一、多普勒效应
1842年奥地利物理学家多普勒（Doppler）发现并研究了声波的“频移”现象，后被命名为“多普勒效应”。此效应是指波源将某一频率f的波以一种固定的传播速度向外辐射时,如果发射波的波源与接收波的接收系统产生相对运动，则所接收到的波的频率f′会发生变化（即频移），两个频率的差值Δf=f′－f。在声源与接收系统之间的运动为相向的情况下，Δf为正值（f′＞f，接收频率提高）；而相背运动的情况下，Δf为负值（f′＜f，接收频率降低）。
产生多普勒效应的原因可以这样来简单地解释，以声波为例：当声波在某种介质中以固定的传播速度c前进时，声速c(m·s-1)为波长λ(m)和频率f(s-1)的乘积，即c=λ·f；但如果声源与接收系统之间存在着相对运动，相对运动的速度为 v（v是一个具有方向性的矢量单位，相向运动时v取正值，相背运动时v取负值），则声波向接收系统的相对传播速度c′为：原来传播速度c与相对运动v的迭加，即c′=c+v。在前式c=λ·f中波长λ不会因相对运动的存在而改变，只是声速c改变为c′。此时，只有f也随之改变为f′才能维持c′=λ·f′成立，于是有:
f′＝c′／λ＝（c＋v→）／λ
Δf＝f′－f＝（c＋v→）／λ－c／λ＝v→／λ
将λ=c／f代入上式，有
Δf＝f·v→／c
此意为频移量Δf为相对运动速度与原声速的比值。
多普勒效应并非仅仅存在于声波传递中，任何以波动形式行进的能量传递过程，均可产生多普勒效应，如无线电波、高能X射线(或γ射线)、可见光线以及其他电磁辐射等。只是这里所列举的各种波动的传递速度太快，而波源与接收系统间相对运动速度v→与波的原有传递速度（光速）的比值极小，因此频移量Δf很难测出，尤其不能被人体直接感受到。不过现代天文学正是借助多普勒效应通过检测、辨认宇宙深处恒星发光颜色的变化来判定天体的运动状态的。人类之所以最先在声波范畴内发现并研究出多普勒效应，是由于声波本身属于人耳的可听闻波动，且声波在空气中的传播速度不高（341m/s,15℃,1个大气压），以及声源与人耳的相对运动速度常常使声频率变化f′(=f+Δf)落在人耳的敏锐辨识区内。例如火车从我们身旁的铁路上呼啸而过时，会使我们非常明显地听出鸣叫着的汽笛声突然间由尖锐变得低沉起来。也就是说当火车驰向我们时（v→为正），我们所听到的汽笛声（f1′）要比火车固定不动时的声音（f）尖锐一些（Δf1＝f1′－f＞0）；当火车背向我们驰去时（v→为负），所听到的汽笛声（f2′）要比原来的声音（f）低沉一些（Δf2＝f2′－f＜0）。
二、多普勒原理在超声医学诊断中的应用
在经过30多年以来的临床实践后，超声多普勒方法的应用价值已愈加明显。尤其在以运动器官为主要研究对象的心血管内、外科，超声多普勒诊断成像仪器更成为不可或缺的有力诊断工具；大多数应用运动结构（如心脏瓣膜）或散射子集合（如血管中的红细胞群体）反射回来的超声波束，检测出其中的多普勒频移，作为探查目标的运动速度信息，然后用耳去监听、用仪器去分析、用图像去显示或者用影像去显现人体内部器官的运动状态。
以人体内血流的运动状态检测为例，声波的发射源与接收器均为超声探头自身，在检测时刻探头是固定不动的。超声波向着流动中的红细胞集合体传播，遇到声障（红细胞）时，相对于流动中的红细胞，声波f已经产生了一次多普勒频移（f′），频移量Δf′＝f′－f；而声障反射回来的超声波（f′）仍沿着原来的传播路径向反方向传送至探头，同时又迭加了一个相同方向的运动速度（v），因此探头处检测到的超声波又产生了一次新的频移（f″），最终频移量Δf″＝f″－f′＝2Δf′，即
