超声成像波束形成的基本理论汇总

超声成像波束形成的基本理论 声场在成像场域的分布称为波束形成beam ing。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的作用，如图 2.1。 本章以传统的延时叠加波束形成方法为中心来阐述波束形成的基本原理及其对波束形 成的影响，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的评价 标准。. 1 延时叠加波束形成算法 延时叠加波束形成是超声成像中最传统、最简单也是应用最广泛的成像方法，它包括发 射聚焦和接收聚焦两种方式。由于成像过程实际就是对成像区域逐点聚焦， 所以一帧完 整的图像需要进行至少上万次的聚焦才能完成。如果采用发射聚焦方式来实现超声成 像， 则完成一帧超声图像需要非常长的时间至少需要几分钟， 不符合实时成像的要求。 因此，平常所说的延时叠加波束形成一般是指接收聚焦，其形成过程如图 2.2 所示。 1.1 声场分布的计算 图像分辨率通常是评价图像质量的重要标准之一， 而在超声成像系统中的图像横向分辨 率是由超声波束的声场分布决定的[25]。超声辐射声场的空间分布与换能器的辐射频 率、辐射孔径及辐射面结构有关，称为换能器的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。指向性函数是描述发射器辐射声场或接收器灵敏度的空间 函数。由于探头类型不尽相同，包括连续曲线阵、连续曲面阵、连续体性阵和离散阵四 大类，因此指向性函数的类型也有所不同。本节以常用的凸阵探头离散阵为例介绍超 声空间发射声场的计算 如 图 2.3 所示，设阵元数为 N，阵元的半径为 R，相邻两阵元间的距离为 d，由于 d R，可近似得到相邻两个阵元之间的夹角为 Qd/R。那么探头上任一阵元 i 与中心线的 夹角 考虑到换能器的空间响应特性满足互易原理， 它的接收空间响应特性与其发射空间响应 特性是一致的。因此，关于接收声场的计算，基本上和发射声场的计算方法相同，只是 接收焦点的深度总是和计算深度 z 相同。 1.2 波束仿真 凸阵探头参数，参考图 2.3。超声波的中心频率 f3 MHz，探头曲率半径 R60mm， 阵元间距 d0.48 mm，声速 c1540 m/s，阵元数 N32，探测范围为 20200 mm， 焦点在 120mm 处。图 2.4 为凸阵探头的声场分布示意图。 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，即主瓣波束宽度和旁瓣幅度。主瓣宽 度是指两侧的声场幅值相对声束轴线方向上的极大值下降 3dB半功率点的宽度， 该宽 度值越窄，成像侧向分辨率越高；旁瓣幅度是指声场分布图中最大旁瓣的归一化幅值， 该幅值越小，伪像越少，对比度越高。取图 2.4 中深度 z120mm 处的截面图，反映 声场分布的两个指标，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和旁瓣幅度对成像质量的影响。控 制波束的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，是指将换能器子阵中各阵元的接收回波经适当延迟后相加起来，使焦 点处发射或散射的信号形成同相位相加，获得最强的合成信号， 而不在焦点处的信号因 不是同相位相加，合成信号大大削弱，甚至互相抵消 [26]。偏转steering，也称方向控 制，即控制波束扫描的方向，可以沿着垂直于换能器子阵中心的方向中心轴，如线阵 扫描，也可以偏离中心轴的方向，如凸阵和相控阵扫描[27]。偏转常与聚焦结合起来使 用，使得既可以对中心轴上的目标点进行聚焦，也可以对非轴上的目标点进行聚焦，从 而保证整幅图像的清晰度。医学超声成像中的各种聚焦方法也代表波束形成的不断进 步。 ①定点聚焦 这种方式主要应用于最初的超声成像系统中，采用单元式换能器来实现，而不 是通过电子聚焦和延时，其延时是固定的，所以只能实现固定的发射和接收聚焦。 定点聚焦的实现过程，如图 2.6 所示。 ② 多区域聚焦 由于多阵元换能器的引入，使得多区域聚焦成为可能。在早期的分段聚焦系统中，发射 和接收声束分别在近距离、中距离和远距离聚焦，进行了几次成像[28]，其实现过程如 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。 ③ 动态聚焦 临床应用中，为了提高图像的分辨率，要求在整个探测深度上超声波束都有良好的聚焦 效果。因此，实际中多采用动态聚焦。动态聚焦是指接收焦点随深度变化，聚焦延时也 随着深度变化。理想的动态聚焦效果是能达到保持每条扫描线上的所有点都在焦点上， 这就要求控制系统能以回波相同的速度沿扫描线追踪目标，以形成一个滑动的焦点。随 着集成电路的发展，数字动态聚焦成为可能。数字动态聚焦的前端工作模式是采样→ 延迟→求和→检测→至数字部分，即将接收电路接收到的信号经过放大后立即由 A/D 转换器变成数字信号，再经延时后进行数字信号叠加[29]。数字延时器的延时量是由软 件控制，可将延时量分的很细，能实现全线程的动态跟踪聚焦。理论上动态聚焦可以应 用在发射和接收两个阶段， 大幅度提高成像质量。 而实际中， 只有采用合成孔径成像时， 才能实现发射和接收的动态聚焦；对于传统的延时叠加波束来说，考虑到声束的传播， 采用发射的动态聚焦就意味着漫长的数据采集时间，这是不现实的，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，对每个区域中的一点进行聚焦，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，成像的分辨率和对比度有所提高，但是帧率有所下 降。假设接收动态聚焦的帧率为 N，分段数量为 K，则分段动态聚焦的帧率降为 N/K。 在医学超声成像中，发射分段的分段数一般不会超过 4。 由于引入主瓣宽度的概念，接下来将要分析研究不同聚焦方式的成像分辨率。图 2.10 给出了定点聚焦、多区域聚焦、动态聚焦 3 种聚焦方式的接收模式主瓣宽度的示意图。 图 2.10a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的 图像分辨率。 图 2.10b为多区域焦点， 在 2080 mm 的深度内， 接收焦点取 60 mm， 在 80140 mm 的深度内，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 2.10c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的图像分辨率。 但考虑到三种聚焦方式的实现过程， 可以发现 定点聚焦在发射模式和接收模式下都只需要一组延时参数