超声波微成像（精选八篇）
超声波微成像 篇1
由多幅低分辨率 (Low Resolution, LR) 变形图像来估计一幅较高分辨率 (HighResolution, HR) 的非变形图像, 同时还能消除加性噪声以及由于有限检测器和光学元件产生的模糊, 这一技术称为超分辨率 (SuperResolution, SR) 重建 (或复原) , 其优点是可充分利用不同图像间的互补信息, 部分甚至完全恢复丢失的高频信息, 获得传统复原方法无法达到的高分辨率图像。从1981年Tsai和Huang首次提出了超分辨率重构的概念起, 超分辨率技术取得了很大的发展, 已成为图像处理领域最为活跃的研究课题之一, 在医学、遥感、卫星图像、高清晰数字电视和军事目标识别等领域取得了令人瞩目的成果[1]。
微扫描是一种在不增加探测器数目的情况下, 提高系统分辨率、改善图像质量的有效方法[2]。通过微扫描技术, 在整个成像过程中, 实现对同一场景进行多次采样, 而且视场保持不变, 焦平面阵列每次位移的尺寸是相同的, 都是探测器间距的1/2;最后得到的微扫描图像的像素数目是原来的4倍,
得到了场景的更多信息, 从而大大提高系统对场景细节的分辨能力, 即空间分辨率。
从微扫描与超分辨率技术为研究出发点, 分析了超分辨率技术与微扫描技术的实现条件, 将两者结合并应用于超声成像中, 提出并研究了微扫描超分辨率超声成像技术及实现方法。该方法通过微扫描技术获取满足超分辨率技术的多幅低分辨率图像, 然后应用超分辨率图像重建算法获取高分辨率超声图像, 并对该方法进行了仿真。仿真结果表明:本文提出的基于微扫描的超分辨率超声成像方法在实际应用中有一定的可行性, 对提高超声成像设备的分辨率具有参考价值。
1成像模型及分析
SR图像重建问题可概括为:给定P帧M×N连续的降阶、模糊低分辨率 (Low Resolution, LR) 图像{gk}k=1, …, p, 如何放大r倍, 从而重构出大小为rM×rN的SR图像f。在理想的情况下, SR和LR的图像数据之间的关系如图1所示[3]。
低分辨率图像的降质过程可以分为3个部分:模糊、几何变换和降采样。模糊通常假定为己知, 采用线性空间不变或线性空间可变模型;几何变换通常是未知的, 需要进行运动估计;降采样与成像系统的分辨率有关。基于这样的降质过程, 采用如图2所示的成像模型, 将第k帧观测LR示为[4]图1理想超分辨率图像获取示意图2所示的成像模型, 将第k帧观测LR图像gk表示为[4]
(注:左图是相互在水平、垂直和对角线方向具有半像素位移的四幅低分辨率图像, 右图是通过交叉内插生成的高分辨率图像)
gk=DCkFkf+nk, 1≤k≤p (1)
式 (1) 中:Fk为几何变换算子;Ck为模糊算子;D为降采样算子;nk为噪声矢量。
由以上分析可知, 超分辨重建技术受3个关键因素的影响[5]:首先, 成像系统模型必须能精确地对图像采集及退化过程进行描述;其次, 最根本的就是子像素位移信息的可靠性, 不可靠的运动估计造成的影响比缺少运动信息更大;第三, 图像重建算法必须尽可能地包含先验信息。本文重点研究采用微扫描技术, 获得低于1/10超声图像子像素大小的精确运动估算, 为低分辨率序列超声图像的获取提供可靠保证。
2 微扫描超分辨率方法及实现
2.1 微扫描技术
微扫描是一种减少频谱混淆的常用方法, 它是一种在不增加超声探头数目的情况下, 而实现提高成像系统分辨率, 改善成像质量的有效方法。
微扫描技术的出现与现有系统的缺陷和对系统的要求是密不可分的。原则上讲, 在一定的条件下, 使用采样得到的数据并利用采样定理能够准确地再现场景图像。但是实际上, 采样定理需要的一些条件并不完全满足。采样阵列比较稀疏, 导致欠采样情况的发生。传感器尺寸较大会降低可检测到的空间频率, 而减小传感器的尺寸会使接收到的信号减弱。增加传感器阵列的采样频率虽然可以通过减小成像系统的视场角来增加, 但是这种方法也不可取, 因为减小视场角导致传感器接收到的信号减弱。增加传感器阵列中探头的数目也是提高采样频率的一种方法, 但是从结构构造的观点来看这种方法不易实现。所以较为理想的办法就是不增加传感器的数目而又能提高采样频率的方法, 这就是微扫描技术。利用超声聚焦探头, 可充分发挥微扫描是技术的优势, 实现提高现有探头的分辨率, 使聚焦平面阵列上的每个探头发挥出最佳性能。从理论上来讲, 随着微扫描步长的增多, 图像质量就越高, 从而表明微扫描技术是一种提高系统空间分辨率、改善图像质量的先进技术[6]。
2.2 微扫描成像原理
通过微扫描技术成像是一个过采样过程, 它是对同一场景进行多次采样, 每次对超声探头进行亚像元的微位移, 从而获得序列超声图像。具体地说, 微扫描成像就是把聚焦探头对场景每次扫描采样得到的图像存储下来, 然后将得到的一系列图像像素按照图像获取的方式和顺序进行交叉, 通过进一步处理得到最终的高分辨率图像。在整个采样和成像过程中, 场景和视场是不移动的, 改变的只是探头的相对位置, 而且器件位移的尺寸和采样的次序 (路线) 与成像模式是一一对应的。一维微扫描成像示意图如图3所示。微扫描位移量与分辨率提高因子s和像元间距有关, 设探头像元间距为d, 则两个方向的微位移步距为d/s, 成像图像帧数p=s2。图3中 (a) 为高分辨率图像, (b) 、 (c) 是以d/s为微位移步距的等间隔欠采样, (d) 、 (e) 、 (f) 是位移量为任意像元间隔的等间隔欠采样, 其中s=2。
设成像像元数为m×n, 则微扫描成像数学模型为
式 (2) 中s2mn维列向量B和X分别为观测图像和目标图像的逐行排列;系统矩阵A为Kmn×s2mn维方阵 (K为观测图像帧数 (K≥s2) ) , 若第i个像元包含高分辨率图像的第j个像元, 则ai, j为1, 否则为0。则可通过求解式 (2) 的广义逆解来得到高分辨率图像。
由于在微扫描过程中可使超声聚焦探头有效覆盖成像区域, 因此通过微扫描成像, 不仅可以提高成像图像分辨率, 而且可以抑制由于阵列探头像元间隙而带来的“伪信号”[5]。理论上讲, 只要每次移位的距离足够小, 微扫描法的分辨率提高因子就可以非常大。但受成像系统调制传递函数 (MTF) 的限制, 最终分辨率不会超过声学系统的成像分辨率。而且由于成像过程中噪声、微位移误差、数学模型结构误差等因素的影响, 实际分辨率提高幅度一般小于1.60。
2.3 微扫描的工作模式
微扫描模式决定了检测平面上图像的位移周期和微扫描路线。现有的微扫描技术主要包括1×1, 2×2, 3×3, 4×4等四种工作模式, 各种工作模式又有不同的扫描顺序, 图4所示的是各种微扫描工作模式的示意图。在各种工作模式中, 每一次的位移必须是相同的步长, 如表1所示。
当然也存在着其它微扫描模式, 但实质是和上述4种模式相同的, 仅仅扫描次序略有不同。从图3中可以看出, 几种微扫描工作模式的扫描路线是不同的, 而且随着扫描步数的增加, 图像的像素数增加, 从而提高了系统的空间分辨率。