Δf″＝ 2f·v→／c
假定频率f为3.5MHz的超声波，向着以0.1m/s速度运动的血流发射，正常声速c=1540m/s，则回声的频移量Δf″由上式可得，约为±450Hz（相向运动时f″＝3.5MHz＋450Hz；相背运动时f″＝3.5MHz－450Hz）。由此可见，多普勒频移量Δf与超声固有频率f及反射目标的运动速度v→成正比；与声波在某种组织中的传播速度成反比。并且采用超声多普勒方法的一个特点：由于常用超声频率在人体组织中产生的多普勒频移量Δf恰好在人耳的敏锐听觉辨别范围内（大约200～1200Hz），因此只要将此信号检测放大后，仅凭有经验的医生聆听，就可以获得有价值的临床诊断信息。
不过在实际应用中，超声的发射与接收并不一定正对着探测目标的运动方向，多数情况下它们之间会存在一个夹角θ，因此上述多普勒频移量Δf的完整表达式应为：
Δf＝2fcosθ·v→／c
式中，Δf为探头与目标间的相对运动速度所检测到回声的频移量；f为探头发射出超声的固有频率；v→为探头与目标间的相对运动速度，相向运动时取正值，相背运动时取负值；c为超声在某种人体组织内的正常传播速度；θ为探头发射超声方向与目标运动方向之间的夹角。参见图7-22。图7-22（a）为目标相对于声源固定，回波频率未变化；图7-22（b）血流背向声源运动，v→＝－｜v→｜，回波频率降低（f′＜f）；图7-22（c）血流朝向声源运动，v→=＋｜v→｜，回波频率升高（f′＞f）。
图7-22 应用在血流探查中的超声多普勒原理
三、连续波式超声多普勒成像仪
连续波式超声多普勒成像仪的工作原理见图7-23。
图7-23 连续波式超声多普勒成象仪原理示意
1．超声波的产生、发射和反射
主频振荡器产生并输出频率为f的振荡信号，送入声发射驱动单元，经过放大后驱动探头中的压电换能器向外辐射出频率为f的连续超声波。如果超声波指向的目标处于相对静止状态，那么反射回来的超声波（回声信号）的频率依旧为原来的f；可是如果发射波指向的目标为运动状态，回声信号超声波的频率就应当为前述的频移f′，频移量Δf＝2fcosθ·v→/c（但是Δf并非是从此处得出，而是从后面将要叙述的Δf＝f′－f处获得）。
2.频移信号的检测和频移量的获得
连续波式多普勒诊断仪的探头内通常设计为双换能器结构，以独自完成各自的发射和接收任务，一只换能器连续不断地发射出频率为f的超声信号，另一只换能器则不停地接收反射频率为f′的回声波，并将之转换为电信号，通过电缆线送至机器的高频放大单元，经过信号幅度放大后再送至混频解调器作解调处理。混频解调器是一个非线性差频处理单元电路，它有2路输入信号端口和1个信号输出端口。2个输入信号分别为：①高频放大单元送来的f′电信号；②主频振荡器分出的参照f电信号。在混频解调器内，这2路信号进行混频、相差处理，将差频信号Δf＝f′－f从输出端口送出。由于频移f′中实际上已包含了相对运动速度v→、夹角θ和声速c等变量因素信息，因此解调出的Δf即为2fcosθ·v→／c的最终结果。
3．信息的处理和显示
前已述及，Δf的频率范围处在200～1200Hz之间，这正是人耳可闻音频范围内的敏锐部分，所以可以通过音频放大器放大，然后送入扬声器重现为音频声波，作为一种形式的诊断信息提供给医生。这种最为直接的显示方式称为监听式诊断仪。
此外，显示方式还有：相位式、指向式和显像式等。相位显示方式是将音频Δf信号放大供慢扫描示波器或记录仪扫记；指向式的仪器可以将Δf=f′－f的大小和正负转换为v→的运动方向信息；连续波式多普勒显像方式仅能简单地在示波管上产生一个血管在皮肤表面上的投影图像。总的来说，连续波超声多普勒诊断仪由于显示的信息量较小，其临床应用已日渐趋少。
