盡管超聲成像理論久已成熟，但受限于材料科學、加工技術、計算機運算速度和存儲容量等方面的制約，一些超聲成像的其他方法以及在新領域的開拓上，目前仍在不斷地探索之中。并且在前述的常見診斷設備之中，也有許多尚待完善之處，諸如影像質量的提高、探測目標范圍的拓寬、檢測項目和計算功能的開發(fā)及精度的提高等，以至于世界上眾多著名生產廠商每年都有新機型推出。以下我們介紹的是部分已經成熟并且投放市場或者尚在研究的新技術。
一、全數字型Ｂ型超聲診斷儀
隨著電子產品的數字化進程的加快，全數字化Ｂ超成了近年來Ｂ型超聲診斷儀的發(fā)展方向。目前已研制出全數字計算機信號處理的超聲診斷系統，它采用軟件控制，可隨時加入新的軟件程序以更新整機功能，并能夠配接不同的探頭系統，如機械扇掃探頭、線陣探頭、凸陣探頭、相控陣探頭、環(huán)陣探頭、腔體探頭等，可以顯示Ｂ型、Ｍ型、脈沖和連續(xù)多普勒信號及兩維彩色多普勒血流圖，實現多參量、多方位綜合診斷。
圖7-30 全數字式B超通道部分簡化框圖
在全數字化Ｂ超系統中，每個換能器陣元所對應的接收通道都采用一個高速Ａ/D轉換器，直接對接收射頻回波信號進行采樣和量化，并采用計算機控制的高性能的數字式超聲波束形成及控制系統。這種系統與工作在射頻下的高采樣率Ａ/D變換器及高速數字信號處理技術結合起來，就形成全數字式Ｂ超診斷儀的核心。其通道部分框圖如圖7-30。
它與常規(guī)模擬Ｂ超有兩大重要區(qū)別：第一，在常規(guī)模擬Ｂ超中，延遲線采用多抽頭的Ｌ-Ｃ模擬延遲線，靠電子開關控制，所以電路龐大，造價高，還會引起插入損耗、阻抗失配及開關瞬態(tài)造成的假象，且硬件系統不易調整延遲時間；而在全數字Ｂ超中，采用全數字延遲線，延遲時間可用軟件編程，在換用不同探頭時，能自動配合或手動調整延遲時間至最佳。第二是常規(guī)模擬Ｂ超在檢波后才進行采樣，采樣率低。而在數字化Ｂ超中，為提高影像質量、降低模擬失真而直接對射頻進行采樣。按照納奎斯特采樣定理，采樣率最少應為信號最高頻率成分的2倍，這樣不但使Ａ/D變換器成本很高而且數據量過于龐大，給實時處理帶來困難。因此如何降低數字式超聲系統的采樣率成為一項重要的技術問題，通常的解決辦法采用均勻采樣、正交采樣、二階采樣等辦法，以降低數字化B超中波束形成的采樣率。此外，數字化B超每一個陣元都要有單獨的A/D轉換和延遲與插補，線路的復雜程度可想而知，所以硬件電路的簡化方案也成為數字化B超需要解決的另一難題。不過，超聲診斷設備的全面數字化已成為重要的發(fā)展方向，隨著數字信號處理芯片的日新月異發(fā)展，數字化技術正使超聲診斷設備邁向更新的水平。
二、彩階超聲圖像處理技術
在輝度調制的黑白Ｂ超中，最終在顯示器上的結果是以亮度差異來反映影像結構的，我們把這個反映影像結構的亮度差異稱作灰階。由于回聲幅度與反射界面兩側結構的聲阻抗差異有關，它傳遞組織結構的重要信息。通常振幅信息的動態(tài)范圍達60dB以上，而一般的顯示器僅有20dB的亮度動態(tài)范圍。為了不使有用的信息丟失，就要采用壓縮技術（如對數放大器）將60dB的信號壓縮為20dB，以匹配顯示器的動態(tài)范圍。這種經過幅度壓縮處理的回聲圖，稱為灰階（灰度）顯示回聲圖。它包含了各種幅度的信號，使影像層次豐富。不過，灰階顯示方式也有如下缺點：①人眼對灰階的識別能力一般只有10級左右，靈敏度不夠高；②灰階不容易表示２個或３個以上的參數，例如，人要識別同一點的2個不同的頻率回波強度的差別或者用聲衰減和聲速2個不同的參數來描述同一點時，灰階就很難表達這種區(qū)別。 彩階（color scale）超聲影像處理正是彌補了灰階顯示的上述缺點，
