Page 139 - 《应用声学》2022年第1期
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第 41 卷 第 1 期 李倩岩等： 平面波经颅超声成像相位校正及散斑跟踪 135
తΈӜᦡͯᎶ 若无颅骨存在，根据前文分析，当换能器阵列
以角度θ 发射平面波，对成像区域内像素点(x, z)进
行延迟叠加计算时，位于x k 处的换能器接收波形的
ᛞื 延迟时间可由公式(3) ∼ (4)计算得到。而有颅骨存
在时，入射波和散射回波的传播时间分别变为
ԠᏦቔ ∫ 1 L i − S 1
ଽጊቔ τ emit = dl + , (5)
c skull (l) c
S 1
∫
图 3 散斑跟踪原理图 1 L r − S 2
τ rec = dl + , (6)
Fig. 3 Schematic diagram of speckle tracking S 2 c skull (l) c
其中，c skull (l) 代表声波在颅骨内传播的声速，大小
1.3 近似声射线理论颅骨相位校正
随位置发生变化；c 是颅内脑实质的平均声速。用校
颅骨声速与附近其他组织差异较大，使超声穿 正后的延迟时间代入公式 (1) ∼ (2) 进行成像，对每
过颅骨时传播时间出现差异，因此超声波穿颅后相 个平面波发射角度下的回波信号均重复以上过程，
位发生畸变。且颅骨不同位置的厚度、声速分布不 再进行常规的相干复合运算，可得到校正后的多角
均匀，使超声相位变化的程度随声波入射至颅骨的 度相干复合图像。校正后的图像序列可以直接利用
位置和角度而有所不同。因此当采用平面波发射 1.2节中的散斑跟踪方法，进行速度矢量提取。
时，进入颅内的波阵面不再保持同一平面，探测目标
点产生的散射波到达颅骨后也不再以球面波形式 2 模型与方法
传播。若仍按前文所述在介质声速均匀的假定前提
2.1 数值仿真
下进行成像和速度提取运算，会造成较大误差，甚
为了分析颅骨对平面波和散斑跟踪对点目标
至出现无法提取速度的情况。为了改善经颅成像和
成像及速度估计的影响，并验证相位补偿方法的效
目标速度估计的效果，补偿颅骨造成的超声相位畸
果，建立如图5 所示的介质模型，图中上方黄色线段
变，本文采用近似的声射线理论方法在每一帧图像
标出了换能器阵列所在位置，中间非均匀灰色部分
的成像过程中进行补偿校正。已知图 2 为无颅骨时
为颅骨，下方绿色圆点为用于成像和运动速度检测
超声波入射和散射波被某一阵元接收时的声射线
的散射目标点，红色箭头标出了目标点的运动方向。
传播路径示意图。而当颅骨存在时，忽略超声折射
造成的声波传播方向变化，用直线代替声传播路径， -5
则入射波和散射回波分别以不同角度经过颅骨不 0
同部位，如图 4 所示。计算该路径上由于颅骨声速 5
变化带来的传播时间差异，即可进行成像校正。 10
Array ງएவՔ/mm 15
x k ω
x
O
20
S
S ᮖᰤ
25
30
L i L r
-10 -5 0 5 10
ഷՔ/mm
图 5 平面波颅内运动目标速度估计模型
(x֒ z)
ங࠱ག Fig. 5 Estimation model of plane wave intracra-
ੇϸӝ۫ nial motion target velocity
z
换能器阵列为具有 64 个阵元的平面线阵，位
图 4 基于近似射线声学理论的相位校正示意图 于距颅骨外缘约 5 mm 处，中心频率 5 MHz，阵元
Fig. 4 Schematic diagram of phase correction 间距0.2 mm (约0.65波长)。颅骨模型是从颅脑CT
based on approximate ray acoustics theory 图像中提取的，CT 扫查空间分辨率为 0.48 mm，对
