Page 13 - 《应用声学》2021年第1期

第 40 卷 第 1 期 宋亚龙等： 超声平面波经颅成像相位校正方法 9

后 −3 dB 的平均宽度为 1.3 mm 和 0.9 mm。最后， 法 [14] 相比可能带来了更多误差。
补偿后的图像对比度也得到显著提高，近似射线法 对比图 10和图 9(c)、图11和图 9(d)，不难看出，
和时间反转法得到的像斑与伪像幅度之比分别提 在经颅成像过程中，平面波相干复合成像可以有
高至未校正时的 1.75 倍和 2.05 倍。综上所述，两种 效抑制伪像的产生，提高图像分辨率和对比度。此
相位方法都可以有效地减小颅骨造成的像的位置 外，同等复合次数下，使用时间反转法相位补偿后
偏差，提高成像分辨率和对比度。使用时间反转法 的平面波经颅复合成像情况明显好于使用近似射
进行相位校正的精度和效果好于近似射线法，与经 线法相位补偿后的平面波经颅复合成像情况：前者
颅聚焦超声 [9] 、经颅被动声成像 [11] 等研究中结果 需要复合 20 次才能获得比较不错的成像结果，而
一致。此外，本文使用的近似射线法时并没有考虑 后者复合 10 次，甚至是 5 次就可以获得理想的成像
非均匀颅骨造成的声波折射，与严格的射线声学方 效果。

表 2 成像结果对比
Table 2 Comparison of imaging results

未做相位校正 近似射线法 时间反转法
散射点坐标 (x, y)/(mm, mm)
∆L/mm W/mm C ∆L/mm W/mm C ∆L/mm W/mm C
(−1, 20) 3.364 1.207 1.738 0.435 0.975 4.086 0.001 0.706 4.370
(−1, 25) 3.409 2.186 1.754 0.426 1.015 3.625 0.000 0.855 4.100
(−1, 30) 3.636 1.539 2.751 0.000 1.437 2.010 0.003 0.901 3.542
(−1, 35) 3.864 2.101 1.227 0.448 1.301 2.643 0.012 0.923 4.327
(1, 20) 4.091 2.005 1.642 0.428 0.950 4.583 0.003 0.715 3.969
(1, 25) 3.864 1.521 1.932 0.436 1.153 2.889 0.001 0.814 4.613
(1, 30) 4.136 1.205 2.260 0.440 1.700 3.341 0.000 1.029 2.316
(1, 35) 4.227 2.015 1.676 0.452 1.814 3.087 0.003 1.021 3.545

虽然使用时间反转法的相位补偿效果要好于 算均采用自行编写的 fortran 软件，在配有 4 核主频
近似射线法的补偿效果，但是其计算过程更为复 3.10 GHz 处理器的 PC 机上进行。由于时间反转法
杂，所需的计算时间远远超过近似射线法。时间反 计算时间过长，暂时还难以在实际的颅脑成像中应
转法需要在成像发射时调整各阵元发射相位，对 用，并且需要高性能计算机和快速模拟算法的支持。
成像设备及其控制提出了更高要求，在接收相位 此外，两种相位校正方法都依赖于准确的颅骨声速
校正时对虚拟阵列每个阵元做全波声传播过程的 先验模型，而这在实际成像中是难以获取的。因此
数值模拟计算，又需要大量计算资源和时间。以本 研究加快颅脑声场模拟计算速度的算法、寻求不依

研究中所用仿真数据为例，对 x 轴方向 (横向方向) 赖颅骨先验模型实时获取颅骨声速的方法或用简
−10 ∼ 10 mm、y 轴方向 (深度方向)15 ∼ 40 mm 的 化颅骨模型提高颅脑成像精度，是使超声经颅成像
区域成像，像素点数为 400 × 500。用近似射线法进 走向实用的几个可能的发展方向。
行相位补偿时，读取颅骨模型和仿真数据、相位校
6 结论
正和成像过程总用时约 45 s。而利用时间反转法对
相同区域成像时，采用 64 阵元的虚拟线阵，即需要 颅骨的存在使得在平面波超声经颅成像中的
进行 64 次二维声场模拟，尽管模拟计算中将虚拟 超声传播产生了严重的相位畸变，从而导致成像结
线阵靠近颅骨从而尽量缩小了声场计算区域，并使 果存在位置偏差、分辨率和对比度低等问题。本文
用了 4 个进程并行计算以加快速度，一次成像的总 分别使用近似射线法和基于虚拟声源的时间反转
用时仍需约 3 h，且在计算过程中需要约 1 GB 的内 法对颅骨造成的相位畸变进行了补偿，并利用交错
存来存储所需的双精度参数。以上模拟和成像计 网格时域有限差分求解无黏线性声波方程对穿颅