四、脉冲波式超声多普勒成像仪
连续波式超声多普勒诊断仪的优点是灵敏度高、速度分辨能力强，很高的血流速度它都可以检测出来，且不受深度限制，只要在波束内运动的任何物体的回声信号都能探得。也正因为如此，所有的运动目标都产生了多普勒信号并混叠在一起，因而无法辨识信息产生的确切部位，所以它没有距离（深度）的信息，无轴向距离分辨力。脉冲波式成像仪正是为解决这一问题而设计的。
1.单元构成与工作原理
参见图7-24。整机由主控制单元、发射单元、探头单元及接收处理单元中的多普勒信号处理通道和B（M）型辉度调制处理通道组成。
图7-24 脉冲式多普勒成象仪结构框图
主控制单元是以中央微处理器、超声频率振荡发生器为核心的中枢机构，它可以改变振荡器发生的频率f，控制发射单元中脉冲形成的周期（或脉冲重复频率FPR），协调探头的收、发工作状态以及启、闭接收电路中的距离选通门。振荡器产生的超声波频率信号分为两路：一路送至发射电路中的门控电路，供其调制成脉冲信号送出；另一路传至接收电路中作为原始信号的相位参考标准。
发射单元中的脉冲波源采自振荡器送来的超声频率(f)信号。门控电路执行主控电路的命令，将连续波f截取成重复频率为FPR的脉冲段（也可按主控器的程序，调成其他频率或其他函数形式的波形），送至发射驱动器、探头等转换成超声波发射。
接收单元中有2路通道，一路将回声信号按B型（辉度调制型）即时显示出断面影像；另一路则主要处理回声中的多普勒频移信号，最终以声音或图形的信号显示出来。
由于超声发射是以脉冲方式间歇进行的，所以发射和接收信号可以由探头中的同一块晶体完成。而探头中排列有许多的晶振阵元，就能在几乎是同一时间内完成许多通道的收、发工作。发射脉冲的宽度比较窄，只有1～2μs，但前后2个脉冲之间的间隔时间较脉冲本身的宽度大得多。换能器在发射完第1个脉冲后即处于接收状态，入射超声穿过人体各层组织时会产生一系列回声，被探头换能器接收后，转换成一系列电脉冲信号。通过收、发切换电路送进接收放大电路处理。至下一个发射脉冲到来时，切换电路状态反转，使换能器停止接收，重新工作于发射状态，周而复始。上述工作过程与B型诊断仪的收发过程一致，因而它可以和B型显示通道共用一个探头，同时完成B型断层成像和D型信号显示。
2.探测距离的选通
为了获得人体内部所需探测目标的回声信息，就必须采用距离（或深度）选通接收门控制器。在人体软组织中，超声的传播速度差别不大，可以将平均声速视为常数（c=1540m/s），故从发射出脉冲信号的前沿为起始时刻(t0)计起，至返回信号的脉冲到达时间的长短与运动器官距离换能器的深度成正比。于是只要调节“距离选通门”的启闭时间，就能控制探测距离和沿着这一距离方向上的一段长度（又称作“容积”），这样就可以只接收感兴趣目标的回声信号，滤除前后的无关信号。设距离选通门的开启时刻为t1，关闭时刻为t2，探头换能器至探测目标之间的距离为d，由于t1-t0为声波在人体传播的往返时间，则有d=c·(t1-t0)/2。如果再改变“距离选通门”的关闭时间t2，又可以控制接收信号的长度，即τ=t2-t1的时间长短。在脉冲式超声诊断中把（t1-t0）对应的距离称作取样深度；而把（t2-t1）对应的距离称作容积长度。诊断医生通过调节和使用这2个参数来实现对体内运动目标的定位检测。
3.运动目标的方向性探测和频谱分析
运动目标的单一方向性探测可以比较容易地运用频移量Δf=f′-f的取值正负来判定。但有时情况并非尽然如此。比如血管内红细胞的方向、速度并不总是相同，在某些部位会存在湍流或反流现象，此时多普勒信号也不是单一的频率，从而具有一定的频带宽度，这样就必须把这一信号的频率上、下边带分离开来，通常可以采用单边带直接分离、正交相位探测等方法。如果需要对一定频带宽度的频谱作出比较精确的定量分析时，则应该采用实时频谱分析方法。使用这一方法在多普勒信号中分离和鉴别出许多频率并作出处理。图7-24中的傅立叶变换器即是为从事这项工作而设置。根据傅立叶变换理论，任何复杂的波形都可以分解成许多不同幅度、相位和频率的简单波形，这样的分解可以大大地简化诊断中对复杂信息的分析。
另外，由于超声B型成像显示的配合使用，脉冲式多普勒诊断仪还可以在B型影像上显示出多普勒声束线和目标运动方向上的夹角θ，于是根据v→=Δf·c/(2f·cosθ)便可得出目标的运动速度。
4.脉冲多普勒方法对探测深度和速度的限制
脉冲多普勒诊断仪每秒钟发射的超声脉冲个数，即脉冲重复频率FPR一般为几kHz，这种探测方式的最大取样深度Dmax是由脉冲重复频率（或２个脉冲的间隔时间）来决定的。FPR越高（脉冲间隔越短），Dmax越小；反之，Dmax越大。两者关系为：
Dmax =c/2FPR
仅从上式来看，若要增大探测深度Dmax，则须降低脉冲重复频率FPR。
但是在脉冲多普勒方式中，探测部位的声波波形是以离散时间间隔取样的，发射1个脉冲取样1次，实际的多普勒频移信号是在取样信号基础上重建的，参见图7-25。
图7-25 多普勒信号的取样和重建
根据纳奎斯特（Nyquist）信息取样定理：取样频率（即脉冲重复频率FPR）必须2倍于原始波形频率（即多普勒频移量Δf）以上时，才能最起码地保持原始波形的真实性，即须满足：Δf≤FPR/2才能真实有效地取样。根据这一取样定理，当目标的运动速度比较低时，原始波形多普勒频移量Δf低于取样频率的1/2（即FPR/2），则可以如实地重建原始信号波形，见图7-25（a）；反之，如果目标的运动速度较高会有Δf>FPR/2，那么由取样信号重建的波形就与原始波形不一样，见图7-25（b），这种现象称为影像的混叠。
在常规脉冲多普勒系统中，能检测的最高运动速度Vmax与最大探测距离Ｄmax的乘积是一个常数：
Vmax·Ｄmax＝λ/2·FPR/2·c/2FPR＝λ/c8＝c2/8f
所以提高其中一个时，必定会以降低另一个作为代价。
五、彩色多普勒血流成像仪
脉冲多普勒探测的只是一维声束上超声多普勒血流信息，它的频谱显示表示流过取样容积的血流速度变化。所以，如同习惯上把M型称为一维超声心动图一样，我们把常规的这种脉冲多普勒技术称为一维多普勒。一维多普勒在测定某一位置的血流是很方便的，但是，如果要了解瓣口血流流动的详细分布，一维多普勒就很困难，我们只能一个点一个点地测，把每一个点的血流速度记录下来，最后得到一个大致的血流轮廓（profile）。目前更为实用而技术上更为复杂先进的系统是彩色多普勒成像仪器，由于其对于血流方面的多种状态具有强大的显示能力，如：①同时显示心脏某一断面上的异常血流的分布情况；②反映血流的途径及方向；③明确血流性质是层流、湍流或涡流；④可以测量血流束的面积、轮廓、长度、宽度；⑤血流信息能显示在二维切面像或M型图上，更直观地反映结构异常与血流动力学异常的关系等。因此，它常被称为彩色多普勒血流成像（color doppler flow image, CDFI）或者彩色血流图（color flow mapping, CFM）。当然这种仪器除了装配多种频率的脉冲波、连续波多普勒探头外，还可以匹配其它的探头，从而完成B型、D型、M型等综合性探查工作。 1.工作原理
彩色多普勒血流成像仪的彩色影像是同时迭加在B型黑白影像上的，这种显示方式的取样信息必须完全重合，因此2种方式是共用1个高速相控阵扫描探头来实现声波的发射和信号的探测接收的。它的总体构成与前面介绍的脉冲波式多普勒成像仪的结构有许多相同之处。除中央主控制器、发射驱动和探头各单元以外，在接收信号处理单元中的B型、M型显示及脉冲多普勒信号检测处理两通道的基础上，又并行增加了彩色多普勒血流图的测量变换通道，图7-26为其简化结构框图。图中省略了主频振荡、中央主控制器和脉冲发射等单元，简化了B（M）型显示和脉冲多普勒2个信号处理通道。
图7-26 彩色多普勒血流成象仪结构简化框图
系统在接收到发射来的回声信号后，先进入相位检波器与原始振荡信号进行相位比较，再将一路信号送入脉冲多普勒信号处理通道；另一路则经过低通滤波器去除没有意义的杂波信号。由于来自器官壁和组织边界的反射信号很强却又不具备诊断意义，基于这类信号通常处于静止状态，能产生的多普勒频移量很低，所以可使用滤波器将低频信号滤除。滤过后的信号经A/D模数转换后，再进行自相关处理。这一步骤是将前后2个脉冲产生回声的时间差换算成相位差，再根据相位差与目标运动状态的关系处理成血流方向和速度结果。在一维多普勒诊断仪（连续波CW和脉冲波PW）中，是将回声频率与原始振荡频率比较出频移量Δf，然后通过多普勒方程式换算出血流方向和速度。而在自相关处理中，用探测时间差异来解决这个问题：脉冲发射过程中，前后两个相邻脉冲之间的时间差Δt′=t2′-t1′，与Δt有所不同；其中包含了探测目标的运动方向与速度等变量因素，最后反映在回波脉冲波形的相位差异上，由此通过脉冲自身相位差的关系解得血流方向和速度的方法称作自相关处理技术。通过自相关处理后的信号与另外2个通道的B、M、D信号一起送入数字扫描变换器（DSC）相合并，然后通过彩色转换处理器把血流信息变为彩色信息，经过D/A数模转换后，从显示器上显示出二维实时动态影像，其中B型（或M型）为黑白影像，在相应的断面解剖结构上迭加有彩色血流信号。
2.血流运动状态的彩色显示方法
通过数字电路和计算机处理，我们可以很方便地将血流的某种信息参数处理成任何一种色彩模拟量，但是为了统一显示标准，目前彩色多普勒血流成像仪都采用国际照明委员会规定的彩色图，它有红、绿、蓝3种基本颜色，其它颜色都是由这3种颜色混合而成。规定血流的方向用红和蓝表示，朝向探头的运动血流用红色，远离探头运动的血流颜色用蓝色，而湍动血流用绿色。绿色的混合比率是与血流的湍动程度成正比的，所以正向湍流的颜色接近黄色（由于红和绿的混合），而反向湍流的颜色接近深青色（由于蓝和绿的混合）。血流的层流越多，所显示的红色或蓝色越纯正。此外还规定血流的速度与红蓝两种彩色的亮度成正比，正向速度越高，红色的亮度越亮；同样反向速度越高，蓝色的亮度越亮。这样，用3种彩色显示了血流的方向、速度及湍流程度，为临床提供了实时血流分析的资料。图7-27表示了彩色多普勒血流成像仪中彩色图像的各种定义，
图7-27 血流的彩色显示定义
图7-27（a）表示红、绿、蓝3种原色相加后的混合效果，图7-27（b）为血流方向和速度与色彩明暗的对照关系。
需要指出的是，自相关技术是一种相位检测处理技术，而彩色多普勒血流成像采用的也是脉冲波，故它同样存在着脉冲多普勒诊断仪所具有的局限性。如果被测血流速度很高，使相位差ΔΦ超过180°，此时自相关处理器所反映的结果将可能出现严重失真。图7-28表示相位差与血流方向之间的相互关系。
当0°<ΔΦ<180°时，表示血流是朝向探头运动的正向血流，当-180°<ΔΦ<0°时，表示血流是远离探头运动的反向血流。然而，当相位差超过180°，例如180°+ΔΦ时，自相关输出的结果落到了-180°～0°范围，即表示其方向与真实血流方向相反。上面已说明，正向血流用红色表示，
图7-28 相位差与血流方向之间的关系
反向血流用蓝色表示，现在，由于正向血流速度太高，使相位差超过了180°，从而使彩色发生了突然翻转，即由红色变为蓝色。这种现象称为彩色多普勒血流显示中的混叠现象。这种混叠条件与脉冲式一维多普勒检测是一致的。另外，在彩色多普勒中，由于血流的方向决定了血流的颜色（一般正向血流为红色，反向血流为蓝色），所以同一流向的血流处在与声束不同角度时血流的颜色也可能不同。如图7-29所示，在左边，血流速度在超声束上的分量是向上的，故呈红色（朝向探头）；在右边，血流速度在超声束上的分量是向下的，故呈蓝色（远离探头）；图7-29角度对血流彩色显示的影响而中间因血流方向与声束垂直，多普勒频移为零，故呈黑色。在同一血管中血流呈现了3种绝然不同的颜色，这是角度所造成的。其实角度问题对多普勒检查的影响，不仅限于彩超血流成像。在一维多普勒诊断中，角度太大，多普勒的频谱幅度会被压缩；角度的误差也会给血流定量测定带来困难。由于θ=0°时，cosθ=1，故Δf最大；当θ=90°时，cosθ=0，故Δf=0。因此应用多普勒技术时，应尽可能使声束与血流方向的夹角θ减小，这与依靠组织反射成像的M型和B型是不同的。
图7-29 角度对血流彩色显示的影响
3.临床应用效果评析
彩色多普勒与二维超声心动图及频谱多普勒相比较具有独到的优点，但这种技术也有明显的不足。它对后两种技术是互补的关系，而不能代替。为了更好发挥各种技术的优势，在这里把彩色多普勒与B型超声和频谱多普勒作一简要的比较。
(1)彩色多普勒与B型超声 人体血液中的红细胞对超声波的散射作用虽然比较强，但由于散射超声波能量很弱，故红细胞是一个低的回声源，在B型灰阶显像中这种信号是以黑色显示的。可是在有些血流速度比较低的情况下，B型影像上确实也可观察到血管内血液的流动，如门静脉血流流动。产生这种影像的原因目前有很大的争论，还没有一个统一的看法。但普遍认为单独的红细胞是不会显像的。尤其是正常情况下人体心脏和大血管内的血流速度一般都比较高，因而血流在心室和心房内都是不显示的。随着超声仪器动态范围的改进和接收弱信号能力的增强，对于血流的灰阶显示可能会有一些改善，但到目前为止，不管哪个厂家的B型成像仪都是不能显示血流的。
彩色多普勒血流仪则通过对散射回的多普勒信息作相位检测并经自相关处理、彩色灰阶编码，把平均血流速度信息以色彩显示，并组合到B型灰阶影像上。彩色多普勒血流显像的出现，使超声心动图发展到一个新的阶段。由于这种技术无损伤地显示心血管内的血流，不仅可以加快过去B型对心脏疾病检查的速度，而且可以直接采集到心内血流速度、轮廓的信息，这对临床是十分重要的。
(2)彩色多普勒血流成像与频谱多普勒 脉冲多普勒与连续波多普勒并不显示血流影像，它们只是显示取样容积内和一根声束线上血流变化的快速傅里叶变换(FFT)频谱。因而，它对血流的探测不是直观的，我们是通过频谱的变化进而理解血流的改变的。
彩色多普勒血流显像与脉冲多普勒频谱都是以多普勒原理和脉冲回声技术为基础的，但它们的信号处理和显示技术不相同。彩色多普勒血流显像对血流的显示是直观的，它对于辨别血流的湍动、了解流速在心血管内分布较脉冲多普勒更快更好。但是，对血流的定量测定来说，脉冲多普勒与连续波多普勒却是非常有效的工具。