Page 6 - 《应用声学》2021年第1期

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I-SAFT)相结合，补偿经颅成像中的超声相位，校正
0 引言
了图像位置偏差并改善了图像对比度。
利用超声穿透颅骨对脑组织进行成像，在脑疾 另一方面，相比于传统的聚焦扫描成像，平面
病临床诊断和科研上具有重要应用前景。然而当超 波成像是一种高速成像方法，具有非常高的成像帧
声穿过颅骨时，由于颅骨的声学特性 (如密度、声 频，有望满足脑功能成像、实时三维成像、实时多
速、衰减) 与周围其他组织差异巨大 [1] ，导致超声 普勒血流成像对高帧频的需求。Macé等 [15] 利用平
发生严重的衰减和畸变，给超声经颅脑成像带来很 面波探测鼠的脑部，获得了脑血流动态分布图像。
大困难。由于超声很难穿透颅骨，目前超声经颅成 2019 年，Du等 [16] 利用超声发散波发射和深度学习
像一般透过颞骨、枕骨、下颌、眼眶、新生儿囟门 技术进行了经颅成像，通过较小声窗快速对颅脑内
等声窗进行，如经颅彩超 (Transcranial color-coded 的较大区域进行组织结构成像，并进行了相关实验。
duplex sonography, TCCD) 和经颅多普勒 (Tran- 这些工作中采用的颅骨较薄，因此并没有对颅骨相
scranial Doppler, TCD) [2] 。而近年来新型匹配材 位畸变进行补偿。胡陈文宝 [17] 在平面波经颅高精
料和声学超材料的发展 [3] ，可以增强超声穿透颅骨 度脑血流成像方面开展了动物实验，并对超声测量
的能量，使超声穿透颅骨其他部位进行治疗或成像 颅骨厚度进行了探索。
成为可能。此时由于颅骨带来的超声相位畸变会使 超声平面波经颅成像中超声的发射方式和传
超声图像出现分辨率下降、伪像等问题，需要加以 播路径与超声经颅聚焦或被动声成像有较大区别，
校正以获得准确的颅内图像。 因此其相位补偿方法也有所不同。本文针对超声平
为 了 补 偿 和 校 正 颅 骨 对 超 声 相 位 的 影 响， 面波经颅成像，利用已知的由 CT 图像获取的颅骨
Clement 等 [4−5] 提出利用计算机断层扫描/磁共振 声速模型，分别采用基于射线声学近似的理论方法
成像 (CT/MRI) 技术构建非均匀颅骨模型，并通过 以及基于时间反转的全波数值模拟方法，校正平面

理论建模和数值模拟计算经颅聚焦超声中阵列所 波经颅入射和反向散射波穿过颅骨时的相位畸变，
需的相位补偿。在应用于脑疾病治疗和神经调控的 并利用数值仿真数据对比成像效果。
经颅聚焦超声研究中，Fink [6] 、Wu 等 [7] 、Thomas
等 [8] 提出的时间反转法是公认的最常用的解决聚 1 超声平面波成像中的相干复合成像和经
焦偏差的方法。Aubry 等 [9] 提出了结合 CT 图像的 颅相位畸变
虚拟点源时间反转法，基于 CT 图像获取颅骨声速
模型，利用时域有限差分法对黏性流体介质中的 超声平面波成像时，利用换能器线阵同相位发
线性声波方程 [10] 进行数值求解获得超声相控阵各 射超声脉冲，所形成的波阵面近似平面波，波前到达
个阵元所接收到的信号，并使用时间反转法计算用 同一深度不同横向位置的时间相同。平面波在声阻
于补偿的相位，从而实现超声经过颅骨在颅内精准 抗发生变化的位置发生散射，此时散射点可看作被
聚焦。上述研究主要集中于高强度超声聚焦 (High 动点声源，散射波以球面波形式传播并被换能器接
intensity focused ultrasound, HIFU)治疗和超声神 收，同一散射点回波到达换能器各阵元的时间与其
经调控方面，对于脑部经颅成像的研究相对较少。 之间距离成正比。一般的平面波成像假设介质声速
Ryan 等 [11] 将类似的相位补偿方法应用于经颅被 均匀，根据成像区域各像素点与换能器阵元的距离
动声成像的接收波束形成，并对比了射线声学理 关系计算声传播时间，对换能器阵列接收信号进行
论和时间反转数值模拟两种补偿方法对成像效果 延迟叠加 (接收波束形成)，从而形成图像。与传统
的影响。Sukhoruchkin 等 [12] 从超声回波信号中提 的聚焦扫描成像方法相比，平面波一次发射即可获
取颅骨形态信息，用于经颅超声聚焦扫描成像中的 得完整的超声图像，大大提高了成像帧频。单次发
相位补偿。Lindsey 等 [13] 基于 Snell 定律和分层介 射的平面波成像分辨率和对比度较低，调整换能器
质模型对三维经颅成像进行了时延校正。Chen 各阵元发射相位，使换能器以不同角度发射平面波，
等 [14] 利用射线声学理论与理想合成孔径聚焦 并使用相干复合成像方法 [18] ，可以提高平面波成像
技术 (Ideal-Synthetic aperture focusing technique, 的分辨率和对比度。