醫學超聲成像—合成孔徑法(Synthetic Aperture Methods)[3]
Reference:Yao H . Synthetic Aperture Methods forMedical UltrasonicImaging[J]. 1997.
4. Real Aperture Beamforming(實時孔徑波束形成)
- beamforming:將傳感器陣列的信號獲取能力調整到一個特定方向
- Beam control method(波束控制方法):dynamic aperture(動態孔徑)、dynamic focusing(動態調焦)、apodization(變跡)
- delay beamformer、sum beamformer
4.1 Delay and Sum Beamformer(延時、求和波束形成)
4.1.1基本原理
電子波束(Electronic beamforming)形成可以通過傳感器陣列實現。
考慮一個線性陣列,由N個傳感器單元,相鄰傳感器單元間隔爲d,沿x軸分佈。第n個單元的位置滿足:
假定被觀測的波長爲,表示觀測點座標,則第n個單元觀測到的波形爲KaTeX parse error: Expected 'EOF', got '\vex' at position 10: y_n(t)=f(\̲v̲e̲x̲{x}_n,t)。
delay and sum beamformer包含對單元輸出的延時,然後把得到的信號相加。delay and sum beamformer的輸出爲:
其中,表示權重,可以指shading、taper、apodization(變跡),在0-1之間。
假設波長爲單頻平面波,時間頻率爲,波數爲(波數即波長的倒數乘以,即):
使用了1D的陣列(如圖4.1),可以對公式進行簡化,,,其中,,爲傳播方向,得到:
由此得到:
當延遲取值爲:
此時,延遲被設置爲觀察波平面的傳播方向,beamformer的輸出達到最大值,即。
我們可以調整(steer)陣列波束的觀測到一系列假定的傳播方向,設置,此時平面波波束形成後的觀察結果爲:
delay and sum beamformer對單頻波的響應結果通常被稱爲陣列模式(array pattern)。在這個例子中,陣列模式爲
陣列模式決定了陣列的方向模式(directivity pattern)或者波束模式(beam pattern)。波束模式的公式與上式相同,波束的轉向角度爲固定值,角度變量爲。
4.1.2 聚焦深度
聚焦深度指在焦點周圍區域,波束最大可能幅值小於 dB的範圍。在這個範圍內,幾何聚焦的變化對波束的直徑影響不大。令爲3 dB,則聚焦深度爲:
其中,R表示焦距,D表示孔徑的直徑。
令FN爲焦距和孔徑直徑之間的比值,即,則上式可以寫作:
FN又被稱作F數(F-number)。
4.1.3 轉向(steering)與聚焦延遲
線性相位陣列(相控陣)可以通過對發射信號和接收信號添加合適的延遲來實現聚焦和轉向。
考慮一個相位陣列,有N個單元,相鄰單元間隔爲,假定聚焦點和轉向值爲,其中表示轉向角度,r表示聚焦範圍。將座標原點設置在相控陣的中心。
第m個單元的單向延遲爲:
其中,表示單元m與點(r,\theta)之間的距離,
根據餘弦定理,求得距離爲:
其中表示第m個單元的位置。代入得到m單元的單向延時爲:
其中,表示轉向延時(steering delay),表示聚焦延時
聚焦的主要目的是提高橫向分辨率。注意到聚焦延遲與焦點範圍r有關,因此,聚焦可以是固定的,動態的或複合的。
- 固定聚焦將焦點固定在特定值R,得到:
一種典型的設置方法是將焦點設置在中線,即,這樣得到的波束寬度當R固定時是最小的。 - 動態(dynamic)聚焦:聚焦延遲時關於r的函數。
- 複合(composite)聚焦
4.1.4 雙向延遲與求和(Two way delay and sum)
短脈衝由m單元激發,n單元接收,則round-trip delay爲:
其中視作一個激發-接收組合,,可由上一小節的推導式得到。
對於N個單元的相控陣,A模式得到的信號爲:
其中,是回波信號,第一個求和號表示發射的波束形成(transmit beamforming)和接收的波束形成(receive beamforming)
對於成像平面上的每個點,A-模式信號表達爲:
若波場爲單頻平面波,瞬時頻率爲,則雙向波束形成按照均勻加權得到(且設置延遲轉向到波面方向):
又因爲,代入得到:
是關於的sinc-squared函數
在-26dB的時候有第一個旁瓣。