（信号与信息处理专业论文）超声扫描仪中的数字波束形成技术研究.pdf

摘要 摘要 超声扫描仪中的数字波束形成技术研究 硕士研究生舒淑丽导师郭学雷 东南大学信息科学与工程学院 医学超声成像具有安全、无创、诊断及时、相对便携等优点，与c t ( 计算机体层摄 影术) 、m p d ( 核磁共振成像) 一起被公认为现代医学三大影像技术。波束形成器是整个超 声成像系统的核心部分，主要负责发射脉冲与接收回波。发射脉冲的长度决定了图像的轴 向分辨力，超声波束的宽度决定了图像的侧向分辨力，因此波束形成器的性能直接决定着 成像质量的好坏。 传统的波束形成器采用模拟延迟线和选择器来实现延时，其缺点是聚焦偏转控制电路 非常复杂、庞大，且模拟器件的固有特性，如插入损耗、阻抗不匹配、噪声大、稳定性差 等，也会大大降低实际系统的性能。本文设计的延时一相加数字波束形成器采用数字方式 实现了动态聚焦所需的可变延时，更加精确、快速；且在接收过程中采用动态变迹技术， 压低了旁瓣，提高了图像的对比分辨力；动态孔径则保证整幅图像的侧向分辨力比较均匀； 此外，数字化技术还使得多波束形成成为可能而多波束形成是提高帧速率的最有效可行 的方法。 计算机仿真结果表明，延时一相加数字波束形成技术明显改善了图像的质量，大大提 高了超声扫描系统的整体性能。 本文还给出了数字波束形成器的两套硬件实现方案。均匀采样法原理简单，易于实现， 但对a d 采样率及存储器容量的要求较高；非均匀采样法延时精度高，存储器容量小，但 采样时钟的控制较复杂。具体的方案论证和f p g a 实现有待下一阶段继续进行。 关键词：波束形成，动态聚焦，动态变迹，动态孔径，轴向分辨力，侧向分辨力，对 比分辨力，帧速率。 a b s t r a c t d i g i t a lb e a m f o r m i n g i ns o n o g r a p h y m s c a n d i d a t e ：s h us h u l i s u p e r v i s o r ：g u ox u e l e i s c h o o lo fl n f o r m a f i o ns c i e n c ea n de n g i n e e r i n g ，s o u t h e a s tu n i v e r s i t y , c h i n a m e d i c a lu l t r a s o u n di m a g i n g ，w h i c ho w n st h e c h a r a c t e r i s t i c so fs a f e ，n o n i n v a s i v ea n d t i m e l yd i a g n o s i s i sr e g a r d e d a so n eo ft h ed o m i n a n tm e d i c mi m a g i n gt e c h n o l o g i e s i n u l w a s o n n di m a g i n gs y s t e m , b e a m f o r m e ri so f v i t a li m p o r t a n c e ，f o ri t sp e r f o r m a n c el e a d sad i r e c t a sw e l la ss i g n i f i c a n ti m p a c to nt h eq u a l i t yo f i m a g i n g f o r m e ra n a l o gb e a n f f o r m e r si n e v i m b l yi n h e r i tm a n ys h o r t c o m i n g sf r o ma n a l o gd e v i c e s , s u c ha si n s e r t i o nl o s s ，i m p e d a n c em i s m a t c h , h i g hn o i s el e v e l ，l o ws t a b i l i t y , h u g ec i r c u i ta n ds o 0 1 1 t h i st h e s i si n t r o d u c e sad e l a y s u mb e a m f o r m e ru s i n gd i g i t a lm e t h o d s e l e c t r o n i cd y n a m i c f o c u s i n ga n ds t e e r i n ga l ei m p l e m e n t e dt oc o m p e n s a t ev a r i a b l ed e l a y , r e s u l t i n gi l la na c c u r a t e q u a l i t y d y n a m i ca p o d i z a t i o ni s u s e dt os u p p r e s ss i d el o b e s ，t h u si m p r o v