1. 超声成像物理与系统链路
超声成像的工程处理链，起点不是图像，而是声波在组织中的传播与散射。理解这一点，后续的波束合成、包络检测、对数压缩、壁滤波、自相关估计等环节才有物理依据。本章从声波传播出发，沿信号链走到B/M/多普勒三种显示模式，建立“信号从哪来、图像怎么形成”的整体认知。
一、声波传播与回波形成的物理基础
医用超声使用1～15 MHz的机械纵波。声波在介质中传播时，质点振动方向与波传播方向一致。决定成像质量的核心参数是声速c、声阻抗Z和衰减系数α。软组织平均声速约1540 m/s，这是所有超声系统深度标定的基准；若实际声速偏离，就会产生深度测量误差和横向失配。声阻抗定义为介质密度ρ与声速c的乘积，Z=ρc。两种介质声阻抗差越大，界面反射越强。反射系数R=(Z₂−Z₁)/(Z₂+Z₁)，例如软组织Z≈1.63×10⁶ Rayl，骨骼Z≈7.8×10⁶ Rayl，二者界面反射极强，这也是骨表面后方出现声影的原因。
回波来源分三类：大界面反射（如器官包膜、膈肌）、小界面散射（如红细胞、肝实质微结构）、以及背向散射。真正构成B模式灰阶纹理的，主要是散射体。散射强度与频率相关，Rayleigh散射区散射功率近似正比于f⁴，因此高频探头分辨率高但穿透力弱。衰减系数α≈0.5 dB/(cm·MHz)，10 MHz声波在5 cm深度往返衰减约50 dB，这是TGC（时间增益补偿）必须存在的物理原因。
二、系统链路：从发射到图像生成
整条链路可概括为：发射波束形成→组织传播与散射→接收波束形成→正交解调→包络检测→对数压缩→扫描转换→显示。发射端由高压脉冲激励阵元，通过延时控制实现聚焦和偏转；接收端对每个阵元回波施加相反延时并求和，实现动态聚焦。波束合成后的射频信号经正交解调得到I/Q两路基带信号，再计算包络A=√(I²+Q²)。包络经对数压缩（通常压缩到40～60 dB动态范围）后映射为8 bit灰阶，最后经扫描转换从极坐标写入直角坐标帧存。
三、B模式、M模式与多普勒模式的形成差异
三种模式共享前端波束合成与解调，但后续处理路径不同。B模式对每条扫描线取包络、对数压缩后按灰度写入图像矩阵，核心是空间二维映射。M模式只取一条固定声束线上的包络，按时间顺序纵向排列，横轴为时间、纵轴为深度，用于观察瓣膜运动等快速时变结构，时间分辨率可达1～2 ms。多普勒模式则利用运动散射体的频移：f_d = 2v·cosθ·f₀/c，其中θ是声束与血流方向夹角。θ=60°时cosθ=0.5，速度估计误差显著增大，因此临床要求θ≤60°。多普勒信号经壁滤波去除低速组织运动后，用自相关法估计平均频移，再映射为频谱或彩色血流图。
四、工程实现中的关键参数与观察判断
以腹部凸阵探头为例，中心频率3.5 MHz，阵元数128，发射聚焦深度8 cm，PRF设为4 kHz。此时最大可测速度v_max = PRF·c/(4·f₀·cosθ)，取θ=0°，v_max≈4000×1540/(4×3.5×10⁶)≈0.44 m/s，满足门静脉等低速血流测量。若观察高速血流需提高PRF，但PRF增大会缩短最大探测深度，二者存在权衡。实际调试时，先确认B模式图像均匀性和深度标定，再切换M模式观察时间分辨率，最后开启多普勒并调整壁滤波截止频率和增益，避免频谱镜像和混叠。判断依据包括：B模式中囊肿后方回声增强是否合理、M模式瓣膜曲线是否连续、多普勒频谱包络是否完整无混叠。