圖7-31 彩色編碼原理圖
眼睛能區(qū)分比黑白灰階更多的顯示電平，而且從原理上允許使用更靈敏的定量顯示。事實上彩色本身的多維性允許它更容易同時表達多達３個以上參數的顯示電平值，總的來說彩階顯示有以下3個優(yōu)點：①可增加對比靈敏度；②可提供定量顯示；③可提供多參數顯示。彩階超聲影像又稱為彩階圖，它可使人體細微組織結構及多普勒的清晰度達到最佳顯示，并可在更大的動態(tài)范圍內提高肉眼對黑白微弱信號的分辨力。其技術核心是采用了彩色編碼的方法，如圖7-31所示，將回聲幅度劃分為許多彩色區(qū)域，把某一幅度范圍定義某種顏色。這樣，可以大大增加顯示信號的動態(tài)范圍，具有較高的定性分辨力，尤其對肝臟腫物的區(qū)分更為明顯。下面就以中國安迪泰集團的BC -1001A型Ｂ超微處理彩色顯示儀為例，講述其基本原理。
超彩階超聲影像處理是利用微電子技術進行的一種影像增強處理技術，它通過光學處理、等密度分割、幅度鑒別、模數轉換等方法進行彩色編碼，使輸入的圖像值轉換到特定彩色空間相應坐標中去，從而顯示預期的彩色影像。
BC -1001Ａ系列Ｂ超微處理彩色顯示儀由主機和顯示器兩部分組成，主機通過軟硬件技術對原Ｂ超診斷儀取出的信號進行微處理，使之呈現出8種不同的顏色組合，根據診斷的組織結構和不同病變的需要，要選擇不同的色彩，其工作原理見圖7-32。時鐘電路和8031單片機一起，構成了整機的控制中心，對顏色變換、對比度、亮度調節(jié)起控制作用。
圖7-32 BCCX-1001A系列B超微處理彩色顯示儀原理框圖
預處理電路主要對外來的Ｂ超視頻信號進行幅度的調整以適應不同Ｂ超儀的配接需求。Ａ／D變換后，對輸入像素的灰階進行綠、紅、藍3個獨立的變換，然后經過程序庫查尋，與同步信號進行復合，把3個結果單獨地加到彩色顯示器的紅、綠、藍3個電子槍上，就完成了一幅受變換函數性質所調制的彩色合成影像。
三、超聲三維成像
常規(guī)超聲成像的掃描方式，可以從不同角度取得體內結構的各種切面，但是醫(yī)生更需要從立體（三維）的影像上來觀察體內組織的結構和病變情況。為此，人們試圖通過各種不同方法來實現三維影像的重建。獲得三維成像首先要取得足夠的三維數據，在X-CT和MRI的三維成像技術中都是采用多層平行切片方法（如同切面包片一樣），取得一組二維數據，再通過插補構成三維數據。由于肋骨和肺葉的影響，這一方式在超聲的心臟成像中還不能采用，必須讓探頭通過適當的“窗口”采集所需三維數據。在取得三維數據以后，進一步的問題便是三維重建和三維立體顯示，
圖7-33 三維灰階成象顯示的胎兒面部
在這方面，超聲三維影像重建的技術原理與其他成像儀器的三維影像重建并無顯著區(qū)別。主要是通過計算機的數據處理來完成三維重建的。目前已有多種立體重建方法，并且隨著計算機軟件的不斷升級和硬件性能的更新與提高，三維影像的重建速度和精度也在不斷改善。圖7-33為美國ATL公司生產的HDI5000型彩超顯示的三維灰度影像，畫面中已非常清晰地再現了腹中胎兒的面部。
在超聲三維成像的回聲信息采集中，最簡單的方法是采用坐標位移法，通過移動坐標位置將數幀常規(guī)B型影像疊加在一起。如圖7-34所示。
圖7-34 坐標位移三維顯示法示意圖
沿Y軸方向移動電子掃查探頭，由于影像位置的移動，很多B型影像便寫進同一存儲器，于是探頭只要沿Z軸方向掃描1次，便可以得到建立1幅三維影像所需的原始數據。要想實現立體顯示，還應對影像數據進行處理。在經過實時影像平滑處理、灰階影像處理、實時邊界探測和實時內邊界消除等復雜的計算機數據預處理過程之后，再進行儲存、疊加和顯示。如圖7-35。該系統大致由探頭、影像處理、數字掃描轉換和顯示器等單元構成。
除了這種沿軸向移動獲取多平面重建三維影像的方法外，還有軸旋轉角度獲取多平面進行三維重建的，如沿心臟長軸每轉30°取一切面，1周共取6幅切面，便可重建心臟的三維影像。也有采用長軸影像和短軸影像重建三維影像的。這些方法都要同時把切面影像及它們之間的位置與角度信號送入計算機，由計算機作相應的組合和處理后，在熒光屏上再現該器官的三維影像。物體的三維影像可以用網格線來表示物體形狀的外形框架影像，也可以用灰階來表示物體表面形狀的立體陰影影像，用減法處理獲得的旋轉式透明三維灰階影像可以顯示器官立體的透明影像，
圖7-35 超聲三維顯示儀器系統構成框圖
有利于觀察器官內部的結構。目前所能實現的超聲三維影像大多是靜態(tài)或動態(tài)的三維超聲成像功能，除了在靜態(tài)的影像質量和動態(tài)的幀頻數目（反映動態(tài)過程的連續(xù)性）上仍需進一步提高外，最主要的不足是目前幾乎沒有三維影像是實時獲得的，因而會產生“時-空非同步”失真。
四、超聲CT
在20世紀70年代初，用于頭部和全身的X線掃描斷層成像（X-CT）機相繼問世后，給醫(yī)學診斷史開創(chuàng)了具有劃時代意義的新篇章。其實用于CT成像的傳遞媒介并不限于X線，自從X-CT在醫(yī)學診斷上取得巨大突破后，科學家們就對其他傳遞媒介的CT技術進行了廣泛而卓有成效的探索。如微波CT（microwave-CT）、核磁共振CT（MRI-CT）和超聲CT（US-CT）等。
超聲波在人體內傳播時，體內的不同組織結構的不同聲學特性會引起聲速的變化和聲強度的衰減差異。設法獲得這些聲速的變化或者聲衰減的數據并以此為參量，用計算機再建出超聲透射影像，這種成像技術即為超聲計算機斷層成像（US-CT）。
圖7-36 US-CT掃描示意圖
為了獲得各種參量的數據，用超聲波照射探測目標，如圖7-36所示。
1對共軸的發(fā)射換能器和接收換能器同步地沿著1條直線掃描，取得切面內的投影數據，然后這對發(fā)射接收換能器組在同一平面中旋轉1個角度，再作直線掃描，取得這個視角的投影數據，如此繼續(xù)下去，取得足夠多的數據后，再把這些信息組合起來，象X-CT那樣，使用代數重建法或反投影技術來重建影像。
需要指出的是，計算機斷層成像理論和技術是建立在射線在被掃描物體中沿原來的射線方向傳輸的前提上，對X線或γ射線是沒有問題的，然而當超聲穿出組織時引起的折射和衍射會使超聲波束偏離原來的指向，因此得到的衰減剖面影像可能不是沿著原來聲速方向上的組織成分的真實數據顯示，從而造成一定程度上的誤差。這些方面的改善還有待于今后對非幾何光學的影像重建理論研究，以及更佳工作參量的選取等方面的不斷探索。這正是US-CT早在1974年問世并用于臨床診斷但迄今未能廣泛普及的主要原因。
就超聲CT而言，無論是從今后的發(fā)展前景而言，還是從目前對臨床應用的價值而言，仍然是具備許多優(yōu)點的，現歸納如下：①它選用了區(qū)別于B型超聲診斷儀的新的成像工作參量（如聲速、聲衰減等），因而可獲得有關人體組織結構與狀態(tài)的其他信息；②它給出了人體斷面上聲速或聲衰減的定量空間分布，為定量診斷的可能性開拓了新的途徑；③與X-CT相比，造價成本低，更重要的是在輻射安全性上占有絕對優(yōu)勢；④US-CT技術還可用于測量人體內與聲波有關的其他物理量，如在加熱治療法中，它已成功地用于體內無損測溫等。
五、超聲顯微鏡
20世紀50年代，超聲顯微鏡（ultrasonic microscope）的名稱和原理即被提出，至70年代中期已有2種形式的超聲顯微鏡被研制出來，一種為機械掃描式超聲顯微鏡（scanning acoustic microscope, SAM），一種為激光掃描式超聲顯微鏡（scanning laser acoustic microscope, SLAM）。這是繼光學顯微鏡（LM）和電子顯微鏡（EM）之后的又一類生物醫(yī)學細微結構分析研究的有力工具。
對于一些透光性較差的樣品，在直接用光學顯微鏡觀察時，細微結構不容易被清晰地觀察到，而超聲顯微鏡不像光鏡那樣，必須要給樣品加染著色劑；也不像電鏡那樣，必須置樣品于高度真空之中。它完全可以在自然條件下進行觀察分析。因此，超聲顯微鏡不僅僅是光鏡和電鏡的重要補充，而且由于它具備了自身特有的優(yōu)點，以至于可能在生物醫(yī)學中開拓出新的應用領域。
在光學顯微鏡中，用以探測和揭示物質結構信息的載體是光波，而在超聲顯微鏡中，探測信息的載體則代之以聲波。我們知道，由于波的衍射作用，顯微鏡的分辨力大小主要決定于探測波的波長，波長越短，分辨力越高。當聲波的頻率相當高時，聲波波長可以小到與光波波長相比擬，甚至可以比可見光的波長短得多。因此，超聲顯微鏡的分辨力不僅可以與光學顯微鏡的分辨力相媲美，而且還有可能大大超過它。超聲顯微鏡是以水作為顯微鏡的聲耦合媒質的，當聲波的頻率被提高到3×109Hz時，由于水中的聲速不變，仍為1500m／s，所以此刻其中對應的聲波波長λ＝c／f＝0.5μm。這比綠色的可見光波長0.55μm還要短一些。按照分辨率d≈1／2λ＝0.25μm，則超聲顯微鏡在f＝3GHz（3×109Hz）時，它的分辨力已能和光鏡相匹敵。實際上在通過采取提高聲波頻率、降低工作溫度及增大聲波功率等措施的基礎上，還可以進一步地提高超聲顯微鏡的分辨本領。據報道，在以液氦作為聲耦合介質的0.1K的超低溫之下，其分辨力已有達到0.09μm的記錄。
機械掃描式超聲顯微鏡（SAM）根據工作方式不同又有透射式和反射式之分。前者的超聲發(fā)射與接收換能器（也可合用一塊換能器）只能在聲透鏡單側。圖7-37為透射式SAM的工作原理示意圖，現以其為例稍作介紹。
圖7-37 超聲顯微鏡(SAM)結構示意圖
聲透鏡是用藍寶石晶體為材料制成，對稱兩組透鏡的外表面為平面，而相對的內部為拋光的半球形凹面聲聚焦透鏡。凹面表層還涂有一層玻璃，用以在藍寶石與水之間的聲阻抗變化上起到緩沖作用，以減少聲波在界面上產生反射。兩相對凹面中間充以水作為傳聲媒質，超聲壓電換能器被分別貼裝在藍寶石聲透鏡的兩側外表面。當超聲頻率電壓激勵發(fā)射換能器時，會產生平行聲束，并且經過聲透鏡的作用會聚于水中的焦點上，此焦平面即為載放臺上被觀察樣品的位置。透過樣品的聲波經過另一塊聲透鏡后會還原成平行聲束，聲束經過接收換能器又被轉換為包含樣品內部聲學參量信息的電信號，經過放大及處理后可送入顯示器重現出樣品上某點的影像。如果使載放臺連同樣品在機械裝置的推動下在垂直于聲透鏡軸線的平面上沿著X-Y軸做有規(guī)律的掃描運動，就能使樣品中的每一點依次被直射聲波所透射掃描。同時，顯示器的光柵亦做同步掃描運動，則可以在熒光屏上顯示出樣品結構的全部影像。改變樣品機械掃描運動的區(qū)域也就調整了超聲顯微鏡的放大倍率。通常這一掃描運動在幾秒內便可完成一幅影像的重現過程。
SAM是利用超聲波在傳播中，由于樣品的硬度、構造和粘性的不同，使聲波狀態(tài)產生微細差異的性質，從中選取工作參量，比如以聲速和聲衰減作為測定目標，便可派生出2種計量方法：①相位計測法：由于是把在組織中傳播的聲速變化顯示成影像，故而以聲速越快的組織越接近于紅色、聲速越慢越接近于藍色的顏色而顯示出來；②振幅計測法：由于是把在組織中的聲波衰減量作為振幅的變化而加以顯示，故而以衰減（振幅的變化）越大的組織越接近于紅色、衰減越小則越接近藍色的顏色顯示出來。進一步還能夠將影像上任意地點的橫方向的組織中聲速變化或衰減量的變化作為波狀圖形而同時顯示出來。當然生物組織中是沒有明顯的顏色差異的，這里所顯示的顏色也是通過我們以前敘述的彩階處理技術，依靠計算機彩色編碼來實現色彩顯示的。由于原理相同，此處不再贅述。圖7-38為SAM所成像的2幅診斷圖（原圖為彩色），圖7-38（a）為發(fā)生了梗死心肌的相位影像，波狀圖形表示畫面中的聲速分布，右側為梗死后的纖維組織，
(a)發(fā)生心肌梗死的相位(聲速)影像 (b)肺癌組織的振幅(聲衰減)影像
圖7-38 超聲顯微鏡(SAM)所成影象
表現為聲速較高（原圖以紅色標記）；圖7-38（b）為發(fā)生了肺癌的組織利用振幅方式來觀察時的影像，右側的癌變組織與正常組織相比較，超聲的衰減量為大（原圖以黃紅色標定）。其視場面積為1.92mm2，超聲頻率的選擇分別為130MHz和110MHz。在這里，超聲頻率f的選擇依據也是：f高則分辨力強，但衰減量大；f低則分辨力弱，衰減量小。這要根據樣品的厚薄和放大倍率的要求來綜合選定。
激光掃描超聲顯微鏡（SLAM）的情況類似液面聲全息。它采用平面波，但不需要參考聲波干涉。當聲波透過樣品在液面形成代表樣品結構信息的波紋時，由激光掃描讀出這些信息，經電腦處理后顯示。從原理上來說它要比SAM優(yōu)越，但其結構較為復雜。由于它只需一薄層水放置樣品并形成液面，因此衰減比SAM小許多，有利于提高工作頻率或樣品的厚度。此外，它的樣品不移動，保持靜止，由激光束進行掃描，影像穩(wěn)定。目前在基礎醫(yī)學研究和臨床診斷中已有較多的應用。提高SLAM分辨率的關鍵除了提高超聲波的頻率f（相比較在同樣介質中傳遞時，聲速c不變，則波長λ降低）之外，還需進一步縮短激光的波長，以期繼續(xù)改良SLAM的性能參數。超聲顯微鏡的工作頻率目前在100MHz到3GHz之間，分辨率已達到微米級之下，其工作頻率如此之高，因此介質的吸收衰減也非常之大，穿透深度很有限，所以它只適宜做標本切片觀察。在用超聲顯微鏡觀察樣品時，可以顯示物體彈性性質的局部改變，一些影響傳播的物理性質，如壓縮系數、密度、粘性和彈性等改變均可反映到聲像圖中。另外，它不用染色就能把生物材料的精細結構加以鑒別。還由于樣品是處于水中進行聲耦合，而且這種低功率的聲波對生命物質的活性沒有什么影響，所以對于細胞等生命物質的活動及性質的研究特別有利。