超声层析成像SART算法的一种改进算法
层析成像
地震层析成像理论及技术-瑞雷面波理论基础与反演成像
瑞雷面波理论基础与反演成像 瑞雷面波是1887年由英国学者瑞雷（Rayleigh ）首先在理论上确定的，这种面波分布在自由表面上。当介质为均匀各向同性介质时，瑞雷面波的相速度和群速度将一致，否则瑞雷波的相速度将不一致，出现频散现象，当介质具有水平层状性质时，瑞雷面波的频散规律与介质的分层结构紧密相关。面波研究的目的是要通过面波信号得到地下介质的结构及其物理力学性质，这就需要进一步反演解释研究。 1. 瑞雷波的理论基础 由于均匀弹性半空间介质的边界附近沿x 方向传播的平面瑞利谐波y 方向的质点位移为零。设半空间充满x-y 平面，z 方向向下为正，坐标原点位于介质的自由表面上，如图所示1-1 为推导方便，引入势函数Φ和ψ来分别表示x 和z 方向的位移（u 和w ），则 ，u w x z z x ?Φ?ψ ?Φ?ψ = -= +???? 1.1 平面瑞利波波前 质点位移随深度增加 而衰减 波的传播方向 图1-1 均匀弹性半空间中的平面瑞利波
由位移表示的二维运动方程为 2222 22u u w w （）（）ερλμμερλμμ??=++?????=++???t x t z 1.2 由此可见，势函数的引入将胀缩波和剪切波区分开来（Φ与胀缩波对应，ψ与剪切波对应）。将式（1.1）代入（1.2）得 22222222 222222x t z t x z z t x t z x ρρλμμρρλμμ??????Φ??ψ?? -=+?Φ?ψ ? ?????????????????Φ??ψ??+=+?Φ+?ψ ? ???????????（）（）-（）（）（）（） 1.3 又有 22222222p s 22 2v v ，λμμρρ ?Φ+?ψ=?Φ=?Φ=?ψ=?ψ??t t 1.4 由于平面瑞利波的位移发生在x-z 平面内，因此由式（1.1）和式（1.4）可知，瑞利波是P 波和SV 波相互作用的结果。 对于一个角频率为ω，波数为k ，沿x 方向传播的瑞利谐波，其势函数可表示为： ()()F ()G ()，ωω--Φ=ψ=i t kx i t kx z e z e 1.5 其中，F()z 和G()z 分别表示瑞利波胀缩分量和旋转分量的振幅随深度变化的函数；波数R 2L k π = ，R L 为瑞利波波长。 将式（1.5）代入式（1.4）并整理得 22222p 2 2 222s F()F()=0v G()G()=0v ωω?? ?-- ? ?????? ?-- ??? ? z k z z z k z z 1.6 上述二阶偏微分方程的通解为 1122F()=A B G()=A B --++qz qz qz qz z e e z e e 1.7
电容层析成像系统图像重建算法的研究