i n gt h ec o n t r a s t r e s o l u t i o n d y n a m i ca p e r t u r ei se m p l o y e dt ok e 印t h el a t e r a lr e s o l u t i o nc o n s t a n tt h r o u g h o u tt h e w h o l ei m a g e f u r t h e r m o r e ，m u l t i - l i n eb e a m f o r m i n g , w h i c hi st h o u g h tt ob et h em o s te f f i c i e n t w a yi n c r e a s i n gf r a m er a t e ，a l s ob e c o m e sp o s s i b l ed o et o 咖g i t a t i z a t i o n s i m u l a t i o nr e s u l t ss h o wt h i sd e l a y - s u md i g i t a lb e a m f o r m e rc o n t r i b u t e st oi m p r o v et h e i m a g eq u a l i t yg r e a t l ya n de n h a n c et h ep e r f o r m a n c eo f t h eu l w a s o u n di m a 百n gs y s t e ma saw h o l e i na d d i t i o n ，t w os c h e m e so fh 鲫d w a l ei m p l e m e n t a t i o n ，e q u a l l ys a m p l i n ga n dp i p e l i n c d s a m p l e - d e l a yf o e u s i n g a l eb r i e f l yp r e s e n t e dj l lt h et h e s i sa sw e l l b u td e t a i l e dc o m p a r i s o na n d s e l e c t i o na l es t i l ln e e d e df o rf p g ai m p l e m e n t a t i o ni nt h en e x ts t a g e k e y w o r d s ：b e a m f o r m m g ，d y l l 砌cf o c u s i n g ，d y n a m i ca p o d i z a t i o n ，d y n a m i ca p c i t i 】i e ， a x i a lr e s 0 1 u t i o n ，l a t e r a lr e s o l u t i o n ，c o n t r a s tr e s o l u t i o n ，f r a m er a t e 东南大学学位论文独创性声明 本人声明所呈交的学位论文是我个人在导师指导下进行的研究工作及取得的研 究成果。尽我所知，除了文中特别加以标注和致谢的地方外，论文中不包含其他人已 经发表或撰写过的研究成果，也不包含为获得东南大学或其它教育机构的学位或证书 而使用过的材料。与我一同工作的同志对本研究所做的任何贡献均已在论文中作了明 确的说明并表示了谢意。 研究生签名：磋毖角 日期：翌堕上弓 东南大学学位论文使用授权声明 东南大学、中国科学技术信息研究所、国家图书馆有权保留本人所送交学位论文 的复印件和电子文档，可以采用影印、缩印或其他复制手段保存论文。本人电子文档 的内容和纸质论文的内容相一致。除在保密期内的保密论文外，允许论文被查阅和借 阅，可以公布( 包括刊登) 论文的全部或部分内容。论文的公布( 包括刊登) 授权东 南大学研究生院办理。 研究生签名：啤导师签名鬈潍吼幽 第一章绪论 1 1 医学超声成像概述 第一章绪论 超声是超过正常人耳能听到的声波，频率在2 0k h z 以上。超声波成像，也称超声扫 描或超声波扫描术，是一项广泛应用的诊断技术，它利用超声的物理特性和人体器官组织 声学性质上的差异，以波形、曲线或图像的形式实时显示人体内部组织的动态解剖结构图 【”。超声成像设备按其工作原理来分，主要有以下三类嘲： 1 脉冲回波法。诊断信息产生于超声经人体组织界面的反射和散射后的信号强弱，这 是目前使用面最广的一类诊断设备这类设备又可按其显示方式分为a 型、b 型和m 型 三种。 a 型显示一显示的是回波信号的包络幅度( a m p l i t u d e ) ，横坐标代表超声的传播时 间，即探测目标的深度；纵坐标代表回波的幅度，即探测目标的响应强度根据回波的分 布、包络的宽度及幅度的大小，可以测定病灶在人体组织中的深度、病灶的大小、脏器的 厚度等，在某种程度上可推测病灶的物理性质( 囊性、实质性、含气性) 。 b 型显示一显示的是人体组织结构的两维解剖图，采用亮度( b r i g h m e s s ) 调制方式 来显示回波信号的强弱，其灰阶代表着人体组织结构的反射或散射系数的变化。 