2.4 超声微扫描成像的实现条件
实现超声图像的超分辨率重建的第一步是实现超声微扫描成像, 实现的关键是如何利用微扫描技术获得序列图像之间准确可靠的子像素微位移信息。在实际应用中, 对于像元本身的尺寸非常小的情况, 如CCD的像元为几个微米, 要实现亚像元的微位移, 而且位移误差至少要比微位移量低一个数量级以上, 这在机械上实现难度比较大, 而且控制上也较为复杂。因此, 目前主要有以下三种方法获取微位移序列图像:第一种是利用亚像元成像系统, 第二种是利用分光束光路系统, 第三种是利用压电陶瓷的微位移系统。以上方法只有第一种在实践中得到了应用, 后两种还处于理论研究阶段。而第一种适用于CCD, 对于是否适用于超声成像还有待于进一步研究。
微扫描技术受到两方面的限制:一方面是把图像从一个位置移到另一个位置所需的时间, 另一方面是运动的准确度。如果具备了这两个条件, 实现微扫描成像就有可能。根据§2.1.2, 在扫描成像方式中, 超声图像的纵向和横向分辨率都较大, 通常成像情况下, 像元大小约为数百到数十个微米之间[7], 此即低分辨率图像的像素大小, 而现有的精密机械扫描装置的重复定位精度可达到微米级以下, 所以对于超声图像而言, 完全可以实现亚像元微位移的精确定位。目前还没有见到利用机械扫描装置实现微扫描, 从而进一步对超声成像进行超分辨率的研究相关文献。
3 超声微扫描仿真实现
微扫描是利用微扫描装置将成像系统所成的图像在x, y方向进行1/N (N为整数) 像素距的移动, 得到N×N欠抽样序列图像, 并运用数字图像处理技术将多幅经过亚像素位移的图像重建成一帧图像, 从而达到最终实现提高分辨率的目的。其中序列图像获取依据微扫描模式决定, 在各种工作模式中, 扫描顺序会有不同, 但每一次的位移必须是相同的步长。
假设扫查范围为100 mm×100 mm, 超声图像的像元大小取0.5 mm×0.5 mm, 量化电平取8位, 则扫查一幅低分辨率图像的大小为200×200比特。以1×1和2×2两种微扫描工作模式为例说明序列图像的获取方法。
采用1×1微扫描工作模式时, 获取方式如图5所示, 超声成像设备的分辨率即低分辨率图像的像素大小为0.5 mm, 当从原图像起始位置扫描所获得的图像即为低分辨率图像1, 然后距离起始位置错开0.25 mm即半个低分辨率图像像素大小扫描所获得的图像就是低分辨率图像2。低分辨率图像2的获取有两种情况, 即x, y两个方向, 图5所示为x方向。图中超声成像设备的分辨率即低分辨率图像的像素大小为0.5 mm, 源图像即高分辨率图像的像素大小0.25 mm。所得到的低分辨率图像序列帧的像素灰度值为源图像中相对应的四个像素点灰度值的平均。
当采用2×2微扫描工作模式时, 获取方式如图6所示, 对二维源图像在横向和纵向各移动一次, 每次错开0.25 mm的位移, 从而获取四幅低分辨率图像。微扫描图像的象素数目是原来的4倍, 得到了场景的更多信息, 从而大大提高系统对场景细节的分辨能力, 即空间分辨率。
对于3×3和4×4模式, 方法类似, 不再赘述。
采用1×1微扫描模式的仿真结果如图7所示, 图中为对Lena图像的列向量采用1×1微扫描模式所获得的两个低分辨率图像序列以及通过微位移算法得到的大小为256 × 256重建图像, 由于其横向采样点数量为低分辨率图像的两倍, 所以在理论上横向分辨率提高了一倍。低分辨率图像是原始图像的列向量经过半像素位移后再等间隔采样获得。
5 结论
(1) 将微扫描和超分辨率技术结合, 提出基于微扫描的超分辨率实现方法, 该方法可应用于成像像元较大的成像系统中。
(2) 分析了超声微扫描成像的实现条件, 提出了将微扫描超分辨率超声成像的实现方法。
(3) 对提出的方法进行了仿真, 仿真结果表明了该方法具有的可行性。
参考文献
[1]Park S C, Park M K, Kang M G.Super-resolution image reconstruc-tion:a technical overview.IEEE Signal Processing Magazine, 2003;20:21—36
[2]左月萍, 张建奇.一种提高系统分辨率、改善图像质量的技术—微扫描.红外技术, 2001;23 (4) :15—21
[3]Tu Guofang, Zhang Can, Wu Jiankang, et al.Remote sensing image processing using wavelet fractal interpolation.2005International Con-ference on Communications, Circuits and Systems, 2005;2:701—706
[4]Nguyen N.Numerical techniques for image super resolution.PhD Thesis, Stanford University, Apr2000
[5]杜娟, 余英林.超分辨率重构技术需要考虑的几个因素.计算机工程与应用, 2003; (21) :33—38
[6]Zhang J Q, Zuo Y P.Model of image generation in microscanning sys-tems.Proceedings of SPIE-The International Society for Optical Engi-neering, 2001;4548:39—44
超声四维成像操作小技巧 篇2
实践总结认为四维成像的难度有
70%在于如何判断胎儿颜面部所向的“方位”并获取四维图像所需的“矢状面”，因为在二维操作中以胎儿颜面部观测最常用的是冠状面，此切面提供了很多胎儿颜面部的信息，而矢状面较少用到，所以很多医生对如何准确、快速的获取该切面有一定的难度，进而影响了四维成像的效果。而另外只有30%的难度来自于对仪器的操作各对四维的调试。时钟法的具体步骤只有两项：
1、获取胎儿丘脑平面，判断胎儿颜面方位（指向几点钟）。
2、移动探头至颜面所指的方位，旋转90度，至获取矢状面。
技巧及注意事项
1、一般情况下胎儿颜面指向8：30---12点钟，12点钟到3：30位置可成像。
2、当探头指向的钟点位置较低时（如9点前、3点后），需将探头用力向上翘以尽量获取胎儿颜面的矢状面。
3、当检查的胎儿胎龄较小，其颜面部距体表较深时，在找到钟点位置应用探头对肚皮施加一定压力，使胎儿颜面部更贴近体表，因为对于四维成像而言，部位越深效果越差。
4、当找到胎儿“钟点位置”后，如果颜面前方羊水较少，应稍施放压力，尽量腾出透声空间。
5、当胎儿颜面指向4：30--8：30时，四维颜面成像困难，一般先完成其他二维观测项目，然后看胎儿是否有移动位置，如没有，可让孕妇活动30分钟再检查。
超声波微成像 篇3
在本文的研究中,我们应用三维超声微成像技术检测前列腺特异性蛋白94(prostate specific protein 94,PSP94)转基因小鼠前列腺腺癌模型,并通过对转基因前列腺癌小鼠模型(transgenic mouse adenocarcinoma prostate model,TGMAP)前列腺癌的三维超声图像和前列腺癌标本的比较,验证该超声系统检测活体小鼠肿瘤大小的可靠性。与其他的微成像方法相比,小鼠前列腺癌模型的三维超声微成像具有诸多优点,如:空间分辨率高,与软组织的对比强,操作快速简易,设备便宜可携带等,有望成为小鼠临床前期研究的新的微成像手段。
1 材料与方法
1.1 转基因前列腺癌小鼠模型
在以往的研究中,使用PSP94基因的3.84 kb启动子/增强子特异性在小鼠前列腺组织表达SV40T/t抗原,建立PSP-TGMAP模型(PSP94转基因小鼠前列腺癌模型)[4,5,6,7,8]。大部分PSP94-TGMAP小鼠能在4～8个月内在前列腺腹侧叶(ventral prostate,VP)、背外侧叶(dorsolateralprostate,DLP)、前叶(anterior prostate,AP)等形成快速生长的肿瘤。转基因小鼠均通过快速PCR基因分型实验鉴定。最后一次成像后荷瘤小鼠被安乐死,然后解剖小鼠,切除包括腹侧叶、背外侧叶、前叶等的前列腺组织、雄性性腺、整个膀胱,进行全面检查和组织切片。
1.2 三维超声图像采集
小鼠吸入含有2%异氟烷的氧气麻醉,在成像过程中小鼠置于一加热的平板(THM-100,Indus Instruments,Houston,TX)上。腹部用脱毛霜去毛,防止毛发中的空气影响超声与动物腹部接触。凝胶外涂于小鼠脱毛的皮肤,通过腹壁获取前列腺和邻近结构的冠状面和矢状面图像。
超声成像是通过三维微超声成像系统(Vevo660,Visual Sonics Inc.,Toronto,ON)完成的,在设计上与FOSTER等人描述的器械相似,使用三维影像采集方法、三维影像重建和可视化软件[9,10]。这个系统使用30MHz中心频率探头在12.7 mm焦点深度产生55μm×115μm×115μm分辨容积。在三维影像采集方法中,计算机控制的平板匀速、缓慢的线性移动,使得二维B超影像每隔一定的距离被获得。因此,获得的二维B超影像是间隔30 mm的一系列的12 mm×12 mm×9 mm的平行图像。三维影像重建和可视化软件自动生成三维重建影像,大约需要30 s,通过软件可以计算成像部位的各个截面的直径,并可以计算体积。
1.3 肿瘤直径的测量与数据分析
肉眼可见的肿瘤解剖标本的最大直径用刻度尺测量,与用三维重建超声图像分析软件测量的直径比较。分析配对的超声和大体病理学直径的皮尔森相关系数r,进行t检验,P<0.05确定为统计学上差异有显著性。超声和大体病理学直径测量的一致性也通过Bland and Altman图解法评价[11,12]。在这种评价中,从大体病理学测量的直径减去超声测量的直径,差值标绘在两种测量方式的均数附近。计算出测量方式差值的均数和标准差,与估计的直径相比较。
2 结果
2.1 三维超声成像结果
在4～8月龄的14只转基因PSP-TGMAP小鼠中,超声成像发现了19个肿瘤(其中4只小鼠为多发肿瘤)并被大体和组织病理学证实,其中包括12例VP肿瘤,4例DLP肿瘤,3例AP肿瘤。
图1是代表性的1只具有巨大VP肿瘤的小鼠在9个不同时间点获得的三维超声图像的二维断面。小鼠30周龄,第1次检测到肿瘤的日期设定为0天,肿瘤直径5.33 mm,见图1A。VP肿瘤生长迅速,在第1、4、5、10、12、14、15和18天分别生长到5.52、6.30、6.71、8.32、8.79、9.86、10.04和10.53 mm。图1B为在第18天解剖的大体病理标本。图1C为HE染色的组织学切片,放大倍数为4倍,图1D放大倍数25倍,可见大量侵袭性低分化的前列腺肿瘤组织。前列腺癌在超声图像中主要是低回声、表现黑色、中心区域回声稍强。
(A)小鼠在9个不同时间点获得的三维超声图像的二维断面;(B)第18天解剖的大体病理标本;(C,D)低倍(×4)和高倍(×25)组织学切片
2.2 超声和大体病理直径测量的一致性
11例小鼠肿瘤的三维超声图像获得的最大直径测量结果与大体病理标本测量获得的最大直径标绘在图2A中。曲线符合线性回归,皮尔森相关系数为0.998,表明了超声和大体病理直径测量的显著相关(P<0.001)。两种测量方法的一致性也通过Bland-Altman方法进行分析,见图2B,超声和大体病理测量的平均差大约为零,这种差别的标准差为0.30 mm,与肿瘤直径相比很小。
(A)线性回归分析(r=0.998,P<0.001);(B)Bland-Altman分析
2.3 超声诊断的灵敏度和特异性
超声系统的操作者对33只小鼠进行了诊断,其中14只小鼠有前列腺癌,随后被病理学证实,19只没有肿瘤。直径为2.40 mm的VP肿瘤是超声操作者检测到的最小肿瘤。超声操作者肿瘤检测的灵敏度和特异性分别为93%和100%。
3 讨论
非侵袭性测定转基因小鼠模型体内肿瘤的能力有助于发展更精确的、更适合评价优化临床前期肿瘤治疗方案的肿瘤模型。在小动物模型中,肿瘤成像的目的包括:减少临床前期试验中进行随访和统计分析的病例数、减少试验需要小鼠的数量、最大程度获取每只小鼠的资料。体内成像提供的资料在动物死亡之后是得不到的,例如量化的肿瘤进展和对治疗反应的动力学生长曲线[13,14,15]。
小动物肿瘤成像可以利用下列任何临床诊断成像技术完成,包括CT(computed tomography,CT)、磁共振成像(magnetic resonance imaging,MRI)、正电子发射X线断层摄影术(positron emission tomography,PET)、单光子发射X线断层摄影术(single photon emission computed tomography,SPECT)和超声,除此之外还有几种新出现的光学技术[14]。每种技术都有不同的优缺点。理想的小动物肿瘤成像技术应该对模型的肿瘤敏感、产生高分辨率图像以便检测和测量早期小肿瘤体积、快速获取图像、成像设备便宜、便于操作和维修。而且,进行长期实验时,成像检查应该对动物无害,以便可以频繁成像,而成像使用的射线不影响动物模型肿瘤的进展。
三维超声微成像具有适合于小动物肿瘤成像的诸多优点:微成像的超声强弱类似于临床诊断成像的超声;超声是不电离的,能够在不需要静脉造影剂的情况下提供良好的软组织对比度和高分辨率;实时超声帧频(Vevo 660系统每秒32帧)结合自动、固定的超声探头,能使超声检查者快速准确地探查病变的器官,从而提高复杂的长期肿瘤监测研究的效率;超声仪器是便携式的、价格适中。超声成像的缺点包括:超声的穿透深度和检查视野比X线、CT或者MRI小;不能为骨骼或者存在气体的结构成像;成像质量有赖于操作者的经验。但是,本文描述的三维微成像技术与二维超声相比,明显的降低了对操作者经验的依赖,提高了体积测量的准确性[16,17]。
PSP-TGMAP转基因模型的肿瘤快速指数生长期时,肿瘤体积太小,不能通过触诊诊断,但此期的肿瘤是最适合评价抗肿瘤治疗反应的。本组的结果说明三维超声成像在快速指数生长期检测前列腺癌的敏感性可以达到100%。因此,应用超声成像能够监测肿瘤生长,并能监测在治疗性研究中肿瘤生长率的变化。
超声波微成像 篇4
频率在20 k Hz以上的机械振动波, 称为超声波 (Ultrasonic Wave) , 简称超声 (Ultrasound) 。能够传递超声波的物质, 称为传声介质。超声波在传声介质中的传播特点是具有明确指向性的束状传播, 这种声波能够成束地发射并用于检查介质内不同声阻抗界面的形状。
1.1 超声波的基本参量
频率 (f) :指单位时间内质点振动的次数。单位是赫兹 (Hz) 、千赫 (k Hz) 、兆赫 (MHz) 。超声的频率在20 k Hz以上, 超声频率越高, 其方向性越好, 在用于定位时, 其精度也越高;同时, 超声频率越高, 其在介质中的衰减也越大, 探测距离也越短。因此, 选择一种合适的超声波频率, 才能在一定深度得到比较好的测量精度。
声速 (C) :指声波在介质中传播的速度。声速是由弹性介质的特性决定的, 不同介质的声速是不同的。在液体中, 一般的声速是1 500 m/s, 在金属中, 声速达到4 500 m/s。在进行超声定位时, 有一个基本假设是声速不变, 即在待测物体中, 声速的大小是不变的, 这样才能确定界面在物体中的位置, 对于已知结构的物体, 可以通过声速补偿技术将其归一化处理, 进而得到理想的图像。
声强 (Sound Intensity) :指超声波在介质中传播时, 单位时间内通过垂直于传播方向的单位面积的平均能量。声强的物理意义为单位时间内在介质中传递的超声能量, 或称超声功率。声强小时超声波对介质的扰动比较小, 图像的干扰比较小, 但探测深度比较浅;声强大时探测深度比较深, 但对介质扰动比较大, 会造成比较大的失真。因此, 选择合适的声强是超声成像的重要因素。
1.2 超声传播的特性及基本概念
超声在均匀介质中的传播是有指向性的, 频率越高, 指向性越高, 通过设计比较合理的超声换能器结构, 可以实现超声的定向发射, 发射角可以做到几度甚至更低。影响超声传播的参数主要有以下几个:
声特性阻抗 (Acoustic Characteristic Impedance) :平面自由行波在介质中某一点处的声压 (p) 与质点速度 (u) 的比值。在无衰减的平面波的情况下, 声特性阻抗等于介质密度 (ρ) 与声速 (C) 的乘积。
声特性阻抗差与声学界面:两种介质的声特性阻抗差大于1‰时, 它们的接触面即可构成声学界面。入射的超声波遇声学界面时可发生反射和折射等物理现象。变压器绕组和变压器油之间的声阻抗具有明显的差异, 显然是很好的声学界面, 探测这个界面是超声波探测绕组变形的技术基础。
声波的界面反射与折射:超声入射到声学界面时引起返回的过程, 称为声反射 (Acoustic Reflection) 。射向声学界面的入射角等于其反射角。而声波穿过介质之间的界面, 进入另一种介质中继续传播的现象, 称为声透射 (Acoustic Transmission) 。当超声的入射方向不垂直于两种介质的界面时, 它通过界面进入另一种介质后改变传播方向的过程, 称为折射 (Acoustic Refraction) , 如图1所示。当两种介质的声特性阻抗相同或很接近时, 为均匀介质, 超声波在均匀介质中传播时, 没有反射。两种介质声特性阻抗差异很大时, 声波几乎全部反射, 没有透射, 变压器中的变压器油与绕组间的界面反射近似为全反射。
声波的衍射和散射 (图2) :界面反射的条件是界面尺寸要比声波波长大得多, 当声波传播过程中波长远大于障碍物时, 声波将绕过该障碍物而继续前进, 这种现象称为声衍射 (Acoustic Diffraction) , 超声仪无法检测这类目标。因此, 超声波波长越短, 能发现障碍物越小。这种发现最小障碍物的能力, 称为显现力。但是当超声波的波长与待测面积大小相当时, 超声波产生散射, 超声的能量不能被换能器接收, 因此, 超声波的波长应小于待测面积的尺寸 (一般小于待测面尺寸的1/2即可) 。选择合适的频率是增强分辨率的最好方法, 在变压器绕组变形测试中, 如果希望得到5 cm左右的分辨率, 超声波的波长一般选择为1~2 cm。
声衰减:声波在介质内传播的过程中, 由于介质的粘滞性、热传导性、分子吸收以及散射等因素导致声能减少、声强减弱的现象称为声衰减 (Acoustic Attenuation) 。变压器油中, 引起声衰减的主要原因是声吸收。由于声吸收现象, 声波传播中的一部分能量被转化为热能, 从而使继续传播的声强减弱。在超声成像仪中, 为使深部回声信息清楚, 一般采用衰减曲线对回波进行归一化调整, 来使图像更为一致。
2 超声成像原理
假设有一束超声波在介质中传播, 当遇到反射界面时, 会有一部分超声波反射回来, 反射回来的超声波会被换能器接收到, 如果我们能够探测到超声波发射到接收之间的时间差, 并知道超声波在介质中的传播速度, 就可以推算出反射界面到发射探头的距离, 进而得到反射界面的位置。如果超声波束足够集中 (尺寸足够细) , 我们就可以得到一个比较精确的表面的位置, 如果采用机械或电子的方式将超声波在待测表面上移动, 就可以将所有点的位置确定下来, 进而将整个表面的形状确定下来, 实现超声成像。
测位原理如图3所示。
d—反射界面到发射探头的距离C—声速t0—开始发射时间t1—信号到达目标点时间t2—反射信号生成时间 (可以认为与t1相同) t3—探头收到反射信号时间
利用超声波反射现象, 人们发明了超声成像设备, 该设备一般由超声探头 (收发一体) 、信号采集前端、脉冲信号发生器、数字信号处理器、成像计算机等组成, 其系统框图如图4所示。
超声探头:一般是由压电晶体制作的收发一体的晶片阵列, 每个晶片可以单独控制, 在发射时单个晶片或一组晶片接通激励电压, 产生一个脉冲信号, 接收时每个晶片单独接收, 将超声信号转化为电信号, 传递给采集前端。
采集前端:采集前端负责将信号进行滤波、放大, 更为先进的设备还可对信号进行卷积、傅立叶变换、深度增益调整、多普勒分析等工作, 一般信号采集前端会将采集到的信号转化为数字信号, 提供给信号处理器。
信号处理器:信号处理器负责将采集到数字信号进行存储和分析, 与脉冲信号发生器的参数仪器进行复杂信号处理, 最终得到声场中反射界面的分布数据, 通过总线传递给成像计算机。
成像计算机:计算机将处理器的数据进行可视化转换, 转化为可以在显示器上显示的图像, 更为先进的计算机甚至可以将图像进行三维重建, 得到空间的立体图像。同时, 计算机还可实现图像和数据的存储、远程数据共享、报告打印等功能。
脉冲信号发生器:脉冲信号发生器可以产生一个激励脉冲, 从而激励换能器产生一个脉冲超声信号, 同时将脉冲的时间轴信息提供给信号处理单元, 作为时间轴的起点。
3 液下成像系统开发需要解决的问题