技术创新 中文核心期刊《微计算机信息》（管控一体化）２００７年第２３卷第６－３期 ３６０元／年邮局订阅号：８２－９４６ 《现场总线技术应用２００例》 图像处理 电容层析成像系统图像重建算法的研究 ＳｔｕｄｙｏｎＩｍａｇｅＲｅｃｏｎｓｔｒｕｃｔｉｏｎＡｌｇｏｒｉｔｈｍｆｏｒＥｌｅｃｔｒｉｃａｌＣａｐａｃｉｔａｎｃｅＴｏｍｏｇｒａｐｈｙＳｙｓｔｅｍ （江南大学）曹琳琳 ＣＡＯＬＩＮＬＩＮ 摘要：本文利用Ｔｉｋｈｏｎｏｖ正则化和奇异系统理论，分析了引起电容层析成像系统逆问题不适定性的根本原因是由于敏感场 矩阵小奇异值的存在。针对一般Ｔｉｋｈｏｎｏｖ正则化方法将所有的奇异值都采取同一正则化参数修正带来的误差，本文将小奇异值对应的项设定正则化参数，而舍去零奇异值对应向量，既减少了误差又加快了速度。例算结果表明，用本文方法重建图像，比其它如线性反投影算法（ＬＢＰ）、Ｌａｎｄｗｅｂｅｒ迭代法及一般Ｔｉｋｈｏｎｏｖ正则化算法，都有一定程度的改善。关键词：电容层析成像；图像重建算法；Ｔｉｋｈｏｎｏｖ正则化；奇异系统中图分类号：ＴＰ２１２文献标识码：Ａ Ａｂｓｔｒａｃｔ：ＢａｓｅｄｏｎＴｉｋｈｏｎｏｖｒｅｇｕｌａｒｉｚａｔｉｏｎａｎｄｓｉｎｇｕｌａｒｓｙｓｔｅｍｔｈｅｏｒｙ，ｉｔｉｓａｎａｌｙｚｅｄｔｈａｔｔｈｅｃａｕｓｅｏｆｔｈｅｉｌｌ－ｐｏｓｅｄｃｈａｒａｃｔｅｒｉｓｔｉｃｏｆｔｈｅｉｎｖｅｒｓｅｐｒｏｂｌｅｍｉｎｅｌｅｃｔｒｉｃａｌｃａｐａｃｉｔａｎｃｅｔｏｍｏｇｒａｐｈｙｓｙｓｔｅｍｉｓｄｕｅｔｏｔｈｅｓｍａｌｌｓｉｎｇｕｌａｒｖａｌｕｅｓｏｆｔｈｅｓｅｎｓｉｔｉｖｉｔｙｄｉｓｔｒｉｂｕｔｉｏｎｍａ－ｔｒｉｘ．ＤｉｆｆｅｒｆｒｏｍｔｈｅｃｏｎｖｅｎｔｉｏｎａｌｔｅｃｈｎｉｑｕｅｉｎＴｉｋｈｏｎｏｖｒｅｇｕｌａｒｉｚａｔｉｏｎｍｅｔｈｏｄｔｈａｔａｌｌｔｈｅｓｉｎｇｕｌａｒｖａｌｕｅｓａｒｅｍｏｄｉｆｉｅｄｗｉｔｈｔｈｅｓａｍｅｐａｒａｍｅｔｅｒ，ｗｈｉｃｈｗｉｌｌｒｅｓｕｌｔｉｎｍｏｒｅｓｏｌｕｔｉｏｎｅｒｒｏｒ，ａｎｅｗｔｅｃｈｎｉｑｕｅｉｓｐｒｏｐｏｓｅｄｉｎｔｈｉｓｐａｐｅｒ，ｉｎｗｈｉｃｈｓｍａｌｌｓｉｎｇｕｌａｒｖａｌｕｅｓｅｘｃｅｐｔｔｈｅｚｅｒｏｓａｒｅｍａｎｉｐｕｌａｔｅｄｂｙｔｈｅｒｅｇｕｌａｒｉｚａｔｉｏｎ．Ｌｅｓｓｓｏｌｕｔｉｏｎｅｒｒｏｒａｎｄｒａｐｉｄｅｒｓｏｌｖｉｎｇｐｒｏｃｅｄｕｒｅｃａｎａｃｈｉｅｖｅｄｂｙｕｓｉｎｇｔｈｉｓｔｅｃｈ－ｎｉｑｕｅ．Ｎｕｍｅｒｉｃａｌｅｘｐｅｒｉｍｅｎｔｓｓｈｏｗｔｈａｔｔｈｅｐｒｏｐｏｓｅｄｍｅｔｈｏｄｃａｎｐｒｏｖｉｄｅｉｍａｇｅｓｓｕｐｅｒｉｏｒｔｏｔｈｏｓｅｒｅｃｏｎｓｔｒｕｃｔｅｄｂｙｔｈｅｌｉｎｅａｒｂａｃｋｐｒｏｊｅｃｔｉｏｎ（ＬＢＰ），ＬａｎｄｗｅｂｅｒｉｔｅｒａｔｉｖｅｍｅｔｈｏｄａｎｄｔｈｅｓｔａｎｄａｒｄＴｉｋｈｏｎｏｖｒｅｇｕｌａｒｉｚａｔｉｏｎｍｅｔｈｏｄ． Ｋｅｙｗｏｒｄｓ：ｅｌｅｃｔｒｉｃａｌｃａｐａｃｉｔａｎｃｅｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ，ｉｍａｇｅｒｅｃｏｎｓｔｒｕｃｔｉｏｎａｌｇｏｒｉｔｈｍ，Ｔｉｋｈｏｎｏｖｒｅｇｕｌａｒｉｚａｔｉｏｎ，ｓｉｎｇｕｌａｒｓｙｓｔｅｍｔｈｅｏｒｙ 文章编号：１００８－０５７０（２００７）０６－３－０２７２－０３ 引言 电容层析成像（ＥｌｅｃｔｒｉｃａｌＣａｐａｃｉｔａｎｃｅＴｏｍｏｇｒａｐｈｙ，简称 ＥