当前位置:首页 >> 电子/电路 >>

超声多普勒成像原理


超声多普勒成像原理 当声发射源与声接收器有相对运动时,接收器所接收到的声波频率与发射 频率有所不同,这一现象称为多普勒效应。超声多普勒法成像就是应用超声波 的多普勒效应,从体外得到人体运动脏器的信息,进行处理和显示。现已普遍 用于血流、心脏和产科等方面的检查。超声血流测量仪、起声胎心检测仪、超 声血管显像仪以及超声血压计、超声血流速度剖面测试仪等多种仪器在临床上 广为应用。

超声波对血管内流动的红血球接收散射,根据多普勒效应,即反射频率于 发 射 频 率 之 间 将 产 生 偏 移 即 多 普 勒 频 移 fd , 由 下 式 给 出 : fd=2vf0cosθ /C 式中 v 为红血球的运动速度,C 为超声波的速度。由公式可以看出,与血流 速度成正比,若检出 fd 就可求得 v。 超声多普勒法分连续多普勒和脉冲多普勒。前者的缺点是没有距离分辨能 力,在射线方向上的所有多普勒信号总是重叠在一起;后者具有距离分辨能力, 能够捡出某特定深度的多普勒信号,可用于清洁箱内部和大血管血流信号的检 测。但由于采用脉冲波,受重复频率产生的重叠幻像的影响,测定深部高速血 流具有一定的困难。

现在的超声多普 勒成像装置大多采用与 B 超相结合的方法,在 B 超上一边设立多普勒取样,一 边捡出血流信息。多普勒波束是与 B 超超声波束一起发射的。由同一探头接收 放大,经延迟线和加法器后,进入混频电路和低通滤波器进行相位检波,然后 通过取样状态设定电路和带通滤波器取出特定深度的多普勒信号,并将从心脏 壁和血管壁来的运动滞后的低频多普勒信号滤除。取出的多普勒信号一路可以 送到扬声器进行监听,一路可以经过 A/D 转换送到频谱分析器进行快速傅里叶 变换(FFT),通过变换后便可得到多普勒频谱。以横轴表示时间,纵轴表示多普 勒频移(速度),各个多普勒频率强度(功率)用辉度显示。由于 FFT 变换频 谱范围宽,可以判断是紊流还是层流。最后,经 D/A 变换后与 B 型、M 型图像 一起显示。 彩色多普勒成像装置

彩色多普勒体层成像是用脉冲多普勒法对于一点的血流信息进行实时二维显 示。一般取流向探头的血流设为红色,远离探头的血流设为蓝色。其基本原理 和脉冲多普勒法一样,所不同的是比脉冲多普勒成像装置多了 MTI(移动目标 指示装置)计算电路。接收到的多普勒回波信号经过混频电路和低通滤波器进 行相位检波后,一路送到处理电路,进行频谱分析,以显示多普勒频谱;一路 送到计算机电路,以得到彩色多普勒血流信息。为了滤除心脏壁、血管壁等反 射的信号,以有效地检测超声射线方向的多普勒信号,使用了 MTI 滤波器。经 过 MTI 滤波器的超声多普勒信号,进入自相关处理器进行自相关处理,在分别 进行平均速度、分散和乘方运算,便得到彩色多普勒信号。将彩色多普勒信号、 多普勒频谱信号以及 B 型、M 型信号一起送入数字扫描转换单元(DSC),然 后再进行彩色处理,得到红(R)、绿(G)、蓝(B)三基色数字信号,最后 经过数模转换(D/A),在彩色显示器上显示和录像机记录。

成像原理
超声诊断仪现在都是利用回波测距的方法工作的。声波在传播途中,遇到 介质的不均匀界面时,发生反射与折射现象。产生的反射声波即回波。所谓脉 冲回波测距法,是指向声传播介质中发射一个超声脉冲,经目标反射,接收其 回波,并检出其中所携带的有关目标的信息,用于确定目标的方位与距离的方 法。

人体组织和脏器具有不同的声阻抗,在声阻抗突变的界面会产生回波。将 超声脉冲波发射到生物体内,再接收来自生物体的反射回波信号,完成对生物 体组织的扫查,这种方法称为超声脉冲反射法,或称脉冲回波形扫查技术。由 于超声波在人体内的传播速度比 X 射线要慢很多,在发射完持续时间仅只几微秒的超声波脉冲后,随着超声脉 冲波在人体内的传播,大约有七百微秒的时间可以用来接收、放大和处理和微 波信号。因此,大多数超声诊断系统都采用超声脉冲反射法检测技术。 由于界面两边的声学差异,即声阻抗的变化,通常不是很大,故大部分超 声能量声穿过界面继续向前传播,达到第二界面时又产生回波,并仍有大部分 超声能量透过该界面继续行进。将回波信号依次接收放大,并在荧光屏上显示 在不同时间所接收到的不同幅度脉冲波形或不同亮度的光点,根据脉冲发出至 回波到达换能器所用的时间 t,可以计算出传播的距离 x 为: x=Ct/2 根据不同界面上的回波的返回时间,可以求出不同界面与超声探头(换能器) 之间的距离。 超声回波信号有三种基本显示模式: 1? A 型(Amplitude Modulation):幅度调制。横轴表示深度,纵轴表示回波强 度,以不同幅度的脉冲波形的形式表示。这是最基本的显示方法。 ?? B 型(Brightness Modulation):亮度调制。纵轴表示深度,得到的超声回波 信号加到显示器的 Z 轴上进行灰度调制,以亮度表示回波的强弱。如再配以声 束的扫描,使横轴表示声速扫描方向就可以得到超声波体层图像。 ?? M 型(Motion Modulation):运动调制。将回波幅度加到显示器的 Z 抽上作亮 度调制,纵轴表示深度,如同 B 型。将这样的回波信号在时间上拉开,即横坐 标是时间,时基线以慢速沿轴方向移动。

超声波的物理特性
声速 声速与介质的体弹性系数和密度有关。由于介质的弹性系数与温度有关, 因此声速也与温度有关。在超声诊断的频段中,人体组织的超声速度与频率无 关,而且软组织中的声速都很接近,约为 1540m/s。 波长、周期和频率 声波在介质中传播时,两个相邻的同相位点之间的距离,如相邻两点稠密 部之间的距离(超声波在人体中一般是以纵波方式传播),称为声波的波长, 以λ 表示。波向前移动一个波长的距离所需的时间,称为声波的周期,以 T 表 示。介质中任何一给定点在单位时间内通过的波敝,称为声波的频率,以 f 表 示。它们之间的关系为 λ =C/f=CT 式中为声波的传播速度。 医学诊断中采用的超声波频率在 1-20MHz 范围内。 声阻抗 介质中任意点的密度ρ 与该点处声波的传播速度 C 之积为此介质在该点处 的声阻抗,以 Z 表示,即 Z=ρ C。它是表征介质的声学特性的一个重要物理量。 声阻抗的变化将影响超声波的传播。 声阻抗是采用反射回波法进行超声诊断的物 理基础。 声压级与声强级 声压级 LP 是以分贝表示的某个声压 P 与参考分压 P0 的比值, 即 LP=20lg(P/P0) 声强级 LI 是以分贝表示的某个声强 I 与参考声强 I0 的比值, 即 LI=10lg(I/I0)

声强是表示声的客观强弱的物理量,它表示通过垂直于传播方向上单位面 积的能流率。声强为 I=1/2(ρ Cω 02A2)= p02/(2Z) 声强的单位是 mW/cm2 或 W/m2。 声强与声源的振幅有关,振幅越大,声强也越大。对于平面超声波,他的总 功率为强度 I 和面积 S 的乘积,即 W=IS。 由于超声强度太大会破坏人体正常细胞组织, 因其不可逆的生物效应。 因此, 国际上对诊断用超声强度安全剂量作出规定,一般接受的安全剂量为 20mW/cm2。 超声波的指向性 对于平面园片换能器,在无吸收的介质中其波束形状有两个不同的区域即园柱 形区和发散区或称为近场区和远场区。近场区的长度为 D2/4λ ,D 为晶片直径, λ 为该介质中传播的超声波长。在远场区,发散角由 sinθ =1.22λ /D 给出。可 见,减小直径可缩短近场长度和增大,即加宽了波束。增加频率即减小波长时, 加长了近场区,减少了发散角,可获得较窄的波束。 声强度沿中心轴距离的分布,近场区声强度有剧烈的起伏变化,存在着许多 声强度为极小值的节点。这些节点可引起不希望有的盲点。在远场区声强都变 化趋于平稳,单随着距离的增加,声强逐渐减弱。

超声波的反射与折射

当一束平面超声波入射到两种介质交界面上时,或者声阻抗的不连续处时, 会产生反射和折射,并遵从反射和折射定律。 θ I=θ

R

Sinθ I/Sinθ T=C1/C2 超声波的衰减

超声在介质中传播,其能量将随着距离的增加而减小,这种现象称为超声 波的衰减。噪声衰减的因素主要有两类。一类是声束本身扩散,使单位面积上 的能量下降,或反射,散射的结果,使能量不能再沿着原来的方向传播。在这 一类事件中,声波的总能量并没有减少。另一类是,超声传播中,由于介质的 吸收,将声能转换成为热能,因而使声能减小。着后一类的机理比较复杂,主 要有粘滞吸收;弛豫吸收、相对运动吸收及空化气泡吸收。 对于给定的频率的超声波,其强度和压强幅度都随着距离的增大而按指数 规律下降,可表示为:

I(x)=I0e

-2

α

x

P(x)=P0e

-α x

式中α 为衰减系数。α 是频率的函数。α

mm

= β fMHz 。 为 常 数 。

衰减系数在很大程度上依赖于频率。这一点,我们在设计还是临床操作上 都具有重大影响意义。实验结果表明,在医学超声频率范围内,人体组织对超 声波的吸收系数几乎与超声波频率成正比。

超声换能器
超声换能器,又称超声探头,在医学超声仪器中完成电声的转换作用。换能器 的性能状况直接关系到医用超声设备的性能,影响成像的质量。使用中,压电 换能器在超声诊断仪中占主要地位。

压电效应 某些材料,当在真两端加一压力时,则在材料的两个电极表面上将出现电荷的 积累,这种效应称为正向压压效应。一般说,材料的压电效应是可逆的,即当 材料的两端加上一个电场时,则材料将出现形变,称为逆向压电效应,这种现 象首先由居里兄弟在 1880 年发现的。一些晶体如石英等具有压电性,而现在用 得较多的是压电陶瓷。

压电振子 压电振子指被覆有激励电极的压电体,它是构成各种超声探头中的换能器 的基本单元。一个压电换能器中可以仅有一个压电振子,也可以有多个,每一 个压点振子都是一个可逆的机电换能系统。 压电振子本身是一个弹性体,因此肖其固有的谐振频率,当所施加的频率 等于其固有频率时,它将产生机械谐振,由于正压电效应而产生最大电信号。 另一方面,振子又是压电体,当所施如的电的频率和压电振子固有频率一致时, 由于逆压电效应则发生机械谐振,谐振使振幅最大,弹性能量也最大,这时, 压电体获得最大形变振动,通过介质产生超声波输出。他说施加的力和电的频 率不与振子固有频率一致时,压电振子产生的电信号幅度和变形振动幅度都将 变小。

使用特性

超声探头的使用特性主要有工作频率、频带宽度、灵敏度、分辨率等。工作频 率的选择主要决定于临床诊断的要求,人体各部位对超声波的衰减很不相同, 即衰减系数随频率升高增加很快。因此,对于衰减大的组织和要求探测深度大 时,应选取较低的工作频率,反之,则选取较高的工作频率。一般软组织适合 用 2-5MHz 频率的超声,对甲状腺的等小器官的探测则要求分辨率好,宜使用 5MHz 以上的频率,对于眼球的探测可用 10MHz 或以上的探头。现在有的超声探 头可以在单个探头上发射和接收多种频率超声波,以期适应多种用途。也有的 探头采用近场使用较高频率的超声以提高分辨率,远场使用较低的频率以期提 高探查深度。探头特性对仪器分辨率有更明显影响,就探头本身而言,分辨率 的高低主要与以下因素有关: 1. 探头中换能器的辐射特性,若辐射特性好,则声速截面尺寸小,扩散角小,指向性好,
横向分辨率就高。辐射特性好,声束能量集中,旁辫小,近场区干扰小,也有利于提高分辨 率 。

2. 换 能 器 的 辐 射 面 积 大 , 声 束 的 扩 散 角 就 小 , 横 向 分 辨 率 也 将 提 高 。 3. 换能器的频率响应好,则距离分辨率高。

4. 换能器的机械品质因数低,也有利于纵向分辨率的提高。换能器层间匹配的好坏,也直 接影响分辨率,这是因为层间匹配不佳时,超声在探头中来回反射,造成回波的多次叠加,从而 使纵向分辩率下降。

分类 超声探头按诊断部位分类可分为眼科探头、 心脏探头、 腹部探头、 颅脑探头、 子宫探头、 肛门探头、 儿童探头等。 按几何形状分类可分为矩形探头、 柱形探头、 凸形探头、园形探头、环形探头、喇叭形探头等。按波束控制方式分类可分为线 扫探头、机械扇扫探头、电子扇扫探头(相控阵)、方阵探头等。还有特殊用途 的探头,如穿刺探头等。

结构 实际上常用的探头有柱形单振元探头、机械扇扫探头和电子扫描探头(包括 线阵、凸阵、相控阵探头)。柱形单振元探头主要用于 A 超和 M 超。机械扇扫的 方法有摆动法和旋转法,摆动角度不小于 30℃,每秒不少于二十四次。旋转式 探头需要三到四个其性能一致的振元,由于是单方向旋转,不较易做到匀角速扫 描,而且其噪声小,寿命长。目前,机械扇扫探头的生产已越来越少,大有被电 子相控阵扇扫探头取代之势。 电子扫描探头的换能器采用多个声学上相互独立的 压电振子排成一线,如同铁轨的枕木,振元个数大多在三十二个以上。 超声聚焦 使探头发射的超声束在一定深度范围内汇聚收敛称之谓超声聚焦。 由于声速 的汇聚,使其穿透力和回波强度增强,可以改善探测灵敏度,分辨率也将大大提 高。聚焦的方式分为两种:声学聚焦和电子聚焦。对一个超声探头来说,为改善 其探测性能,可以采用其中的一种,也可以同时采用两种,比如线阵探头通常就 是在短轴方向采用声学聚焦,而在长轴方向采用电子聚焦。 声学聚焦与光学聚焦的基本原理相似,最常用的是声透镜聚焦方式。它是利 用折射原理而使声束聚焦的。 由凹形声透镜和平凸形声透镜。声透镜中心部位的 厚度应为λ /2 的整数倍(λ 为入射到途径材料中的超声波波长),此时有最大 透射。

电子聚焦是应用相控阵技术。其基本原理是出自惠更斯原理。电子聚焦可分 为发射聚焦和接收聚焦, 具体是在收发回路中设置延时线来实现的,有数字延时 线和模拟延时线。 一般发射延时采用数字延时线,而接受延时则可以采用模拟延 时线。 这是因为激励脉冲的脉宽窄, 前后沿陡直, 而接收回波属模拟信号的缘故。 然而,实际上很多仪器的发射延时亦采用相对价廉的模拟延时线。

扫描方式 高速电子扫描 高速电子扫描由两种性质截然不同的类型:线性步控阵列(简称线阵)和线性 相控阵列(简称相控阵)。线阵扫描生成矩形图像,而相控阵扫描则生成扇形 图像。 线阵换能器常由一厘米宽,十到十五厘米长,由很多加工成铁道枕木形状的小 换能器单元(每个小换能器单元称为一个“振元”)排成一直线阵列构成。在

同一时刻,有一到四个换能器振元同时投入工作,并随时间沿阵列方向顺序逐 步轮换投入阵元。结果,虽然换能器阵列静止不动,但超声波束却沿线方向移 动扫描。 相控阵列虽然其结构线阵类似,但其控制方式完全不同。相控阵换能器比较小, 大约有一厘米宽,一到三厘米长,而且换能器振元数也少。在同一时刻,相控 阵换能器所有的振元都投入工作,超声波束成扇形扫描,其角度的改变则是依 靠各个振元发射信号恰当的移相以及各个振元接收信号的恰当移相,这一系统 类似于相控阵雷达。

线阵换能器结构 多振元组合发射 线阵探头换能器中的单个振元尺寸通常都很小,其有效发射面积也很小。其波 束的扩散角就比较大,波束能量发散严重,波束指向性差。这不仅影响仪器的 横向分辨率,而且导致发射能量的减弱,从而使灵敏度降低。所以,通常采用 的办法是由若干个矩形振元组合成一个振元组(阵元),每次发射时阵元内各

振元同时激励,等效于单个振元的宽度加大。另外,采用多振元组合发射的另 一个优点是便于实施对波束的电子聚焦和多点动态聚焦。 电子线阵多振元组合扫描 顺序扫描是一种最基本的振元组合方式。为了提高线密度,常采用间隔扫描, 它可使扫描线增加一倍。并用微角扫描的方式也可以使扫描线密度增加,从而 提高图像的清晰度。为了尽量缩短成像时间,减小多振元组合发射时超声波束 的相互干扰,可采用一种多振元组合收发间隔飞越扫描的方法。 可变孔径 利用多振元组合发射和接收,增大了声源的孔径,有效地提高了声波对粒子的 分辨率,特别是对于远场的分辨率。但是,随着孔径的增大,声速的直径在近 场区也增大,从而在探头附近分辨率急剧降低,得不到体表附近良好的声像图。 针对这一问题,采用改变孔径的技术来获得近,远场都良好的分辨率。其原理 为:发射时,根据视场深度选择足够数量的振元构成振元组进行。接收时,首 先以较少的振元接收近场区的回波信号,以提高对近场区组织的横向分辨率。 然后,随着深度的增加,分段增加接收回波的振元数,一直到最后所确定的振 元数全部投入接收,这样既提高了近场,也提高了远场的分辨率。 电子动态聚焦 在发射波束时,一组同时激励的振元中相互间隔一个延迟时间进行激励, 使其合成波阵面呈现一个凹形的弧面,在某一焦距出出现一个焦点。改变相互 间延迟时间,焦距将随之改变。在接收超声波反射回波时,各深度点反射回波 到达各振元的声程差亦不同。如果选择某一深度点回波的声程差作为各个振元 接收回波时的时间延迟,那么该点便成为接收回波的焦点。如果在接收过程中, 根据超声回波的深度,依次投入相应的接收延迟线,那么,便可对多个深度点 进行接收聚焦,这一过程称为动态聚焦。

电子动态聚焦技术的应用,根据超声成像系统繁简程度而有所不同。发射 过程可采用的聚焦方式基本上有两种,一是可选择焦距聚焦方式,在使用时, 可根据诊断部位的深度选择某一个焦点,这种方式简单易行,但一幅图像中只 有一个发射焦点。二是多个发射角点叠加聚焦方式,这种方式成像速度慢,但 图像质量显著提高。 接收过程的动态聚焦也有两种方式:一是设点聚焦,如四点聚焦;二是动 态跟踪聚焦,它能使所有距离的目标都能得到聚焦,在横向分辨率上不受距离 改变的影响。 通常,在中低档超声成像设备中往往采用可选择焦距发射聚焦加上设点接 收聚焦或跟踪动态接收聚焦。在高档设备中则采用多焦点叠加发射聚焦和电子 动态跟踪聚焦的方式。 动态跟踪聚焦虽然在全程内能得到良好的聚焦,但是,由于超声波束近场 能量分布不均匀而且多次出现零点,如果不改变换能器孔径,近场仍得不到改 善。因此,在高档成像系统中,采用电子动态跟踪聚焦加可变孔径的方式。 相控阵扫描 如果激励脉冲在到达超声换能器各个振元之前,依次延迟一个固定的很小 的时间间隔,各个振元上所产生的声脉冲的传输也获得相应的延迟,这时,发 射波叠加波束方向与法线之间就有一个相位差。随着发射延时时间值的改变, 相位差也将随着改变。如果是首端与末端的激励脉冲互易,则叠加波束的方向 移向法线的另一侧。如果对各振元的激励实行延迟以及延迟时间控制,就可以 在一定的角度范围内,获得超声波束方向的变化。这种用控制激励脉冲的时延 而获得超声波束方向变化的扫描方式,就叫做“相控阵扫描”。 超声信号处理 从换能器接收到回波信号开始,到显示器再现出生物组织断层图像,中间 有三个阶段对信号进行处理:预处理,扫描变换和后处理。