为完成液下成像系统的开发, 我们需要在超声成像系统的基础上进行一些开发, 重点解决以下问题:
3.1 超声的干扰
在实际进行液下成像时, 由于整体环境一般比较开放, 各种超声反射都存在, 尤其是液体可能是流动的, 甚至液体中还有一些杂质, 更有甚者, 有些生物也在液体中活动, 比如在进行海底测量时, 抹香鲸和海豚就可以发射超声。因此, 如何排除环境干扰以搜集正确的信号就十分关键, 比较好的方法是采用动态频率扫描技术, 在不同频率下进行扫描, 这样就可以将环境噪声的干扰排除掉了。
3.2 超声的聚焦
超声波的发射具有方向性, 但同时也具有衍射特点, 当深度比较深时, 超声波的发射就不是单向的了, 因此在使用中一般需考虑超声聚焦技术, 将超声波进行聚焦后, 指向性大大提高, 同时超声波的能量衰减也会降低。超声聚焦技术可以分为结构聚焦和相控聚焦两种, 在实际中都有应用, 如何设计好的聚焦方式和聚焦参数, 也是系统开发的重点。
3.3 横向移动的精确控制
为实现三维成像, 探头不但要在声平面上成像, 还需在垂直方向上移动, 进而取得一系列的二维图片, 通过计算机将图片合成三维分布图。如何保证横向 (垂直) 精确移动, 在工程中也是一个难题。
4 结语
医学超声波图像的三维成像技术研究 篇5
超声波诊断系统具有非侵入性、能实时产生器官动态图像以及移动方便等优点, 因此在现代医疗应用, 超声波成像已经成为现代医疗诊断中不可或缺的系统之一。超声波图像是一个二维的�面断层扫描图像, 其成像原理如下:当采用超声波探测系统导入组织后, 由于不同的组织各部分对声波的阻抗�同, 会产生不同的反射波, 因此形成了超声波图像。与传统X光投射式图像�同, 超声波图像中通常需要分析图像所代表的组织/器官的意义, 需要有足够的人体结构解剖学方面的知识, 对人体内组织与器官三维结构具有充份的了解与空间分布的概�, 才能正确从中解译出超声波图像中各个组织的情况。利用超声波图像进行诊断, 则需要�积足够的超声波图像解译经验, 才能快速且准确地判断出图像所代表的生理现象。
超声波图像也会因设定而产生�同的结果, 包括:探头频率、扫描方向、扫描深度。因此解译一张超声波图像, 不只要有对图像范围内组织与器官特性的了解, 还要配合仪器的操作与设定, 才能顺利解译图像所代表的意义。此外, 超声波图像会受到音波散射与干涉效应的影响, 使得成像效果不清晰, 图像边界模糊, 因此更加需要具备充份的专业训练与经验, 以解译超声波图像。由于超声波图像是以二维扫描切面方式呈现, 因此在解译超声波图像时, 需结合结构学、解剖学、生理学等专业知识, 以及对人体各部位清楚的解剖及空间相关概念。在超声波成像中, 三维超声波图像是一个非常重要的应用。通过三维立体成像, 能让人清楚地得知各个器官组织的形状、大小及位置, 以提供在医疗上的疾病判断标准, 因此, 三维超声波图像技术在现代医学中具有相当重要的作用。本文在分析二维超声波成像的基础上, 分析了现有的医学超声波三维成像技术。
2 三维超声波成像
近年来, 在临床的应用上, 由于三维超声波成像系统的技术大幅改善, 使得许多医疗研究领域不断地被开发, 因而对病人的诊断以及管理上造成很大的影响。到目前为止, 胎儿、心脏以及妇科方面等领域最受到大家广泛的关注。
在三维超声波成像中, 首先建立三维结构的人体组织及器官。在临床上虽然医生或专业人员对人体结构�有了充份的了解, 可是人体结构复杂, 对超声波切面图像所代表的意义不能完全记忆;因此在超声波设备旁, 常常都会附上辅助的�面图像, 对应各主要部位超声波图像所代表的组织或器官切面位置, 方便医生进行对比。近年来, 计算机的运算速度不断提升, 现在已经能在计算机上展现出逼真的3D�体效果与多屏幕输出功能;在计算机所呈现虚拟现实中, 创造出与真实空间相类似的环境。通过对象物�引擎的开发, 更以可在虚拟环境中仿真物体的真实物�特性, 进而发展虚拟现实等工具与系统, 并广泛应用于建筑、工业、娱乐等领域。最典型的取得三维超声波图像的方法, 是通过移动探头, 以线性扫描 (Linear Scan) 、扇形扫描 (Sector Scan) 或是箭形扫描 (Sagittal Scan) 的方式, 连续取得多张二维图像后, 再给予图像间应有的相对空间位置, 最后利用表面成像法或是体积成像法来实现三维成像。这种情况下获得的三维超声波图像是由多张二维图像组合而成的, 所以必须知道每张图像间相对的空间位置才能组合出正确的三维图像。目前得知图像彼此对应的位置与方向的方法, 传统上可将探头加装上一额外的空间定位系统, 当探头移动时, 定位系统即可记录下探头移动的位置与方向, 再对应于所取得的二维图像。
通过上述的介绍可知:在求得二维图像间彼此的相对空间位置后, 即可使用表面成像法 (Surface Rendering) 或体积成像法 (Volume Rendering) 予以三维图像的重建。表面成像法简单地说是将物体的表面部份投影到二维平面上, 因此在做表面成像之前, 必须从每一张二维图像中圈选出感兴趣的区域 (Region of Interest) , 以找出立体对象之表面部份, 并将这些表面之曲面利用诸如三角形、矩形或多边形之贴图来近似。表面成像法由于只粹取出物体的表面部份, 因此数据量大幅减少, 节省许多做三维立体成像的运算时间, 但目前最大的瓶颈在于超声波图像要准确地分割出有兴趣的部位并不容易, 以致于在实际应用上可能会因物体图像的小特征和分支没办法精确的分割出来, 而导致产生不正确的表面。同时由于一般在做图像分割时, 只粹取出物体边缘部份, 因此对于物体的内部成像或是含有多个物体同时重迭的成像均不易实现。在体积成像法, (Alan Watt., 1993) 、 (Richard S.Wright, Jr.Michae Sweet, 2000) , 其成像的主要原理为重新取样、梯度计算、求明亮度、归类以及组合成像, 首先, 假设以观察点为基准朝三维物体作观测, 随着从观察点发射的光线前进路线, 可以看到光线会通过物体, 并且会在物体内部相交, 由于这些相交点常常不会刚好落在三维数据的取样点上, 因此必须通过邻近取样点的灰阶值以线性内插的方式来求得可能的灰度值。
3 结论
临床应用日益增加的需求使得三维超声波成像技术越来越受关注, 在胎儿、心脏以及妇科方面等领域最受到广泛的关注。本文在分析二维超声波成像的基础上, 分析了现有的医学超声波三维成像技术。
摘要：由于超声波诊断系统具有非侵入性、实时产生器官动态图像以及移动方便等优点, 超声波成像已经成为现代医疗诊断中不可或缺的系统之一, 其中三维成像技术在其中占据非常重要的作用。本文在分析二维超声波成像的基础上, 分析了现有的医学超声波三维成像技术。
关键词：超声波图像,三维成像,表面成像法,体积成像法
参考文献
[1]Dror Aiger and Daniel Cohen-Or, "Real-Time Ultrasound Imaging Simulation", Real-Time Imaging, 1998.
超声波微成像 篇6
1 超声波CT检测技术的主要原理分析
超声波CT检测技术的基本原理, 是通过超声脉冲进行发生超声弹性脉冲波, 这种脉冲波会被检测仪器接收, 通过观察脉冲波在砼内传播时所产生的变化, 来判断砼内是否存在不连续的区域, 或是出现破损, 从而做到无损检测。而通过对脉冲波的频率变化、波形变化以及反射变化, 来观察检测区域内桩基的密实度, 从而判断该桩基是否按照相关规定进行建设, 并且建设的质量也能够得到有效的检测。
在得到有关数据后, 需要将脉冲波的数据转变为图像, 从而得到更加直观的质量检测结果。此时就应用到了CT层析成像技术, 该技术主要是在得到数据后, 通过射线追踪和反演的迭代运算, 得出检测桩基的波速场, 通过波速场进行二维与三维图形的绘制, 绘制需要在计算机的帮助下进行。CT层析成像技术能够清晰的展现桩基内部的物理特征并进行几何成像, 能够直观的、清晰的感受到桩基的优缺点。
2 超声波CT成像技术的优势与局限性
2.1 无损性
超声波CT成像技术的主要优势, 就是在检测过程中不会造成桩基的损坏, 且由于超声波CT成像技术的高科技技术能力, 使得检测过程既没有破坏桩基, 还能够对桩基进行全面的检测, 通过较为简单的操作方式, 在较短的时间内, 得到桩基内部的检测结果, 既不影响工期, 还能够直观的看到桩基内部的问题。
2.2 便捷性
超声波是一种具有弹性的机械波, 能够通过物理检测探测和观察, 在固体介质的传输当中应用十分广泛, 而超声波CT成像技术在进行桩基检测过程中, 能够在仪器非常轻便、具有高度抗干扰能力的情况下进行检测, 且在检测过程中随时能够看到检测的图像结果, 做到结果直观可靠。
2.3 局限性
超声波CT成像技术在进行桩基检测过程中, 需要在桩内进行预埋管的预埋, 利用预埋管接收和传输声波, 因此在进行缺陷的显示时, 超声波的结果容易受到影响, 并在进行保存时不易保存, 此时检测时就需要经验丰富的检测人员进行判断, 或是检测的区域厚度较大时才能够有效成像。
3 超声波CT成像技术的检测方法
超声波CT成像技术在检测过程中, 主要以回波法、投射法两种方法进行检测, 而在得到相关参数后, 则通过PSD判别法、声速判断法、波幅判断法进行判断和检测。
3.1 检测方法
检测方法主要分为回波法和透射法。回波法是用于金属结构等均匀介质中的应用方法, 而本文所研究的桩基检测, 由于并非均匀材质, 则采用透射法进行检测, 通过透射法检测混凝土和钢筋建筑, 则要从建设阶段开始, 首先需要在桩基内部安放预埋检测管, 预埋检测管中需要放置足量的清水, 清水在桩基建设完成后, 将作为耦合剂利用于检测当中。接下来要在桩基外部找到声测管, 并在管的两侧放置超声波CT检测仪器, 主要分为超声波发射探头和接收探头, 并开始检测。首先发射探头发射出超声脉冲波, 并主要由接收探头进行接收, 随着超声波的主频率、波形、频谱等数据出现变化, 当超声波穿过桩基后, 就会出现一系列的参数, 并且随着超声波的不断穿过, 超声波就会出现散射、衰减等现象, 从而出现不同的数据和参数, 进而将桩基内部的缺陷情况、缺陷位置通过参数的形势进行表现。
3.2 判断方法
桩基是由混凝土、钢筋等组成的, 属于多孔非均质为基础的建设结构, 其建设质量与构成材料有非常大的关联。在通过超声波进行检测, 得到参数后, 还需要对这些参数进行判断, 选择出具有问题的参数并进行研究, 从而得出具体的图像。目前应用较为广泛的判断方法有三种, 分别是PSD判别法、声速判断法和波幅判断法。
(1) PSD判别法:PSD判别法:在进行桩基检测时, 超声波CT成像技术所要应用的声测管并非是与桩基完全平行的, 且在进行建设时, 桩基的混凝土均匀程度不同, 为此桩基本身的超声波检测时间就有所偏差, 所得参数也就有所差异。通过PSD判别法进行判断, 能够将参数中的偏差值排除, 仅仅将具有质量问题的参数保留, 从而准确的呈现出桩基的内部质量问题。
(2) 声速判断法:声速判断法利用了桩基自身具有的弹性模量性质, 将超声波的传播速度与弹性模量性质联系在一起, 利用判断桩体质量的波速、并与超声传播过程中波速变化较大的几率进行判断, 通过计算得出桩基出现密实度不同的位置, 从而判定桩基混凝土结构的质量。声速判断法的主要应用原理, 是观察和截取与桩基质量相同传播速度不同的参数位置, 将其判断为质量问题区域, 并进行成像。
(3) 波幅判断法:在桩基检测过程中, 波幅的接受主要指首次超声波发射后的波幅, 即首波波幅。如果桩基的内部质量差异非常大, 则会在检验过程中出现较大的波幅变动。通过检测波幅, 就能够较为直观的感受到桩基内部的不同质量和密实度, 因此波幅判断法是检测桩基过程中应用最为广泛的方法。
在桩基的检测过程中, 如果接收探头接收到的波幅不足平均能量的1/2, 就可以判断出此区域存在质量异常, 而如果该桩基的质量均匀, 桩基检测的波幅就是均匀和规则的, 能够观察到声时曲线为直线, 不存在折点, 也就意味着不存在质量问题, 但如果桩基内部某一深度出现质量缺陷, 则会导致波幅的明显变化, 主要以波幅衰减为主要现象。如果桩基内部的质量问题较为严重, 例如出现断桩、夹层等, 则会造成波幅出现不规则变化, 并且出现明显的波幅衰减。
4 总结
桩基是建筑建设的基础, 也是未来建筑安全使用的保障, 是建筑的“主心骨”。桩基在建设完成后, 需要通过高效的检测方法进行质量检测, 及时确认桩基的建造质量, 保障建筑建设的安全性。传播桩基检测方法是通过钻孔等方式进行, 检验结果具有局限性, 还对桩基造成了一定的损害。通过超声波CT成像技术进行检验, 不单单能够杜绝检验对桩基的损害, 还能够保证检验的科学性和可靠性, 最大限度的保障了桩基建设的质量。
参考文献
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超声无损检测成像技术 篇7
关键词：超声,无损检测,成像技术,SAFT成像
0 引 言
Sokolov于20世纪30年代提出了超声波检测的早期研究,在40年代出现的脉冲回波探伤仪器成为超声波检测技术的重要标识。20世纪50年代初,真正用于医学诊断的超声装置问世。60年代末,由于电子技术、计算机技术和信号处理技术的飞速发展,声成像研究恢复了生机。70年代形成了几种较成熟的方法,大量商品化设备上市,在医学诊断中得到极其广泛的应用,在工业材料超声检测中也逐渐得到应用[1]。现在,超声成像检测技术已经在很多领域发挥着重要的作用。
1 超声检测成像原理
超声成像就是用超声波获得物体可见图像的方法。由于超声波可以穿透很多不透光的物体,所以利用超声波可以获得这些物体内部结构声学特性的信息,超声成像技术将这些信息变成人眼可见的图像。由声波直接形成的图像称为“声像”,由于生理的限制,人眼是不能直接感知声像的,必须采用光学的或电子学的或其他方式转化为肉眼可见的图像或图形,这种肉眼可见的像被称为“声学像”,声学像反映了物体内部某个或几个声场参量的分布或差异。反过来,对于同一物体,利用不同的声学参量,例如声阻抗率、声速或声衰减等,可以生成不同的声学像。
2 各种超声成像方法
2.1 扫描超声成像[2]
扫描超声成像是超声检测数据的视图显示,最基本的超声扫描方式有A-扫描,B-扫描,C-扫描,D-扫描,S-扫描,P-扫描等,它们分别是超声脉冲回波在荧光屏上不同的显示方式。表1是以上扫描方式的显示方法和特点。
2.2 超声波显像
声波是力学波,它会改变传播介质中的一些力学参数,比如质点位置、质点运动速度、介质密度、介质中应变、应力等,液体中还引起辐射压力。利用这些参数变化可以使声波成为可见。1937年,Pohlman制成第一台声-光图像转换器[3]。到目前,最有效而常用的声波显示方法是施利仑法和光弹法。施利仑法的根据是声波导致介质密度变化,而后引起光折射率的改变。光弹法成像原理是超声引起应力,在各向同性固体中,应力产生光的双折射效应,光通过应力区后,偏振将发生变化。80年代,我国著名声学专家应崇福和他领导的小组用动态光弹法系统研究了固体中的超声散射,把这个方法的价值提到了新的高度。在他们的散射研究中,首次目睹了声波沿孔壁爬行,在材料棱边内部的散射和在带状裂缝的散射,还首次窥见了兰姆波和瑞利波,观察了前者在板端的散射,后者绕材料尖角的散射。他们提高了动态光弹法的显示清晰度,80年代前期的光弹照片质量之高在国际上已属罕见。
2.3 超声全息
超声全息是利用干涉原理来记录被观察物体声场全部信息,并实现成像的一种声成像技术和信息处理手段。扫描声全息大致分为两类,一类是激光重建声全息,它是用与入射波同频率的电信号与探测器的输出电信号相加,用叠加信号的幅度去调制荧光屏光点的亮度,在荧光屏上形成全息图。将全息图拍摄下来,再用激光照射全息图,获得重建像。另一类是计算机重建声全息,它是利用扫描记录到的全息函数与重建像函数之间是空间傅氏变换对的关系,直接由计算机计算而实现的重建[4]。
2.4 ALOK法成像
ALOK(Amplituen and Laufzeit Orts Kurren)法即幅度-传播时间-位置曲线法,原理如图1所示。一个自发自收的超声换能器在试样表面按照一定规则进行移动扫描,如果A点是试样内的缺陷,那么在位置1处接收到的回波信号中,在
2.5 相控阵法
超声相控阵技术来源于雷达电磁波相控阵技术,医用B超是最先采用超声相控阵技术的。20世纪80年代初,相控阵超声波技术从医疗领域跃入工业领域。20世纪80年代中期,压电复合材料的研制成功,为复合型相控阵探头的制作开创新途径。压电复合技术、微型机制、微电子技术、及计算机功率的最新发展,对相控阵技术的完善和精细化都有卓著贡献。
超声相控阵系统由超声阵列换能器和相应的电子控制系统组成。超声阵列换能器由许多小的压电晶片(阵元)按照一定形状排列而成的,其内部的各阵元可以独立进行超声发射或接收。在相控阵超声发射状态下,阵列换能器中各个阵元按照一定延时规律顺序激发,产生的超声发射子波束在空间合成,形成聚焦点和指向性[6],如图2所示。改变各阵元激发的延时规律,可以改变焦点位置和波束指向,形成在一定空间范围内的扫描聚焦[5,6]。
2.6 超声显微镜
超声显微镜是利用声波对物体内力学特性进行高分辨率成像研究的系统和技术,是20世纪80年代研制成功的重要的三维显微观察设备,它集现代微波声学、信号检测和计算机图像科学技术于一体,是一种典型的高科技产物。它可以对不透明材料内部层层递进行显微观察,直至表面以下几毫米甚至几十毫米的深度,可以获得丰富的信息;其次是对生物组织可以进行活体检查,可实现生物学家们长期盼望的“活检”[5]。
2.7 合成孔径聚焦成像(SAFT)
合成孔径聚焦(Synthetic Aperture Focusing Technique,SAFT)超声成像是20世纪70年代发展起来的一种比较有潜力的成像方法,它以点源探头在被测物体的表面上扫描,接收来自物体内部各点的散射声信号并加以存储,然后对不同接收位置上探头接收的声信号引入适当的延迟并进行叠加,以获得被成像点的逐点聚焦声学像。在超声检测中,常用聚焦探头来提高检测的分辨率。在焦点上超声波的束径b与声波波长λ、焦距F及探头尺寸D之间有:b=1.03λF/D,频率越高,探头的孔径越大,检测的分辨率就越高。合成孔径聚焦技术就是用信号处理的方法使小孔径的换能器阵列具有大孔径阵的指向特性的功能,实现高分辨率成像。当一个超声收、发的探头沿直线移动,每隔距离d发射一个声波,同时接收来自物体各点的散射信号并加以储存。根据各成像点的空间位置,对接收到的信号作适当的声时延或相位延迟后再合成得到被成像物体的逐点聚焦成像,这就是合成孔径聚焦成像技术[5]。SAFT成像的分辨率高,能在近场区工作,并能实现三维成像。
2.8 衍射时差法(TOFD)超声成像技术
TOFD(Time Of Flight Diffraction)检测技术通常采用一发一收并且角度相同的双探头模式,利用缺陷尖端的衍射波信号探测和测量缺陷尺寸。检测过程中,激发探头产生的宽角度纵波基本可覆盖整个检测区域[7]。TOFD对于焊缝中部缺陷检出率很高,容易检出方向性不好的缺陷,可以识别向表面延伸的缺陷,使用横向TOFD模式时,特别是在信号处理的帮助下缺陷定量很准,线形模式下的定量精度也可以接受,和脉冲反射法相结合时效果更好。
2.9 超声CT(Computed Tomography)成像
英国从事超声成像的专家P.N.T Wells在2000年的论文《超声成像技术的现状与未来》中指出:在最近的十几年里,有关超声成像技术的研究在医学成像领域至少占25%以上的份额,并且这种趋势还在继续增长。超声CT 技术发展于医学并取得了成功,此外还用于工业材料的无损检测、航空航天、军事工业及钢铁企业等高科技领域或部门;CT 还在地球资源勘探、地震预测预报、地质构造等方面有广泛而深入的应用[8]。超声CT 总的发展趋势是向着高速、清晰、可靠方向发展,即数据采集、成像速度更为快捷,重建图像具有更高的空间分辨率、密度分辨率,图像更为清晰、可靠。此外,如何在数据缺损时或根据很少的投影数据能够很好地重建图像,也是未来CT 必须解决的问题。重建三维图像是CT 的又一发展趋势[9]。
3 超声检测成像的发展方向
当今世界很多国家都越来越重视无损检测技术在国民经济各部门中的作用,超声无损检测成像技术大多有自动化和智能化的特点,超声成像是定量无损检测的重要工具,在各种探伤手段中,应用超声手段来检测缺陷是目前各国正在探索的一个重点。目前,人们仍在致力于很多方面的研究,如声逆散射理论、新成像机制、神经网络、模式识别等信号处理理论、优质超声探头和其他超声成像元件等。本文所阐述的几种成像技术只是众多进步的代表。超声无损检测技术伴随材料与工业技术的发展而发展,并随着人们对产品质量与安全性的不断重视而得到进一步提高。
参考文献
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超声波微成像 篇8
关键词：红外成像系统,微扫描,像素相关度
0 引言
红外成像技术以其较强的抗干扰、反隐身能力,以及较高的目标识别率和制导精度等优势,成为现代精确制导武器的核心技术。红外成像制导技术的关键在于红外目标的检测识别,从而要求红外成像系统具有较远的作用距离和较高的成像分辨力。提高红外成像系统分辨力的方法主要是增加成像探测器阵列的规模,减小探测器单元的几何尺寸,提高探测器阵列的占空比等,但这些都受到探测器制作材料和工艺水平的限制[1];而微扫描成像技术则可以在不改变单元尺寸和探测器阵列规模的条件下,通过减小有效的单元中心距而增加采样频率,减少图像的频率混叠效应[2],明显提高成像系统的分辨力。
1 微扫描成像技术
微扫描成像技术是一种对同一场景进行多次采样,按照成像模式将多幅相互之间有微小位移的时间序列低分辨率图像重建为一幅高分辨率图像的技术。微扫描成像技术根据微位移的产生途径不同可分为可控性微扫描和不可控性微扫描;根据驱动方式的不同可分为电机驱动微扫描和压电陶瓷驱动微扫描;根据成像模式不同可分为单次采样微扫描、2×2、3×3、4×4微扫描等[3]。图1为含可控性微扫描装置的红外成像系统示意图,与一般红外成像系统相比,主要区别在于增加了微扫描控制器以及相应附加的后续信号处理部分。
2 微扫描成像重建算法
欠采样频谱混淆是红外焦平面成像系统普遍存在、且难以避免的问题,低采样频率会直接导致成像的分辨率下降,边缘细节模糊,出现锯齿化现象。微扫描作为一种有效抑制欠采样频谱混淆的技术,能够很好地提高红外焦平面成像的分辨率,改善红外成像系统的成像质量,大大提高系统的性能[4]。在微扫描成像过程中,采样场景是不移动的,只是焦平面探测器相对固定场景产生微小的位移[5],根据微扫描的成像模式,以经过光学系统聚焦后产生的理想图像作为输入,通过实现相应的亚像素位移,获得同一场景的低分辨序列图像[6,7],进而由重建算法恢复成较高分辨率的图像。本文以2×2模式微扫描为例,重点研究微扫描成像的重建算法,如图2所示为2×2模式微扫描及重建过程示意图。
2.1 基于成像模式的直接重建算法
假设经过光学系统聚焦后产生的理想图像为o(i,j)(i,j=1,…,256),利用单元尺寸为2×2的128×128元探测器阵列按照图2中的扫描顺序,先在初始位置停留扫描,然后依次向右、向下、向左移动1个单元尺寸并进行相应的停留扫描,相应得到4幅低分辨率图像f(i,j)、g(i,j)、h(i,j)和k(i,j),(i,j=1,…,128),忽略微位移误差,根据上述的微扫描顺序直接对各低分辨图像像素进行组合重建,便可得到分辨率提高一倍的高分辨率图像P(i,j),(i,j=1,…,256),具体算法如式(1)所示。
2.2 基于像素相关度插值的重建算法
由于红外成像系统微扫描产生了一系列相关的低分辨图像,基于超分辨率重建(Super Resolution)的思想,利用各像素自身的相关度对第一帧低分辨率图像f进行加权插值重建[8],并结合剩余的三帧低分辨图像对其修正,得到最终的高分辨图像。
2.2.1 像素相关度
像素相关度是指像素自身与其邻域像素的相关程度,首先由式(2)求得低分辨图像中各像素与其邻域像素的平均灰度插值D(i,j),并对其作归一化处理;然后由式(3)得到各像素相关度。像素灰度差值越大,说明该像素与其邻域像素的相关程度越小,该像素为噪声点或者边缘点的可能性越大;相反,则说明该像素与邻域像素相关程度越大,属于同一类区域的可能性越大。
2.2.2 加权插值
将第一帧低分辨率图像f插值复制到高分辨图像P¢(256×256)的相应位置P′(i,j)(i=1,3,…,255;j=1,3,…,255),根据已有各像素的相关度,分三种情况对其进行加权插值:
1)行间插值
其中:i=1,3,…,255;j=2,4,…,254。
2)列间插值
其中:i=2,4,…,254;j=1,3,…,255。
3)对角双向插值
其中:i=2,4,…,254;j=2,4,…,254。
对于上述插值算法得到的高分辨率图像P′,其最右侧和最下侧的边界值P′(i,j)(i=1,2,…,256;j=256)和P′(i,j)(i=256;j=1,2,…,256)采取邻近赋值的方法得到。
2.2.3 对比修正
为了充分利用红外成像系统微扫描所产生的信息,将插值得到的准高分辨率图像分别与其他三帧低分辨图像进行对比修正[9],从而得到更为精确的高分辨率图像。下面以第二帧低分辨率图像为例进行说明:
如果|P′(2i-,12j)-g(i,j)|≤e,即微扫描得到点的像素与插值得到点的像素相差不大,微扫描误差较小,那么:
否则,微扫描则存在一定误差,该点为孤立噪声点的可能性较大,取两者的平均对其削弱:
误差阈值e的选取,对于修正的结果至关重要,实验证明,在此取像素的平均误差比较合适。
同理,将上面修正得到的高分辨率图像再分别与第三、第四帧低分辨率图像h和k进行对比修正,得到最终的高分辨率图像P。
3 仿真实验
为了验证上述算法的有效性,实验以仿真生成的理想红外图像作为红外成像微扫描系统的输入,图像大小为256×256,假设探测器占空比为100%,光敏元尺寸为2×2,利用图像像素处理法对2×2模式的微扫描进行模拟仿真。
由于真实红外成像微扫描系统图像的生成要受到温度以及探测器光敏元灵敏度等方面的影响,仿真实验中叠加了一定程度的高斯噪声(v=0.002)和椒盐噪声(d=0.005),以增加实验仿真的置信度。仿真图像如图3所示,可以看出,微扫描单次采样图像目标边缘模糊,存在明显的锯齿化现象,噪声影响严重;最近邻插值图像分辨率有所提高,但依然存在较为严重的锯齿化现象和噪声影响;基于成像模式的直接重建图像目标边缘较为清晰,锯齿化现象得到改善,但噪声并未减弱;而本文提出的基于像素相关度加权插值的重建图像目标边缘清晰,不仅消除了锯齿化现象,还抑制了噪声的影响,重建效果最好。
为了更客观地分析各种算法的重建效果,引入图像峰值信噪比RPSNR和均方误差eMSE两项重要指标[5],其定义式:
其中:f(i,j)表示源图像点灰度值,表示重建图像点灰度值。表1的实验数据显示,本文提出的基于像素相关度插值重建算法得到图像的RPSNR最大,表明图像的失真程度最小,与输入图像的相似度最大,从而证实了我们上面的主观评价。
4 结论
本文在介绍了红外成像系统微扫描技术及成像过程的基础上,重点对微扫描成像的重建算法进行了研究,提出了基于像素相关度插值的重建算法,并对其进行了实验仿真,结果表明新算法得到重建图像的峰值信噪比较基于成像模式的直接重建算法提高了1.82 dB,均方误差降低了34%,重建效果明显提高。
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