m 型显示显示的是人体组织在一维空间里的运动轨迹( 垂直轴) 图，它是时间( 水 平轴) 的函数。m 型图像对运动器官的研究，如心脏、胎心及动脉血管的搏动特别有用， 尤其对心脏运动结构的探查更为有效，通常称之为超声心电 ( u l t r a s o n i cc a r d i o g r a m ) 或回声 心电图( e c h oc a r d i o g r a m ) 。 2 多普勒法。诊断信息产生于超声经运动着的人体组织界面和血流细胞所反射和散射 的超声信号的频移，或者说多普勒频移。目前这类设备的品种较多，像胎儿听诊器、血流 检测仪、多普勒诊断系统和彩色血流显像仪等。1 9 8 3 年，a l o k a 公司研制成功世界上第一 台彩色血流成像系统s s d 一8 8 0 ，并推向市场。此后，世界上很多公司相继生产出了彩色血 流成像系统( c o l o rf l o wm a p p i n g ) ，简称c f m 。1 9 9 0 年安科公司推出了中国第一台c f m 系统a s u - 0 1 c 型彩色血流成像仪，也称彩色多普勒血流成像仪，国内常简称为彩超。 3 透射法。诊断信息产生于超声透射过人体组织后的幅度及相位的变化，如超声全息、 透射型超声c t 、透射型超声显微镜等 当前，医学超声成像( u l t r a s o n i ci m a 百n g ) 技术与c t ( c o m p u t e r t o m o g r a p h y , 计算机 _ l 东南大学硕士学位论文 体层摄影术) 、m r i ( n u c l e a rm a g n e t i cr e s o n a n c ei m a g i n g , 核磁共振成像) 一起被公认为现 代医学三大影像技术，三足鼎立，成为现代医学影像技术中不可替代的支柱。和其他成像 技术相比，超声成像的优势在于： ( 1 ) 相对安全，无需电离辐射； ( 2 )无创，大多数检测不会使病人痛苦； ( 3 ) 不像x - r a y 、c t 和m r i 那样需要特殊的设备，便携式超声扫描仪在野外也可 以进行超声诊断； ( 4 ) 实时显示能力，能够实时显示器官的运动功能。 超声成像虽然有上述优点，但当前的超声成像仪还有许多问题值得研究：帧率低，现 今超声成像系统的帧率约为3 0 帧缈，这对运动器官的实时诊断存在不利的影响；分辨率 不够高，超声成像是从大量背景噪声中提取有用的信息，图像受噪声干扰严重，因此成像 质量不是很好，有待进一步改进。 1 2 课题背景及发展趋势 现代医学超声诊断仪已是最新医学超声基础理论研究、新型压电材料和超声换能器、 计算机处理、声成像技术与信息传输技术相结合的产物。7 0 年代以b 型超声成像技术为特 征，8 0 年代以彩色多普勒成像技术为特征，9 0 年代则以超声体成像为特征。而当今医学超 声诊断的新技术发展特点主要体现在宽频带化、数字化、多功能化、多维化以及信息化等 五个方面的综合应用上，这一发展引导着未来先进医学超声诊断设备研制的创新思维。其 中，全数字化技术自2 0 世纪9 0 年代初推出以来，已成为现今超声诊断系统的晟先进的平 台。它主要包括以下几项技术： 1 数字波束形成技术t 3 , 4 , 5 。采用大规模集成电路的数字延迟器和电脑技术控制的波束 形成，根本上解决了模拟延迟线精度低、稳定性差、施控难、带宽和动态范围有限、插入 损耗大、阻抗不匹配和噪音较大等问题。因此，数字波束形成技术的主要优点有：可以实 现跟踪式动态接收聚焦、动态变迹和动态孔径等。使全程声场时空特性得到改善，获得高 质量的声束，使系统的分辨力接近理论水平；保证获取信号的准确性和系统的稳定性；为 获取大带宽、大动态范围的信息提供必要的条件；有利于系统的小型化。 2 高速前端a d 转换技术。射频数字化是将回声信号经前置放大后即进行模数变换， 然后再通过数字延迟器。所以高速a d 和多通道( 多达5 1 2 和1 0 2 4 ) 技术的出现，才能使 2 第一章绪论 前端数字化得以实现。它在一定程度上解决了带宽、动态范围、噪声、暂态特性之间的矛 盾，使系统有可能获得较真实的完整的回声信息有测试结果表明：前端数字化后，分辨 率改善3 0 ，动态范围增加4 8 d b 、随机噪声降低l ，3 。 3 宽频探头和技术。探头技术的发展，出现了超高密度阵元( 5 1 2 ，1 0 2 4 阵元) 探头， 并可使探头的相对带宽超过8 0 。面阵超高密度阵元探头的出现，使二维聚集成为可能， 它能同时改善侧向分辨和横向分辨率而宽频探头结合数字波束形成和射频数字化使现今 的全数字化系统能实现宽频技术，该技术可避免使用模拟仪器损失5 0 以上频带信息的弊 端。所以宽频探头和宽频技术，不仅能解决分辨力和穿透力的矛盾，而且信息量丰富，有 可能获取完整的组织结构反射的宽带信号，提高对组织的鉴别力。 4 可控波形编码发射技术阵7 一。采用编码激励脉冲序列来代替单一脉冲作为发射信 号。线性调频码、c o l a y 码和b u r g e 码等编码技术的应用，对于提高图像的信噪比、成像 的深度以及帧率都有显著效果。 在数字化超声诊断仪的研制方面，美国a t l 公司走在了世界的前列，他们于1 9 8 7 年 研制出了世界上第一台前端全数字化超声诊断仪，而将超声的数字化技术进一步前推到波 束形成的则是美国g e 公司，他们在2 0 0 0 年将数字编码技术应用于超声脉冲的编码与解码， 这一处理放大了有用的微弱信号，抑制了不需要的回波信号，多方面改善了图像的质量。 国内在超声诊断仪研发方面的水平相对比较落后，虽然拥有无锡海鹰、徐州凯信、汕头超 声研究所、深圳安科这样的老牌超声专业厂商，但生产的超声诊断仪以中低档为主，而且 机型均采用模拟波束形成器结构，严重制约了超声诊断仪性能的提升。目前为止，只有深 圳迈瑞公司在2 0 0 6 推出了国内自主研制的第一台全数字化彩超，将数字波束形成器付诸实 践，从而迈出了国内的超声波束形成技术从模拟转向数字的第一步。 1 3 论文的主要研究内容 波束形成器是超声成像系统的核心部分，其合成波束的质量直接决定了图像质量的好 坏。本课题针对国内超声诊断仪中传统模拟波束形成器的诸多不足，着眼于对超声图像质 量的改善，研究全数字b 超中的数字波束形成技术，目标是完成数字波束形成器的f p g a 实现。课题任务大致分成两个阶段，本论文主要完成第一阶段的工作，即全数字b 超中数 字波束形成器的设计以及相关计算机仿真部分的内容，为第二阶段的f p g a 实现做好充分 的准备。具体研究内容如下： 3 东南大学硕士学位论文 1 学习医学超声成像的基本原理，全面了解超声成像系统的分类，以及各自的工作原 理与应用，了解波束形成器的核心作用及其研究进展。 2 深入研究超声波束形成基本理论，包括波束形成的基本原理，换能器的结构、原理、 方向特性、阵列类型及其相应的扫描方式，以及波束的特性，找到图像质量与波束参数之 间的联系，从而设计有效的波束控制方法来达到改善图像质量的目的。 3 通过分析与总结各种波束形成器结构的特点，同时结合本课题的实际应用和目标， 设计出适合本系统的数字波束形成器。 4 j 对本文所设计的数字波束形成器的量化误差进行分析。 5 在m a t l a b 环境下仿真本文所设计的数字波束形成器，对比分析所采用的各种关 键技术对波束以及图像质量的影响 6 针对本文所设计的数字波束形成器，研究其实现方案，以供下一步具体硬件实现参 考。 4 第二章超声波束形成基本理论 第二章超声波束形成基本理论 在使用阵列式换能器的超声成像系统中，可以采用电子聚焦、方向控制、幅度变迹、 动态孔径等技术来形成指向性良好的波束，这些就是波束形成技术1 9 , 。超声成像波束形 成的基本原理与声纳和雷达中的相似，但也有其自身特点，如换能器的结构、波束形成器 的设计等对图像的质量都有很大的影响。而波束形成器的性能又在很大程度上与不同类型 的换能器阵列有关。本章首先简要介绍医学超声成像的基本原理以及常规超声扫描仪的基 本结构，然后从换能器的特性出发，着眼于超声扫描仪的成像质量，分别讨论超声波束形 成的各项关键技术及其对图像质量的影响 2 1 医学超声成像的基本原理 超声成像的工作原理类似于声纳，用高频声波作为其成像声源。接触人体皮肤表面进 行扫查的探头是一种声电换能器，它将脉冲发生器产生的高频激励电信号，通过探头中晶 体的振动，转换成低能超声波脉冲；超声波脉冲在人体组织内传播时，在不同声阻抗和不 同衰减特性的器官与组织界面处会产生不同的反射与散射信号，而且随着传播深度的增加， 超声脉冲的能量还会逐渐衰减；探头接收反射或散射回来的信号后将它转换成电信号。电 信号再经一系列信号处理、图像处理后形成图像显示出来。上述过程是脉冲回波法超声扫 描仪的最基本步骤叭”】，其系统结构如图2 1 所示。 东南大学硕士学位话文 2 2 换能器特性 换能器( t r a n s d u c e r ) ，也称探头，是成像设备与超声一人体间相互作用的连接环节， 它的特性在很大程度上影响着波束形成器甚至超声扫描仪整机的性能。本节重点介绍换能 器的作用、原理、结构及扫描方式。 换能器主要负责向人体发射超声脉冲，并接收从人体组织中返回的信号。它是一种声 电转换装置【”】，主要由压电振子、吸声背材、声阻抗匹配层、电缆等构成，其基本原理是： 利用压电效应实现超声波和电信号的转换。换能器的压电振子( 材料为陶瓷、石英或其它) 极轴方向受压时，受力的两面极化而产生正负电荷，当压力改为拉力时，两个受力面的电 荷极性相应地改变，这就是正向压电效应。若给压电振子的极轴方向加一电场，振子轴向 厚度大小随电场方向而伸缩，这就是逆向压电效应。正向压电效应将接收到的超声回波信 号转换成电压信号，逆向压电效应则将电压激励信号转变为超声波向人体发射。 最早使用的单元式换能器是圆盘形的，阵列换能器则由许多个矩形阵元组成。换能器 的方向特性可以分两步进行分析“，”】：第一步是考虑单个阵元的特性，第二步是考虑阵列 的特性。 。 2 2 1 有限连续孔径的方向特性 换能器的单个阵元是连续的有限压力传感器。当激励函数是连续的平面正弦波时，响 应函数可以表示成波数矢量( w a v e n u m b e rv e c t o r ) 的函数，称为孔径平滑函数( a p e r t u r e s m o o t h i n gf u n c t i o n - - a s f ) 。当响应表示成入射角目的函数时，称为方向图( d i r e c t i v i t y p a r e m ) ，也称指向性函数。 考虑尺寸为d 的一维线性孔径，置于x 轴，如图2 2 所示。 x 圈2 2 一维连续线性孔径 则它对波数矢量七= ( t ，k ，k z ) 的响应仅取决于t 分量： 6 第二章超声波束形成基本理论 s i n 丝 形( 幻2 子 2 利用屯：一k s i n s 和k ；挈 ( 2 1 ) ( k 为波数。即单位距离内波的周期个数) 可将孔径平 滑函数转换成方向图，得到连续线性孔径的归一化方向图为 p ( 卯= 石d s i n 口 = s m cd s i n 0 )c z 之， 五 式中，s i n c ( 工) ：里望盟，d 为孔径的尺寸，p 是一维连续孔径的方向图，它是口的周 嬲 期函数，周期为万。如图2 3 所示分别为( a ) d = 3 2 和( b ) d = 1 6 2 时连续线性孔径 的归一化方向图。 ( a ) d = 3 * l a m b d a ( b ) d = 1 6 * l a m b d a 图2 3 连续线性孔径的方向图 从图2 3 中可看出，孔径越大时，主瓣越窄，则方向特性越好。此外。旁瓣的大量存 在会干扰对其他信源的检测，情况糟糕时还会引入伪像。一维连续线性孔径的最高旁瓣大 约出现在2 0 l o g 兰舭- 1 3 5 扭( 相对于主瓣) 处，方位角为只= a r c s i n 差 m鬟)o轰巴口on焉e霉。一m童o广od巴口。型司e古z 东南大学硕士学位论文 2 2 2 阵列的方向特性 阵列可以看成是采样了的孔径，由多个阵元按一定方式排列组成。换能器阵列分为线 性阵列和平面阵列，线性阵列阵元的对称中心排列成一条线，平面阵列的阵元以二维方式 排列。阵列中的阵元可以是周期的也可以是非周期的，周期阵列的阵元中心距相等，即等 间隔采样的孔径，非周期阵列的阵元中心距则不相等。本文如无特殊说明均考虑一维阵列， 因此波束角度均指x z 平面内的方位角，而y z 平面内的仰角为o 。如图2 4 所示为等间 隔采样的矩形线性阵列。 痧刈 j 矿芝： 图2 4 矩形线性阵列 波滚 阵列的指向性函数可由乘积定理求出：由相同特征的阵元组成的阵列的指向性函数， 等于单个阵元的指向性函数与当每个阵元由位于其中心位置的点( 线) 声源代替时阵列( 即 点阵，阵元宽度无限小) 的指向性函数的乘积。均匀点阵的归一化指向性函数为 p ( p ) = ( 2 3 ) 式中，n 为阵列中阵元的个数，d 为相邻阵元的中心距( p i t c h ) 。如图2 5 所示为1 6 个等问 隔分布的点阵元组成的一维阵列的归一化方向图，d = 2 2 。 嚣 第二章超声波束形成基本理论 n = 1 6 d = 2 1 a m b d a 图2 5 均匀点阵的方向圈 由图2 ：5 可见，在0 。方向上出现了一个声压极大值，这就是波束主瓣。此外，在主瓣 的两边各出现了一个声压峰值，称为栅瓣，栅瓣通常对称出现在主瓣两边，与主瓣结构很 相似，甚至有可能与主瓣具有相同的幅度。在主瓣和栅瓣之间还有一些幅值较小的波瓣， 称为旁瓣，大部分换能器都会产生旁瓣，连续波系统中也会出现。栅瓣和旁瓣的存在会造 成波束能量的泄漏，导致系统信噪比的降低，尤其是栅瓣的能量很大，极容易引入伪像， 因此必须采取措施加以消除消除栅瓣的条件为 生sn-i(2-4) 九n 如图2 6 所示为消除了栅瓣的均匀点阵的归一化方向图，n = 1 6 ，( a ) d = 1 5 2 1 6 ，( b ) d = 2 2 。从图中可明显看出，相邻阵元的中心距越小时，方向特性越好。但也不能无限 制的小。实际工艺中相邻两阵元边与边的间隙k e r r 不可能为0 ，通常k e f f = 1 5 * p i t c h 。 9 一p)ouc五口oziieioz 东南大学硕士学位论文 到 岔 已 m 罂 巴 哥 型 i l 2 ( a ) d = l a m b d a 1 5 1 6( b ) d = i a m b d a 2 图2 6 消除栅瓣之后的点阵方向图 因此，根据乘积定理，矩形线性阵列的归一化方向图可用式( 2 - 2 ) 乘以式( 2 3 ) 得 p ( 口) = 石三s i n 口 a ( 2 5 ) 式中，l 为单个矩形阵元的宽度。 前述的均匀点阵( 阵元宽度无穷小) 和矩形线阵( 阵元具有一定宽度) 的声压指向性 函数都是在各阵元同频、同相、等幅度激励的条件下得出的。对于相控阵偏转声场，可以 如下分析它的声场特性：各阵元以等间隔延时进行激励，使相邻阵元具有相同的相位差 ，就形成了相控波束偏转，这时合成波束的波阵面将从原来的线阵方向偏转至角度 岛= a r c s ；n ( 龛等) 方向，即主波束的偏转角。阵元宽度较小时，相控阵的归一化方向图 为 1 0 一p)ocod害panbeoc 第二章超声波束形成基本理论 p ( 国= 万l s i n 0 五 ( 2 6 ) 消除相控阵栅瓣的条件为 !n-1(2-7) 五2 可见，使相控阵中不出现栅瓣的条件比均匀点阵要严格得多事实上，常要求相控阵 中心距ds 五2 ，才能提供较好的方向特性。 对比图2 3 和图2 6 可知阵列的方向图与相同尺寸的单元式换能器固态孔径的方向图相 似，但阵列可以提供固态孔径所不具有的灵活性。首先，通过对阵列中每个阵元的延迟时 间及加权系数的控制，波束可以在不同深度处进行电子聚焦，而且还能转向或自动偏转。 其次，通过对有效孔径( 参与工作的阵元的总尺寸) 的宽度及变迹系数的调整，可以改善 侧向分辨力再次，接收动态聚焦可以在整个扫描深度内达到近似理想的聚焦效果，而固 态孔径只能在固定的焦区深度内达到好的聚焦效果。最后。电子扫描阵列不包含任何运动 部件，因此无需额外的维护，而机械扫描固态孔径中含有运动装置。 2 2 3 自动扫描 换能器不仅发射超声脉冲并接收回波，而且还负责控制所发射的脉冲通过许多不同的 路径来扫查组织横截面以产生一帧图像，这种技术称为扫描( s c a n n i n g ) 。 扫描是快速自动完成的，从而可以在短时间内获得连续显示的许多图像，称为帧 ( f r a m e ) 像放电影一样以快速连续的方式显示多帧图像，称为实时超声扫描术 ( s o n o g r a p h y ) 。实时超声成像系统要求每秒钟内成像的帧数大于2 5 帧：1 0 2 4 帧时，图 像闪烁，为准实时成像系统；1 0 帧以下则为静态成像系统。 波束自动扫描是以电子方式控制波束快速、重复扫过组织来完成的。电子扫描用阵列 来实现，一维换能器阵列由许多个矩形阵元排列成一条直线( 线阵) 或弧线( 凸阵) 组成。 常用的扫描方式有线阵扫描、凸阵扫描和相控阵扫描，三种扫描方式分别使用的探头的外 观如图2 7 所示 东南大学硕士学位论文 图2 ，7 三种扫描方式分别使用的探头外观，从左至右依次为线阵、凸阵、相控阵 1 线阵扫描 线阵，全称是连续线性阵列( 1 i n e a rs e q u e n c e da r r a y ) ，由多个矩形阵元排列成一条直线 组成，每个阵元的宽度大约为一个波长，阵元总个数通常为6 4 、1 2 8 、2 5 6 。一维线阵只能 实现方位平面即x z 平面内的波束偏转聚集，要实现仰角方向即y z 平面内的波束控制可 在一维线阵上使用声透镜或采用二维面阵。 线阵的工作方式是：电子开关按一定时序。将激励脉冲加到一组相邻的阵元( 称为子 阵) 上，这一组阵元构成一次发射脉冲的孔径，并负责接收回波形成一条b 模扫描线垂直 于子阵中心，然后子阵顺移一个阵元，重复上述发射、接收过程，依次进行直到最后一个 子阵受脉冲激励作用后产生图像中的最下面一条扫描线。由于每次使用不同的子阵，因此 所形成的扫描线的起点沿着换能器阵列所在的直线，逐次移动，从一端至另一端，且各扫 描线之间互相平行( 方向相同) ，最后形成一帧完整的矩形图像并显示出来，其视场如图 2 8 所示。 线阵电子超声扫描方式可用于腹部及妇科诊断上。 2 凸阵扫描 凸阵。也称曲阵，由许多矩形阵元排列在弯曲表面上( 圆弧形) 组成，如图2 7 中间 的图所示。凸阵式换能器的圆弧半径将决定于使用场合，常用的有r 7 6 c m , r 4 0 c r m r 2 0 c l n 等，所具有的阵元数通常为“、8 0 、1 2 8 等，也有高达1 9 2 阵元的。 凸阵与线阵的工作方式相似，不同的是由于凸阵结构的弯曲性，超声波束沿着探头凸 起的圆弧形阵列面进行扫描，使得每次发射的超声脉冲的传播方向不相同，因此形成超声 扫描线的弧形扩张，故其二维显像视野较线阵开阔，如图2 8 所示。同时，凸阵也能像线 阵一样进行电子聚焦控制，其整个声场内的分辨力也是较好的。它常用于肋骨下、耻骨下 组织的超声探查。 凸阵超声探查深度约2 0 0n l i n ，分辨力要求小于2r i m l ，凸阵夹角一般为3 0 0 。 1 2 第二章超声波束形成基本理论 箍 i o 蔫 璺 1 5 。 图2 8 三种扫描方式的视场比较 3 相控阵扫描 相控阵扫描使用的是小尺寸的线性阵列式换能器，如图2 7 右图所示，单个阵元的宽 1 度大约为二五。阵元数从3 2 2 5 6 不等。与线阵不同的是，相控阵发射每次都使用了几乎 4 所有或大部分阵元，而不是一组阵元( 子阵) ，且每次发射的合成波束都沿不同的方向路径 传播，最后形成一帧扇形图像，即图像中各扫描线的起点相同，方向不同，其视场如图2 8 所示。 当激励信号同时加到所有阵元上时，合成超声波波束的方向垂直于换能器表面，即沿 换能器阵列的法线方向。如同单个阵元所发射的波束那样；如果激励脉冲在到达各阵元之 前，依次延迟一个固定的很小的时间间隔b 则各阵元上所产生的超声脉冲也获得相应的 延迟，此时，整个换能器所发射的超声波的合成波束方向与法线之间就有一偏向角曰，如 图2 9 所示。随着相邻阵元激励信号的相位延迟时间t 值的改变，偏向角口也将随着改变。 如果使左右两边的激励脉冲互易，则合成波束的方向移至法线的另一侧。如果对各阵元的 激励脉冲的延迟时间进行控制，就可使发射的超声波束的方向在一定角度范围内变化。这 种用控制激励脉冲延迟时间来控制超声波波束方向的扫描方式就叫做相控阵扫描。 1 3 东南大学硕士学位论文 慧 会 娥 渡 图2 9 超声相控阵扫描原理，等时差激励合成波束 相邻阵元激励信号的相位延迟时间t 与波束偏离法线的角度0 之问的关系可由图2 9 来求出，即 f ；d s i n o ( 2 - 8 ) f = 一 ， c 式中，c = 1 5 4 0 m s 是超声在人体软组织中传播速度的平均值，d 为相邻阵元的中心距，0 为合成波束的偏向角。 在相控阵超声诊断仪中，通过切换各阵元的激励脉冲的延迟时间b 可使发射的超声 波束在臼k 范围内作扇形扫描。通常可按等a 口方式作顺序扫描，但也可设计某种f 的变 化函数，使超声波束根据需求进行“跳跃”式扫描，这在机械扇扫中是无法实现的。 根据互易原理，相控阵接收时的方向控制也是用延时来完成的。只是这里延迟的是各 阵元所接收的回波信号，而不是发射过程中电压激励时刻。各阵元回波信号经延迟后叠加 起来，就可获得某方向上目标的反射或散射回波，各阵元延迟时间值与发射时的延迟时间 值相同。 为了获得良好的图像分辨力( 主要是横向分辨力) ，相控阵发射及接收时还需施行电子 聚焦。电子聚焦也是利用各阵元的延时来控制，具体计算方法在3 1 2 节中介绍。 相控阵扇形扫描的显像角度常设为9 0 。，即：t ：4 5 。，探测深度约为2 0 锄。 应用于超声的声束聚焦与扫描技术原是从雷达微波束的聚焦和扫描技术移植过来的， 自动聚焦与自动扫描的原理都基于惠更斯原理【1 6 1 。弹性物体的周期性运动称为振动。惠更 第二章超声波束形成基本理论 斯原理的基本内容是：振动体的运动带动周围介质分子跟随振动。这些分子又以一定的延 迟推动其邻近的分子，使振动向周围传播形成波动。换一种说法就是：介质中每个分子都 可看作是振源，它们可以独立地向外传播。把前面的振动分子看作是波源，后面振动的分 子就是子波源。同一波源产生的子波源的连线称为波前，垂直于波前的方向就是波的传播 方向 按惠更斯原理，如果把每个压电阵元看成子波源，则可用各压电晶体延时发射或接收 的方法，改变波前的方向和曲率，从而控制波束的焦点距离与偏转角度。 2 3 波束特性 2 3 i 近场长度 超声波束由近场与远场组成。近场，也称菲涅耳域( f r e s n e lz o n e ) ，是从阵元表面至 波束直径最小处之间的区域。远场，也称夫琅和费域( f r a u n h o f e rz o n e ) ，是位于近场之外 的区域。单元式非聚焦圆盘换能器的波束宽度及近场、远场区域如图2 1 0 所示。图中，d 是圆盘的直径。 | 也一i 图2 1 0 单元式非聚焦圆盘换能器的波束宽度及近场、远场区域图 孔径( a p e r t u r e ) 是超声源的尺寸，即单个阵元或一组相邻阵元构成印子阵的尺寸- 圆 盘式换能器的近场长度( n e a rz o n ( ：l e n g t h 。n z l ) 可表示成 东南大学硕士学位论文 勉：鳢：垒出 4 五4 c ( 2 - 9 ) 式中，是孔径尺寸，即圆盘直径d ，f 是换能器的工作频率，即发射超声波脉冲的频率， c 是超声波在介质中的传播速度。由式( 2 - 9 ) 可知，当孔径增大时，近场长度增加；当发 射超声波脉冲的频率增大时，近场长度也增加。由于聚焦只能在近场实现，因此近场长度 n z l 实际上代表了换能器可以对之聚焦的耳标的最大深度。 2 3 2 波束扩散角 波束指向性与扩散角研究的是超声波束在空间扩散的规律。根据叠加原理，可将在空 间中距声源一定距离的某一点的声压，看作是声源上各点的辐射声压的叠加，从而得到声 场内声压幅值的分布情况。非聚焦圆盘换能器的波束形状如图2 1 l 所示。 图2 1 l 非聚焦圆盘换能器的波束形状 由图2 1 1 可知，超声场中超声波的能量主要集中于以声轴为中心的某一角度范围内， 这一范围称为主声束，即主瓣。这种声束集中向一个方向辐射的性质叫做声场的指向性。 在主声束角度范围以外还存在一些能量很低的、只分布于声源附近的副瓣声束，即旁瓣。 将第一个声压为零的角度称为指向角或扩散角，以皖表示为 岛= a r c s i n ( 坨2 劫 协 扩散角是代表主声束范围的角度，反映了声束的定向集中程度，也反映了声柬随距离 扩散的快慢。扩散角越大，则声束扩散越快，声束指向性越差。由式( 2 1 0 ) 可看出，声 源的直径越大，波长越短时，声束扩散角越小，则指向性越好。 此外，半扩散角( 即一6d b 处波束角度) 也是一个重要参数 第二章超声波束形成基本理论 = a r c s i l l ( o 7 l 寺 2 3 3 波束宽度 近场内与换能器表面距离为d i s t 处的波束宽度b w 可表示成 虮唧一等叩筹 。 o p 。 j n p ( 2 1 1 ) ( 2 1 2 ) 通常，扫描平面内的波束宽度与垂直于扫描平面的波束宽度不相等。扫描平面( 即x z 平面) 内的波束宽度决定了图像的侧向分辨力，而垂直于扫描平面( 即y z 平面) 的波束 宽度决定了截面厚度，即产生伪像的程度。 聚焦可以减小波束的宽度，从而改善图像的侧向分辨力聚焦只能在近场实现，可通 过采用弯曲阵元、声透镜或调相( 对不同阵元信号施加不同的相位延迟) 来完成。焦距( f o c a l l e n g t h ) 是换能器表面到焦区中心之间的距离。 当阵元或透镜的弯曲度增加。