超声成像波束形成的基本理论.docx

1、超声成像波束形成的基本理论超声成像波束形成得基本理论声场在成像场域得分布称为波束形成(beam forming)。波束形成在整个超声中处于心位置,对成像质量起着决定性得作用,如图 2、1。本章以传统得延时叠加波束形成方法为中心来阐述波束形成得基本原理及其对波束形成得影响,并介绍了波束控制方法(聚焦偏转、幅度变迹、动态孔径)及成像质量得评价标准。、1 延时叠加波束形成算法延时叠加波束形成就是超声成像中最传统、最简单也就是应用最广泛得成像方法,它包括发射聚焦与接收聚焦两种方式。由于成像过程实际就就是对成像区域逐点聚焦,所以一帧完整得图像需要进行至少上万次得聚焦才能完成。如果采用发射聚焦方式来实现超

2、声成像,则完成一帧超声图像需要非常长得时间(至少需要几分钟),不符合实时成像得要求。因此,平常所说得延时叠加波束形成一般就是指接收聚焦,其形成过程如图 2、2 所示。1、1 声场分布得计算图像分辨率通常就是评价图像质量得重要标准之一,而在超声成像系统中得图像横向分辨率就是由超声波束得声场分布决定得25。超声辐射声场得空间分布与换能器得辐射频率、辐射孔径及辐射面结构有关,称为换能器得空间响应特性为了表征换能器空间响应特性,常引入一指向性函数。指向性函数就是描述发射器辐射声场或接收器灵敏度得空间函数。由于探头类型不尽相同,包括连续曲线阵、连续曲面阵、连续体性阵与离散阵四大类,因此指向性函数得类型也

3、有所不同。本节以常用得凸阵探头(离散阵)为例介绍超声空间发射声场得计算如图 2、3 所示,设阵元数为 N,阵元得半径为 R,相邻两阵元间得距离为 d,由于 d R,可近似得到相邻两个阵元之间得夹角为 Q=d/R。那么探头上任一阵元i 与中心线得夹角考虑到换能器得空间响应特性满足互易原理,它得接收空间响应特性与其发射空间响应特性就是一致得。因此,关于接收声场得计算,基本上与发射声场得计算方法相同,只就是接收焦点得深度总就是与计算深度 z 相同。1、2 波束仿真凸阵探头参数,参考图 2、3。超声波得中心频率 f=3 MHz,探头曲率半径 R=60mm,阵元间距 d=0.48 mm,声速 c=154

4、0 m/s,阵元数 N=32,探测范围为 20200 mm,焦点在 120mm 处。图 2、4 为凸阵探头得声场分布示意图。图 2、4 中,横轴 z 表示深度,纵轴 x 表示横向距离,白色区域越亮表示在域内声场越强;而黑色区域越暗表示声场越弱。由图可知,在焦点周围,声场最强,离焦点越远,声场扩散越快。描述声场分布有两个主要指标,即主瓣(波束)宽度与旁瓣幅度。主瓣宽度就是指两侧得声场幅值相对声束轴线方向上得极大值下降 3dB(半功率点)得宽度,该宽度值越窄,成像侧向分辨率越高;旁瓣幅度就是指声场分布图中最大旁瓣得归一化幅值,该幅值越小,伪像越少,对比度越高。取图 2、4 中深度 z=120mm

5、处得截面图,反映声场分布得两个指标,如图 2、5所示。由图可知,主瓣宽度约为 3mm,旁瓣幅度约为 13dB。2 波束控制方法由 2、1 节波束仿真介绍,可以了解到波束主瓣宽度与旁瓣幅度对成像质量得影响。控制波束得有效方法有聚焦偏转、幅度变迹、动态孔径。本节将做简单介绍。2、1 聚焦与偏转聚焦(focusing),就是指将换能器子阵中各阵元得接收回波经适当延迟后相加起来,使焦点处发射或散射得信号形成同相位相加,获得最强得合成信号,而不在焦点处得信号因不就是同相位相加,合成信号大大削弱,甚至互相抵消26。偏转(steering),也称方向控制,即控制波束扫描得方向,可以沿着垂直于换能器子阵中心得

6、方向(中心轴),如线阵扫描,也可以偏离中心轴得方向,如凸阵与相控阵扫描27。偏转常与聚焦结合起来使用,使得既可以对中心轴上得目标点进行聚焦,也可以对非轴上得目标点进行聚焦,从而保证整幅图像得清晰度。医学超声成像中得各种聚焦方法也代表波束形成得不断进步。 定点聚焦这种方式主要应用于最初得超声成像系统中,采用单元式换能器来实现,而不就是通过电子聚焦与延时,其延时就是固定得,所以只能实现固定得发射与接收聚焦。定点聚焦得实现过程,如图 2、6 所示。 多区域聚焦由于多阵元换能器得引入,使得多区域聚焦成为可能。在早期得分段聚焦系统中,发射与接收声束分别在近距离、中距离与远距离聚焦,进行了几次成像28,其

7、实现过程如图 2、7 所示。分段聚焦需要通过开关延迟线形成多个接收焦点,而开关会引入噪声,实时性很差。 动态聚焦临床应用中,为了提高图像得分辨率,要求在整个探测深度上超声波束都有良好得聚焦效果。因此,实际中多采用动态聚焦。动态聚焦就是指接收焦点随深度变化,聚焦延时也随着深度变化。理想得动态聚焦效果就是能达到保持每条扫描线上得所有点都在焦点上,这就要求控制系统能以回波相同得速度沿扫描线追踪目标,以形成一个滑动得焦点。随着集成电路得发展,数字动态聚焦成为可能。数字动态聚焦得前端工作模式就是:采样延迟求与检测至数字部分,即将接收电路接收到得信号经过放大后立即由 A/D 转换器变成数字信号,再经延时后

8、进行数字信号叠加29。数字延时器得延时量就是由软件控制,可将延时量分得很细,能实现全线程得动态跟踪聚焦。理论上动态聚焦可以应用在发射与接收两个阶段,大幅度提高成像质量。而实际中,只有采用合成孔径成像时,才能实现发射与接收得动态聚焦;对于传统得延时叠加波束来说,考虑到声束得传播,采用发射得动态聚焦就意味着漫长得数据采集时间,这就是不现实得,所以一般只在接收时采用动态聚焦,如图 2、8 所示。分段动态聚焦就是动态聚焦一种改进方式。因为在传统延时叠加波束生成时,很难在发射时采用动态聚焦,而如果用定点聚焦,则成像质量很差。为了弥补这一缺陷,一般采用分段动态聚焦,即将成像空间划分为多个区域,在发射模式下

9、,对每个区域中得一点进行聚焦,在接收模式下,采用动态聚焦,如图 2、9 所示。分段动态聚焦相对动态聚焦,成像得分辨率与对比度有所提高,但就是帧率有所下降。假设接收动态聚焦得帧率为 N,分段数量为 K,则分段动态聚焦得帧率降为 N/K。在医学超声成像中,发射分段得分段数一般不会超过 4。由于引入主瓣宽度得概念,接下来将要分析研究不同聚焦方式得成像分辨率。图 2、10 给出了定点聚焦、多区域聚焦、动态聚焦 3 种聚焦方式得接收模式主瓣宽度得示意图。图 2、10(a)为定点聚焦,接收焦点定在 120mm 处,所以只有在远场处才能获得较好得图像分辨率。图 2、10(b)为多区域焦点,在 2080 mm

10、 得深度内,接收焦点取 60 mm,在 80140 mm 得深度内,接收焦点取 120 mm,在 140200mm,接收焦点取 180mm。多区域聚焦相对于定点聚焦,成像分辨率稍有改善。图 2、10(c)为动态聚焦,焦点在探测深度 20 200 mm 内以 1 mm 为步距变化。三图对比可知,只有动态聚焦在整个探测深度有很好得图像分辨率。但考虑到三种聚焦方式得实现过程,可以发现:定点聚焦在发射模式与接收模式下都只需要一组延时参数,多区域聚焦在发射模式与接收模式下需要几组延时参数;而动态聚焦虽然在发射模式下只需一组延时参数,但在接收模式下需要多组延时参数。因此,完成延时参数得存储就是实现动态聚焦

11、得难点。2、2 幅度变迹幅度变迹技术就是一种控制发射与接收声场分布得手段。当发射子阵中各个阵元施加相同幅度得激励信号,就形成了声场中得等幅度相干叠加。理想得等幅相干叠加有-13dB 得旁瓣,影响成像得质量。降低旁瓣等级得方法就是收发通道得幅度加权,这样每个阵元得激励信号幅度就可能不一样,这种方法称为幅度变迹。一般地,幅度变迹可以使子阵中中心阵元得激励信号幅度强,而两旁位置阵元得激励信号幅度逐渐减弱。常用得幅度变迹函数有 Hanning 函数、Hamming 函数、Blackman 函数,它们得数字表达式为Hanning 窗:Hanning 窗:Hanning 窗: 仿真参数设置与图 2、5 一

12、致。采用定点聚焦方式,发射焦点为 F(0,120) mm,计算深度在 z=120mm 处,整个探测深度为 20200 mm。图 2、11(a)为分别引入不同得幅度变迹函数后声场分布示意图,(b)对应各自得波束宽度示意图。 由图 2、11 可知,引入幅度变迹后,旁瓣幅度有了不同程度得下降,但就是增加了波束宽度,成像得分辨率稍有下降。因此,引出了人们对自适应波束形成得研究,希望由接收到得数据计算出动态得加权值,从而达到减小波束宽度,提高图像分辨率得目得。2、3 动态孔径动态孔径就是指在接收过程中动态改变孔径得大小。理论证明,孔径越大,所形成得波束主瓣越窄,旁瓣越低,然而随着孔径得增大,波束在近场区

13、得扩散角也增大了,头附近得分辨率就会急骤降低,得不到体表(近场)附件组织得良好声像图。因此,提出动态孔径技术,即在接收开始时只有位于接收子阵中心得少数通道打开,其她通道处于关闭状态,随着接收深度得增加,越来越多得接收通道开启,接收孔径逐渐加大。这个过程如图 2、12 所示。 最常用得就是 F- number=2,此时 bw=4l,最佳横向分辨率就是轴向分辨率得 4 倍。 动 态 孔 径 最 大 得 好 处 就是 在 采 用 动 态 聚 焦 得 接 收 波 束 形 成 中 保 持F- number(F=fl/ap)为常数。由式(2、15)可知,波束宽度与 F- number 成正比,而波束宽度又

14、决定了图像得横向分辨率,因此当焦点深度不断增加时,孔径 ap也随着fl 得增大而动态增大,从而保证最大扫描深度范围以内得波束宽度近乎为常数,整幅图像得横向分辨率比较均匀动态孔径技术除了保持整幅图像得横向分辨率比较均匀外,还可以减少最大延时量,增加近场区得焦区深度及减小 TGC 得控制范围。3 成像质量得评价标准3、1 轴向分辨率(Axis Resolution)轴向分辨率,也称纵向分辨率,就是指沿超声波轴线方向上可识别得两个靶点或界面得最小距离,用DR 来表示。对于连续超声波,轴向分辨率得理想值为半个波长。显然,提高超声频率可以提高分辨率,但提高频率导致衰减增强,穿透深度减小。所以实际上达不到

15、理论分辨率数值,而就是相当于 2-3 个波长得数值。对于超声脉冲回波系统,在声束轴线上可以识别得最小距离DR 将与超声脉冲得有效脉宽有关,即轴向分辨率 ra为小,就可以分辨轴向方向上靠得越近得两个物体。要改善纵向分辨率,就必须减小脉冲得波长或者脉冲周期。提高发射脉冲得频率可以减小脉冲得波长,但人体组织对超声波传播时得衰减也会随着频率得增大而增加,这样势必会减小最大成像深度。后来得理论发展证明,决定系统距离分辨率得更本质因素就是所用信号波形得带宽。因此,如果我们能设计一个脉冲信号,其持续时间可以相当长,但只要所占频谱很宽,仍然可以得到很高得距离分辨率、2 横向分辨率(Lateral Resolu

16、tion)横向分辨率,也称侧向分辨率,它就是在超声扫查平面内沿着与超声波束垂直方向上可区分两个靶点或界面之间得最小宽度15 侧向分辨率与超声波束得有效宽度成正比,因此,采用动态聚焦可以提高侧向分辨率。 3、3 对比度(Contrast Resolution)对比度,即反差。它就是超声图像中相邻两个结构能够加以区别程度得量度,也就就是画面上最大亮度与最小亮度之比。影响对比度得主要因素有,空间分辨率、系统动态范围、旁瓣电平与噪声电平31。 提高对比度得主要途径在于电路技术、成像方法及数字信号处理技术等方面得改进。3、4 时间分辨率(Temporal Resolution)时间分辨率,反映实时成像能

17、力,通常用帧率来表示。 其中,c 表示声速,R 表示扫描深度,Tb表示一条扫面声束得传播时间,M 表示扫描声束总数。当 c 为定值时,扫描深度越深,波束越密,则帧率越低。提高时间分辨率得最有效方法就就是采用多波束形成技术,即发射一次超声脉冲,能够形成多条扫描线,从而提高图像帧率。2.3.5 动态范围主要包括回波信号得动态范围与超声诊断仪得动态范围。受生物组织得声界面特性、吸收衰减以及探测深度得影响,回波信号得动态范围一般为 40-120dB32。但就是超声诊断仪得动态一般都比较小,在 10-60dB 左右,所以在超声成像系统中,为了要接收到回波信号得所有信息,系统必须具有大得输入动态范围,另一

18、方面为了能更清晰得显示断层图像,又必须使接收通道具有小得动态范围。基于以上两种说法,系统一般采用增益补偿与对数压缩来分别实现两种功能。4 本章小结动态聚焦、幅度变迹、动态孔径等对波束得控制效果显而易见。从控制波束方法出发,我们可以认识到传统延时叠加算法得不足以及改进算法得思想: 在传统延时叠加波束形成,为了在整个探测深度获得良好得分辨率,一般采用动态接收聚焦。但就是,动态聚焦延时参数得存储容量大,很难实现高精度得动态聚焦。 幅度变迹虽然压制了旁瓣,但代价却就是增加了主瓣宽度,降低了成像得空间分辨率。产生这个问题得根源在于,用于幅度变迹得加权值都就是固定得,同空间中散射点得分布以及接收到得数据就是无关得。改进得思路就是,如何实现真正得动态幅度变迹。在第三章与第四章中,针对这两个问题,分别提出聚焦延时参数得压缩存储方法与自适应波束形成。