预处理阶段 对回波电平信号进行时域处理,预处理阶段除对回波形号进行放大和检波外, 主要任务是解决两个问题:衰减补偿和信号压缩。其中电路包括:前置放大器、 时间增益补偿 TGC (Time Gain Compensation )或称作灵敏度时间控制 STC (Sensitive Time Control)电路、动态滤波(DF)电路、对数放大电路和边缘增强 电路等组成。 扫描变换阶段 进行回波数字信号存储以及扫描制式变换。这是一个扫描变换器,其核心是一 个存储装置,将回波信息以一种格式存入存储器,而以另一种格式读出。在超 声成像系统中,换能器运动方式以及超声回波方式,决定了输入为 x-y 二维输 入格式,而输出格式是标准的电视光栅。扫描变换器有两种类型:模拟扫描变 换器和数字扫描变换器(Digital Scan Converter, DSC)。由于数字扫描变换器的成 功应用,使得超声成像设备容易实现以下功能:以标准电视方法显示清晰的动 态图像,图像冻结功能,双帧显示和图像电子放大显示功能,实现 B/M 图像转 换和同时显示,实现各种测量和计算功能。并能在此基础上实现多项图像处理 功能。 后处理阶段 对象素信号进行数字图像处理。其主要内容有:灰度修正、灰阶的扩展与压缩, 伽玛校正、直方图均衡、电子放大与插行处理以及正负象翻转等。图像后处理 是以提高清晰度、突出各具有诊断价值的图像特征为目的。不同机型,后处理 的功能强弱各有不同。后处理也在 DSC 中进行。

B 超的性能指标型 B 超声诊断仪的性能可以通过技术参数和使用参数两个方面予以表征

技术参数主要包括 超声工作频率、脉冲持续时间、脉冲重复频率、分辨率、探测深度、灰阶 级、聚焦方式、动态范围、图像帧频、时间增益控制、功率消耗等。 使用参数主要包括 扫描方式、探头规格、显示方式与显示范围、电子放大与倍率、注释功能、 测量功能、记录方式、使用环境条件、外形尺寸与重量等等。


相关文章:
彩色多普勒原理
第 1 节工作原理 彩色多普勒血流成像的显示方式属于二维技术。血流的彩色信号叠加在二维超声显像图上。现在的超声 诊断仪都用自相关技术作信号处理,以获得血流的二维...
超声成像仪器设计及原理实验
简单分类: 简单分类: 分类 (一)A 型超声诊断仪 (二)M 型超声诊断仪 (三)B 型超声诊断仪 (四)D 型超声诊断仪 (五)彩色多普勒血流显像仪 成像原理: 成像...
B超原理和多普勒效应
基于多普勒频移原理超声诊断技术的基本原理是: 利用运动物体反射声波时造成的...(往返距离计算);对 20cm 深度物体的成像,往返回程的衰减高达 140dB.实际上各种...
有关超声血流成像知识
有关超声血流成像知识_电子/电路_工程科技_专业资料。超声换能器 一般诊断用超声...超声多普勒血流测量原理 在发射和接收过程中出现两次多普勒频移现象 依据超声波在...
超声诊断仪基本原理及其结构
超声诊断仪原理及其基本结构超声成像检查技术是指运用超声波的物理特性, 通过高...(六) 三维超声诊断仪三维超声是建立在二维基础上,在彩 色多普勒超声诊断仪的...
...成像的原理是 A.二次谐波技术B.彩色多普勒成像基本...
多普勒组织成像的原理是 A.二次谐波技术B.彩色多普勒成像基本原理C.改变彩色多普勒的滤波条件D.连续多普勒技术 E.间歇超声成像技术正确答案及相关解析 正确答案 B,...
超声医学成像
使用多普勒技术测量血流状态主要是通过超声在这些血细胞上的散射回波来获取信息. 二,超声成像的基本特征 超声诊断成像的基本原理以三个物理假定为前提: ①声束在介质...
超声基础知识总结
超声成像主要依靠探头发射高度 指向性的主瓣并接收回声;旁瓣的反向总有偏差,...用 HPRF 的频谱多普勒:fd=HPRF/2 彩色多普勒――原理:以脉冲多普勒技术为基础...
B超原理简介
B 超原理简介首先让我们谈谈什么是超声波,大家知道人耳能听到的声音频率为 20Hz...多普勒检测电路包括二维 M 方式下成像 所需要的所有滤波和检测电路,以及对多普勒...
超声诊断学
超声诊断学_临床医学_医药卫生_专业资料。第一章 超声诊断的成像原理与应用 ...1) 频谱多普勒超声能对心血管某一点处或声束一条线上的血流方向、 速度 和...
更多相关标签: