自适应波束形成技术是超声成像的关键技术之一,是根据阵列中阵元接收的信号动态地计算权值并对信号进行加权以控制波束进行成像,直接决定着成像的质量[1-3]。
自适应算法中典型的最小方差(minimum variance,MV)算法可以在保持期望信号能量的同时,使波束形成器输出的信号功率最小化[4-6]。为了进一步提高MV算法的成像性能,不少学者将波束形成算法与相干因子(coherence factor,CF)相融合,以达到提高成像分辨率的目的[7-9]。Wang等[10]提出将CF与最小方差无畸变(minimum variance distortionless response,MVDR)算法结合应用于高帧率成像的算法,提高成像分辨率和对比度以降低旁瓣等级。在此基础上,Asl等[11]指出该方法可以有效减小聚焦误差,在声速不均匀时表现出良好的鲁棒性。Xu等[12]提出了MV算法与CF和相位相干因子(phase coherence factor,PCF)结合的方法,获得了高对比度和高分辨率的医学超声图像。虽然这些改进和研究可以有效提升MV算法的成像分辨率,但是在计算复杂度上却没有改善。对于一个阵元数为N的线性阵列,自适应MV算法的计算复杂度高达
针对MV算法中由于协方差矩阵反演造成的计算复杂度高且计算效率低的问题,不少学者在这一领域开展了研究。Park等[13]提出一种结合FPGA的波束形成方法,通过减少计算量达到降低成像计算复杂度的目的,加快了成像速度。Chen等[14]提出一种基于坐标旋转数字计算机(coordinate rotation digital computer,CORDIC)处理器的低复杂度、高吞吐量的波束形成算法。这些研究虽然有效提高了超声成像效率,但本质上是将软件算法与硬件结合,借助硬件提高成像速度。一些学者进一步改进MV算法中的协方差矩阵,通过降低矩阵反演的计算复杂度等级来提高成像速度。Kim等[15]利用主成分分析(principal component analysis,PCA)实现降维,通过预先计算的常规MV权值离线估计主成分并通过选定的主成分的线性组合逼近MV权值。Park等[16]提出运用QR分解技术将空间协方差矩阵转换为标量矩阵,无需对矩阵反演即可得到自适应加权值和波束形成器的输出。这些方法虽然可以使协方差矩阵反演的计算复杂度降低,但是计算得到的加权值是近似值并非实际值。Nilsen等[17]研究了波束空间(beam space,BS)域中的MV波束形成方法,把数据从阵列空间转换至波束空间,这一操作可将矩阵反演计算复杂度等级由3维降至2维,但存在方向矢量误差时,该方法的性能可能会下降。Asl等[18]通过对采样协方差矩阵作近似,将其为Toeplitz矩阵后再进行矩阵反演。虽然上述方法中矩阵反演的计算复杂度等级降至2维,但由于参与运算的数据量大,因此计算复杂度仍然很高。为此,一些学者开展了减少采样阵元数目的研究以减少处理数据量。
Sakhaei[19]描述了一种抽样MV波束形成器算法,首先结合接收波束的波束模式的分析对全部数据抽样,然后利用全部数据计算出加权系数并对抽样数据进行加权,最后在医学成像上验证了其可行性。在此基础上,Shamsian等[20]提出级联结构的快速波束形成方法,将低通滤波器与最小方差波束形成器级联。其中:第1阶段,通过低通滤波器去除回波信号中的离轴噪声,再对数据进行抽样;第2阶段,将抽样数据作为MV算法的输入以抑制轴上干扰,并提出抽取子波束的MV算法(decimated sub-beam MV,DSMV)。该方法实现了数据量和计算复杂度上的降低,但对阵元数据进行抽样这一过程不可避免会丢失部分信息,进而影响成像质量。
为了在保证成像分辨率的同时,降低算法计算复杂度进而提高计算效率,本文提出了一种空域抽样与相干因子融合的超声阵列自适应波束形成算法(decimated minimum variance combined with coherence factor,DCFMV)。该算法先利用数据空域抽样以减少数据量,然后基于MV原则计算自适应加权值,并融合相干因子对期望信号进行增强。为了进一步简化运算,在对数据处理时,将数据协方差矩阵构造为Toeplitz矩阵的结构。
1 空域抽样与相干因子融合的自适应波束形成算法 1.1 阵列回波信号的空域抽样由于阵列中阵元接收通道多,数据量大,导致超声波束形成算法计算复杂度高,成像时效性差。为了减少采集数据,将阵列数据进行空域抽样,空域抽样首先需要确定抽取因子(或称抽取间隔)
![]() |
图1 阵列波束对比 Fig. 1 Contrast of the array beam |
对完备阵列数据进行空域抽样,那么其接收波束模式
$B(u) = \frac{{\sin \left( {\dfrac{{{\text{π}}uN}}{{2D}}} \right)}}{{\sin \left( {\dfrac{{{\text{π}}u}}{2}} \right)}}$ | (1) |
式中,
若抽取因子
如果抽取的非完备数据通过栅瓣泄露的功率与完备数据的总功率相比可以忽略不计,那么,最大抽取因子
${D_{\max }} = \frac{1}{{{u_1}}}$ | (2) |
将
$2D \cdot {D_{\max }}{\rm{ = }}N$ | (3) |
考虑到抽取因子
$N \le {D^2}{\rm{ + }}D_{\max }^2$ | (4) |
由于
${D_{\max }} \ge \sqrt {\frac{N}{2}} $ | (5) |
考虑到阵元抽取间隔只能取整数阵元,因此
确定抽取因子
![]() |
图2 空域抽样数据原理示意图 Fig. 2 Schematic diagram of spatial sampling data |
1.2 最小方差波束形成算法
得到抽样数据后,采用最小方差波束形成方法使阵列通道所接收到的噪声信号能量和非期望方向上的干扰信号能量达到最小,以此获得最优权值。将空域抽样后的信号作为波束形成器的输入,那么,波束形成器的输出
${{y}}(k) = {{{w}}^{\rm{H}}}(k){{x}}(k)$ | (6) |
式中:
在约束条件为
${{{w}}_{{\rm{opt}}}} = \frac{{{{{R}}^{{\rm{ - 1}}}}{{a}}}}{{{{{a}}^{\rm{H}}}{{{R}}^{{\rm{ - 1}}}}{{a}}}}$ | (7) |
式中:
在实际检测中,由于阵列中各阵元接收到的回波信号来自同一区域内的检测对象的反射或散射,因此,信号具有高相关性使得计算所得协方差矩阵
${{R}}{\rm{ = }}\frac{1}{P}\sum\limits_{p = 1}^P {{{{x}}_p}(k){{x}}_p^{\rm{H}}(k)} $ | (8) |
式中,
为增强MV算法对建模误差的鲁棒性,对协方差矩阵
$\varepsilon {\rm{ = }}\gamma \cdot {\rm{tr}}\left\{ {{R}} \right\}$ | (9) |
式中,
回波信号经解相关和协方差矩阵修正后,波束形成器的输出
${{y}}(k) = \frac{1}{P}\sum\limits_{p = 1}^P {{{w}}_p^{\rm{H}}(k){{{x}}_p}(k)} $ | (10) |
式中,第
${\;\;\;\;\;\;\;\;\;\;\;\;\;\;\;{{w}}_p}(k) = \frac{{{{({{{R}}_p}{\rm{ + }}\gamma \cdot {\rm tr}\left\{ {{{{R}}_p}} \right\}{{I}})}^{{\rm{ - 1}}}}{{a}}}}{{{{{a}}^{\rm{H}}}{{({{{R}}_p}{\rm{ + }}\gamma \cdot {\rm tr}\left\{ {{{{R}}_p}} \right\}{{I}})}^{{\rm{ - 1}}}}{{a}}}}$ | (11) |
式中,
将空域抽样后的数据作为最小方差波束形成算法的输入,可以有效减少算法中的数据处理量,但是,相比于完备数据,此时的输入信号中不可避免地丢失了部分有用信息。
为增强输入信号中的有效信息,引入相干因子。相干因子是通过计算目标点处相干能量与总能量之比,给相干能量较大的目标点赋予更大的权值
${\;\;\;\;\;\;\;\;\;\;\;\;\;\;\;\;\;\;C_{\rm{f}}}(k){\rm{ = }}\frac{{{S\!_{{\rm{xg}}}}}}{{{S\!_{{\rm{sum}}}}}}{\rm{ = }}\frac{{{{\left| {\displaystyle\sum\limits_{i = 1}^M {{{{x}}_i}(k{\rm{ - }}{\varDelta _i})} } \right|}^2}}}{{M\displaystyle\sum\limits_{i = 1}^M {{{\left| {{{{x}}_i}(k{\rm{ - }}{\varDelta _i})} \right|}^2}} }}$ | (12) |
式中,
对于采样点
${\;\;\;\;\;\;\;\;\;\;\;\;\;\;\;\;\;\;\;\;{y}}(k){\rm{ = }}\frac{{{C_{\rm{f}}}(k)}}{P}\sum\limits_{p = 1}^P {{{w}}_p^{\rm{H}}(k){{{x}}_p}(k)} $ | (13) |
理想情况下协方差矩阵
协方差矩阵
