300ms，相应的传播频率为10～30MHz。

接收器将探头接收到的微弱的返回电压信号放大。超声脉冲在组织中传播时会发生衰减，因此为了弥补因距离引起的回声振幅的衰减，采用时间有关的补偿（深度代偿，时间增益补偿GC：Time Gain Compensate）。常规有一个附加的整体增益放大按钮（overall gain，总增益），并使用滤波器降低信号的噪音。

在荧光屏显示时采用逻辑压缩（logic compression）以防止信号传播的丢失，因为人的眼睛只能分辨200个灰阶，而接收到的信号动态范围要宽得多（约50dB）。

从高频超声信号产生的增强信号经调制后按照255个增强等级用8比特（8-bit）的模/数（AD）转换进行数字化处理，然后产生数字信号。

在扫描血管横断面时，将产生一系列增强扫描线，把数字的信号转变成几何形式进行显示（扫描转换，图2-1-1-2）。有可能将几个连续的图像进行平滑处理以降低图像的噪音从而增强图像质量（时相平滑处理、后处理等，但缺点是处理过程中图像显示变慢）。最后，将处理好的二维横断面图像显示在荧光屏上，在此时仍可通过改变灰阶调节图像。显示时可动态也可静态冻结观察图像，冻结图像时可测量距离和面积。

一、血管内超声导管

目前随着导管技术的发展，细小（0.66～1.5mm，即2～5F）而柔韧的血管内超声导管可随导丝进入冠状动脉系统的各个分支。导管顶端探头的超声频率为10～40MHz，选择IVUS探头频率时要考虑两个因素：随着频率的增加，轴向分辨率亦增加，但穿透深度下降，频率在30MHz以上时红细胞的散射就比较明显。机械性的单晶体探头导管和电子的多晶体的探头导管（图2-1-1-3），各有其优缺点。目前，波士顿科学公司推出最新一代超声导管，其工作频率为60MHz，属机械性单晶体探头。且目前市场上只有机械式探头以及相控阵探头两种。

（一）机械性的单晶体探头

送入血管腔内的超声导管顶端单一的压电晶体（换能器）发射的声波经反射镜形成垂直于血管壁的扇形超声信号，遇到血管壁后反射回的超声信号再被转换成电信号和扫描图像，在同一位置时，导管快速旋转从而可以将采集到的扇形图像重建成整个血管的横截面图像。有镜旋转式导管（晶体静止而反射镜旋转）和探头旋转式导管（反射镜静止而晶体旋转）两种类型。通过导管近端的马达带动柔韧的驱动轴旋转（速度达900转/分钟），将取得每秒25帧的实时二维横断面显像。如果在弯曲的血管段，驱动轴的不均匀转动将导致图像的变形。最近报道在导管顶端安装的微型马达可能解决因驱动轴旋转不均匀而产生的图像变形问题。

由于压电晶体在开始启动时的环晕效应（ringdown），在晶体表面不能即刻显示图像，存在着声学的一个“死区”（dead zone）。使用反射镜旋转的导管由于在导管内较长的声束传播距离，可减少这样的“死区”，但其缺点是，连接晶体的导线产生的声影将引起图像的回声失落（drop-out）。

在机械性的旋转晶体或旋转反射镜的导管内，超声换能器在鞘内从远端到近端平滑、均匀地慢慢回撤。超声声束在晶体和导管鞘之间传播的空间，需要充满液体（一般用生理盐水）以获得最佳声学耦合效应。故送入人体内之前，一定要排除导管鞘内的空气，否则空气会影响声波的传导而导致图像质量明显下降甚至无法生成图像（高频声波不能透过空气传导）。

（二）电子的多晶体相控阵型探头

多个超声换能器（到目前为止最多64个）呈环形序列分布，通过顺序调控而产生超声图像。经序列编程，这样第一组超声传感器发射超声信号时，第二组超声传感器就可以同时接收超声信号，各组超声传感器协调所产生的光束集被称为合成孔径矩阵），可在宽泛的深度范围内优化聚集成图像。其优点是没有旋转的部件，无连接单个晶体的导线，中央腔可通过导丝，使用时不需注射液体。缺点是图像分辨率较机械性探头稍差，在导管周边存在超声的“死区”。