或相控阵中相位延迟的曲度增加时，焦点逐渐移向换能 器，聚焦程度逐渐加强，焦点处的波束宽度也逐渐减小。波束宽度的极限值( 即焦点处的 波束直径b w ) 取决于波长，孔径及焦距，对于矩形孔径，它们之间的关系可表示成 b w ：2 2 f 4 ：2 2 卫( 2 1 3 ) 4 ， 式中一是波长，是焦距是孔襁2 罢是用来衡量聚焦程度舻个非常重要 的参数，在动态孔径技术中也会用到。f n u m b e r 的取值范围及其意义如表2 1 所示。 表2 1f n u m b e r 的取值 聚焦程度f - - n u m b e r 强2 中 2 - - 6 弱 6。 最常用的是f n u m b e r = 2 ，此时b w = 4 2 ，最佳侧向分辨力的数值是轴向分辨力的 4 倍。 1 7 东南大学硕士学位论文 2 4 图像质量与波束参数 脉冲回波法超声扫描仪显示的是回波信号的幅度信息，显示图形及图像的质量主要由 用下几个分辨力指标来衡量。 2 4 1 细节分辨力( d e t a i lr e s o l u t i o n ) 细节分辨力，也称空间分辨力，与换能器特性直接相关。如果两个反射体的间隔不足 够大，那么它们产生的回波信息将相互重叠，合成一个回波，因此在成像系统上显示时就 没有办法分辨成两个独立的物体。换句话说。如果人体不同组织界面产生的回波信号之间 不独立，那么显示时也就无法分辨成不同的组织 超声成像系统的细节分辨力包括纵向分辨力和横向分辨力，这两个指标取决于穿过人 体组织的超声波脉冲的特性。 纵向分辨力，也称轴向分辨力( a x i a lr e s o l u t i o n ) 或距离分辨力，是沿超声波束轴向 方向上可区分的两个点目标间的最小距离，其数值为 纵向分辨力( m m ) ：窒堡! ! 鎏塑 ( “4 ) l 式中，空间脉冲长度( s p a t i a l p u l s e l e n g t h ，s p l ) = a n ，五是发射脉冲的波长，n 是发 射脉冲的周期个数。纵向分辨力的数值越小，就可以分辨波束轴向方向上靠得越近的两个 物体，因此图像质量也就越好。要改善纵向分辨力，就必须减小空间脉冲长度，即减小发 射脉冲的波长五或周期个数n 。提高发射脉冲的频率f 可以减小a ( 五一e f ) ，增加换能器 的阻尼可以减小n 由于设计换能器时已将n 减为最小值( 1 3 ) ，因此改善纵向分辨力的 唯一方法就是提高发射脉冲的频率。但另一方面，人体组织对超声波传播时的衰减会随着 频率的增大而增加，这样势必会减小最大成像深度。因此，要得到好的纵向分辨力，又要 使探测深度足够深，这两个参数就构成了一对矛盾体，所以要根据不同的临床应用场景慎 重选择发射脉冲的频率。 横向分辨力，也称侧向分辨力( l a t e r a lr e s o l u t i o n ) ，是在超声扫描平面内沿着与超声 波束垂直的方向上可区分的两个点目标间的最小距离。其数值为 横向分辨力( n u n ) = 波束宽度 ( 2 1 5 ) 与纵向分辨力相同，横向分辨力也是要求其数值越小越好。数值越小，代表细节分辨 1 8 第二章超声波束形成基本理论 力越优，因此就能分辨越细微的物体。波束宽度随传播距离的改变而不断改变，如果两个 反射体间的横向距离大于波束宽度( 或波束直径) ，那么当波束扫描过这两个物体时就可以 产生两个独立的回波，因此探头检测到回波信号后经波束形成、图像形成后就能显示两个 独立的物体。否则相互重叠成一个回波，就无法区别这两个不同的目标 由2 3 节可知，聚焦可减小波束宽度，从而改善横向分辨力。焦点处波束宽度最小， 因而可获得最佳分辨力。诊断超声换能器的纵向分辨力通常远远优于其横向分辨力，因子 为3 1 0 ，但在强聚焦( f - n u m b e r 到几m v ，因此 在处理之前必须进行预放大另外，前置放大实际上还有一个作用，那就是完成阻抗变换， 使后级电路不会对探头的工作产生影响。选用的前置放大器应满足以下几点： i 要有足够大的增益，通常为6 0 - 1 0 0d b ，这样才能保证由探头获取的不同幅度的 信息均能得到有效的放大，避免有诊断价值的信息丢失注意此时既要防止放大 器的饱和又要防止其自激； 2 回波放大电路与接收换能器之间的阻抗要匹配，使接收灵敏度与信噪比最佳； 3 放大器要有足够宽的频带，使回波信号不失真； 4 前置放大器必须是低噪声的。 由于换能器是容性的，所以通常选用共射共集连接的宽频带放大器。 其次。由于超声波在人体组织中传播时会发生衰减，因此透射到人体内的超声波强度 将随深度的增加而逐渐减弱。同样，相同反射系数的声反射界面，由于深度不同导致衰减 不同，因此换能器所接收到的回波信号也不同。为使超声成像设备所显示的波形幅度或图 像的黑白对比度能反映界面的反射或散射系数，而与界面离换能器的距离( 即深度) 无关， 于是需要在回波信号的接收放大通道中插入一个增益随时间( 深度) 变化的放大电路，称 之为时间增益补偿( t i m eg a i nc o m p e n s a t i o n ，t g c ) 。通常，t g c 可以补偿6 0d b 的衰 减。 下面补充介绍超声衰减的基本知识。 超声在人体组织中传播时，声强和声压都随距离的增