${\;\;\;\;\;\;\;\;\;\;\;\left\{\!\!\!\! {\begin{array}{*{20}{c}} {{r_{{\rm{ - }}q}} = \dfrac{1}{{M - q}}\displaystyle\sum\limits_{i = 1}^{M - q} {{r_{i,(i + q)}}} ,} \\ {{r_q} = \dfrac{1}{{M - q}}\displaystyle\sum\limits_{i = 1}^{M - q} {{r_{(i + q),i}}} ,} \end{array}} \right.0 \le q \le M - 1}$ | (14) |
式中,
递推求出
$\left\{\!\!\!\! {\begin{array}{*{20}{c}} {{{{R}}_{\rm{T}}}{{x}} = {{f}}{\rm{,}}} \\ {{{{R}}_{\rm{T}}}{{y}} = {{{e}}_M}} \end{array}} \right.$ | (15) |
式中,
2)根据Toeplitz矩阵定理,
$\left\{\!\!\!\! {\begin{array}{*{20}{l}} {{{{z}}_M} = {{y}}{\rm{,}}} \\ {{{{z}}_j} = {{Q}}{{{z}}_{j + 1}} + {{{y}}_{M - j}}{{x}} - {{{x}}_{M - j}}{{y}}{\rm{,}}} \end{array}} \right.j = M - 1, \cdots ,2,1$ | (16) |
式中,
递推求出矩阵的逆的各列元素,需要
综合步骤1)和2),一共需要
将本文提出的空域抽样与相干因子融合的最小方差波束形成方法(decimated minimum variance combined with coherence factor,DCFMV)与传统MV算法及融合相干因子的最小方差波束形成算法[11](minimum variance combined with coherence factor,CFMV)计算协方差矩阵上的计算复杂度进行对比,结果如表1所示。
表1 协方差矩阵反演的计算复杂度对比 Tab. 1 Comparison of computational complexity of covariance matrix inversion |
![]() |
由于抽取因子
为了研究DCFMV算法的性能,利用Field Ⅱ仿真软件对本文提出的空域抽样与相干因子融合的最小方差波束形成方法(DCFMV)、传统MV算法、融合相干因子的最小方差波束形成算法(CFMV)[11]这3种方法进行成像对比。仿真试验中选用裂纹和横通孔两种缺陷,结构和分布示意图分别如图3(a)、(b)所示。试块上设置裂纹尺寸为
![]() |
图3 缺陷分布示意图 Fig. 3 Schematic diagram of the defect distribution |
试验中,超声换能器为线性阵列,阵元数
在DCFMV、MV、CFMV3种算法下,裂纹和横通孔缺陷成像结果分别如图4和5所示,其中,MV和CFMV这两种算法采用完备数据,DCFMV算法采用空域抽样后的非完备数据。
![]() |
图4 数据不对等时裂纹缺陷成像效果对比 Fig. 4 Comparison of imaging effects of crack defects under unequal data |
![]() |
图5 数据不对等时横通孔缺陷成像效果对比 Fig. 5 Comparison of imaging effects of cross-drilled hole defects under unequal data |
由图4可知,CFMV算法成像时裂纹与实际缺陷尺寸误差较大,成像结果的量化精度没有MV和DCFMV算法准确。
用阵列成像质量性能指标(array performance indicator,API)表征成像分辨率。API是点扩散函数空间大小的无量纲度量,定义为点扩散函数从其最大值向下大于–6 dB的区域
${\rm API} = \frac{{{A_{{\rm{ - 6\;dB}}}}}}{{{\lambda ^2}}}$ | (17) |
由图5可知,3种方法中,CFMV的成像效果最好,MV的成像效果最差。通过式(17)计算图5中横通孔缺陷图像的API值,发现CFMV算法API值最小,DCFMV算法次之,MV算法效果最差。对比图5中3种成像算法的主瓣宽度,发现CFMV算法主瓣最窄,DCFMV算法次之,MV算法主瓣最宽,但在数值上相差不明显。
为了对比DCFMV、MV、CFMV这3种算法的计算复杂度,以成像耗时作为衡量指标,分别对3种成像算法的成像时间进行对比,15个样本取平均,结果如表2所示。
表2 数据不对等时算法成像时间对比 Tab. 2 Comparison of imaging time of algorithms under unequal data |
![]() |
由表2可知:通过参考15个样本取平均,DCFMV算法成像时间大幅降低;对于裂纹缺陷,DCFMV算法的成像时间相较于MV算法和CFMV算法分别减小了85.12%和85.24%;对于横通孔缺陷,DCFMV算法的成像时间相比于MV算法和CFMV算法分别缩短了86.11%和86.47%。
3.2 使用空域抽样数据成像性能分析利用空域抽样数据分别对DCFMV、MV、CFMV这3种成像算法进行了对比,其中抽取因子
![]() |
图6 空域抽样数据下裂纹缺陷成像效果对比 Fig. 6 Comparison of imaging effects of crack defects under spatial sampling data |
![]() |
图7 空域抽样数据下横通孔缺陷成像效果对比 Fig. 7 Comparison of imaging effects of cross-drilled hole defects under spatial sampling data |
由图6、7可知,在3种算法下,MV算法成像效果最差。为了更好地比较3种成像算法的成像质量,以API作为成像质量衡量指标,在对裂纹缺陷成像时,MV算法、CFMV算法及DCFMV算法计算得到的API值分别为3.53、1.20、1.11,DCFMV算法的API值分别比MV算法和CFMV算法降低了68.77%和8.34%,表明在空域抽样数据下DCFMV算法的成像质量好于MV算法和CFMV算法;在对通孔缺陷成像时,DCFMV算法的API值都大幅度降低,4个孔类缺陷从上至下的API值与MV算法相比分别降低了70.91%、61.86%、66.62%、66.88%,与CFMV算法相比分别降低了17.77%、7.74%、30.07%、11.99%。综上所述,DCFMV算法下的图像质量优于其他两种算法。
以通孔类缺陷为例,分别计算采用DCFMV、MV、CFMV这3种算法的4个不同深度孔类缺陷主、旁瓣的分布,结果如图8所示。
![]() |
图8 4个通孔缺陷主、旁瓣分布 Fig. 8 Main and side lobes of four cross-drilled hole defects |
从图8中可以看出,DCFMV算法的主瓣宽度最小。
为了比较DCFMV、MV、CFMV这3种算法在空域抽样数据下的成像时间,分别计算了3种成像算法的运行时间,15个样本取平均,结果如表3所示。
表3 空域抽样数据下算法成像时间对比 Tab. 3 Comparison of imaging time of algorithms under spatial sampling data |
![]() |
由表3可以看出:CFMV算法耗时最长,MV算法次之,DCFMV算法耗时最少;对于裂纹缺陷,DCFMV算法相较于MV算法和CFMV算法成像时间分别减小了65.90%和66.10%;对于横通孔缺陷,DCFMV算法相较于MV和CFMV算法成像时间分别缩短了67.49%和68.61%。
4 结 论为了降低波束形成算法缺陷成像时的计算复杂度,提高成像运行时效性,本文提出了一种超声阵列波束形成方法。该方法根据阵列阵元数确定最大抽取因子,对阵元数据空域抽样后,数据量得到大幅减少。将协方差矩阵
[1] |
Sakhaei S M. Optimum beamforming for sidelobe reduction in ultrasound imaging[J]. IEEE Transactions on Ultrasonics,Ferroelectrics,and Frequency Control, 2012, 59(4): 799-805. DOI:10.1109/TUFFC.2012.2257 |
[2] |
Shang Qiufeng,Zheng Guoqiang,Li Yan. NUFFT two-dimensional imaging algorithm combined with adaptive beamforming[J]. Optoelectronic Technology, 2020, 40(2): 94-99. [尚秋峰,郑国强,李炎. 结合自适应波束形成的NUFFT二维成像算法[J]. 光电子技术, 2020, 40(2): 94-99. DOI:10.19453/j.cnki.1005-488x.2020.02.004] |
[3] |
Sadeghi M,Mahloojifar A. A novel adaptive apodization to improve the resolution of phased subarray imaging in medical ultrasound[J]. Journal of Medical Ultrasonics, 2020, 47(1): 13-24. DOI:10.1007/s10396-019-00970-2 |
[4] |
Synnevag J F,Austeng A,Holm S. Benefits of minimum-variance beamforming in medical ultrasound imaging[J]. IEEE Transactions on Ultrasonics,Ferroelectrics,and Frequency Control, 2009, 56(9): 1868-1879. DOI:10.1109/TUFFC.2009.1263 |
[5] |
Wang Ping,Jiang Jinyang,Li Fang,et al. Signal to noise ratio dependent postfilter combined with eigenspace-based minimum variance algorithm for ultrasound imaging[J]. Acta Acustica, 2019, 44(1): 136-144. [王平,江金洋,李昉,等. 信噪比后滤波与特征空间融合的最小方差超声成像算法[J]. 声学学报, 2019, 44(1): 136-144. DOI:10.15949/j.cnki.0371-0025.2019.01.015] |
[6] |
Wang Ping,Xu Qin,Fan Wenzheng,et al. Eigenspace-based forward-backward minimum variance beamforming applied to ultrasound imaging[J]. Acta Acustica, 2013, 38(1): 65-70. [王平,许琴,范文政,等. 超声成像中基于特征空间的前后向最小方差波束形成[J]. 声学学报, 2013, 38(1): 65-70. DOI:10.15949/j.cnki.0371-0025.2013.01.016] |
[7] |
Li Paichi,Li Menglin. Adaptive imaging using the generalized coherence factor[J]. IEEE Transactions on Ultrasonics,Ferroelectrics,and Frequency Control, 2003, 50(2): 128-141. DOI:10.1109/TUFFC.2003.1182117 |
[8] |
Liu Haolin,Yi Zongrui,Liu Dongquan. Amplitude and phase estimation combined coherence factor applied to medical ultrasound imaging[J]. Journal of Sichuan University(Engineering Science Edition), 2015, 47(Supp2): 125-129. [刘昊霖,易宗锐,刘东权. 相干系数与幅度相位估计融合的医学超声成像算法[J]. 四川大学学报(工程科学版), 2015, 47(增刊2): 125-129. DOI:10.15961/j.jsuese.2015.s2.019] |
[9] |
Lan Zhengfeng,Jin Liu,Feng Shuai,et al. Joint generalized coherence factor and minimum variance beamformer for synthetic aperture ultrasound imaging[J]. IEEE Transactions on Ultrasonics,Ferroelectrics,and Frequency Control, 2021, 68(4): 1167-1183. DOI:10.1109/TUFFC.2020.3035412 |
[10] |
Wang Shunli,Li Paichi.High frame rate adaptive imaging using coherence factor weighting and the MVDR method[C]//Proceedings of the 2008 IEEE Ultrasonics Symposium.Beijing:IEEE,2008:1175–1178.
|
[11] |
Asl B M,Mahloojifar A. Minimum variance beamforming combined with adaptive coherence weighting applied to medical ultrasound imaging[J]. IEEE Transactions on Ultrasonics,Ferroelectrics,and Frequency Control, 2009, 56(9): 1923-1931. DOI:10.1109/TUFFC.2009.1268 |
[12] |
Xu Mengling,Chen Yimin,Ding Mingyue,et al.Adaptive minimum variance beamforming combined with phase coherence imaging for ultrasound imaging[C]//Proceedings of Medical Imaging 2012:Ultrasonic Imaging,Tomography,and Therapy.San Diego:SPIE,2012,8320:83200E.
|
[13] |
Park J H,Yoon C,Chang J H,et al.A real-time synthetic aperture beamformer for medical ultrasound imaging[C]//Proceedings of the 2010 IEEE International Ultrasonics Symposium.San Diego:IEEE,2010:1992–1995.
|
[14] |
Chen Kuanting,Ma W H,Hwang Y T,et al. A low complexity,high throughput DoA estimation chip design for adaptive beamforming[J]. Electronics, 2020, 9(4): 641. DOI:10.3390/electronics9040641 |
[15] |
Kim K,Park S,Kim J,et al. A fast minimum variance beamforming method using principal component analysis[J]. IEEE Transactions on Ultrasonics,Ferroelectrics,and Frequency Control, 2014, 61(6): 930-945. DOI:10.1109/TUFFC.2014.2989 |
[16] |
Park J,Wi S M,Lee J S. Computationally efficient adaptive beamformer for ultrasound imaging based on QR decomposition[J]. IEEE Transactions on Ultrasonics,Ferroelectrics,and Frequency Control, 2016, 63(2): 256-265. DOI:10.1109/TUFFC.2016.2515260 |
[17] |
Nilsen C I C,Hafizovic I. Beamspace adaptive beamforming for ultrasound imaging[J]. IEEE Transactions on Ultrasonics,Ferroelectrics,and Frequency Control, 2009, 56(10): 2187-2197. DOI:10.1109/TUFFC.2009.1301 |
[18] |
Asl B M,Mahloojifar A. A low-complexity adaptive beamformer for ultrasound imaging using structured covariance matrix[J]. IEEE Transactions on Ultrasonics,Ferroelectrics,and Frequency Control, 2012, 59(4): 660-667. DOI:10.1109/TUFFC.2012.2244 |
[19] |
Sakhaei S M. A decimated minimum variance beamformer applied to ultrasound imaging[J]. Ultrasonics, 2015, 59: 119-127. DOI:10.1016/j.ultras.2015.02.005 |
[20] |
Shamsian S E,Sakhaei S M. Fast adaptive beamforming through a cascade structure for ultrasound imaging[J]. Journal of Medical Ultrasonics, 2019, 46(3): 287-296. DOI:10.1007/s10396-019-00930-w |
[21] |
Li Jian,Stoica P,Wang Zhisong. On robust Capon beamforming and diagonal loading[J]. IEEE Transactions on Signal Processing, 2003, 51(7): 1702-1715. DOI:10.1109/TSP.2003.812831 |
[22] |
Zohar S. The solution of a toeplitz set of linear equations[J]. Journal of the ACM, 1974, 21(2): 272-276. DOI:10.1145/321812.321822 |
[23] |
Min Rui.Research on airborne SAR three-dimensional imaging theory and key technology[D].Chengdu:School of Electronic Engineering,2012. 闵锐.机载SAR三维成像理论及关键技术研究[D].成都:电子科技大学,2012. |
[24] |
Lu Quan,Xu Zhong,Ye Zhenglin. A new expression and a fast algorithm for the inversion of toeplitz matrix[J]. Journal of Numerical Methods and Computer Applications, 2005, 26(3): 191-197. [陆全,徐仲,叶正麟. Toeplitz矩阵之逆矩阵的新分解式及快速算法[J]. 数值计算与计算机应用, 2005, 26(3): 191-197. DOI:10.3969/j.issn.1000-3266.2005.03.004] |
[25] |
Holmes C,Drinkwater B W,Wilcox P D. Post-processing of the full matrix of ultrasonic transmit-receive array data for non-destructive evaluation[J]. NDT & E International, 2005, 38(8): 701-711. DOI:10.1016/j.ndteint.2005.04.002 |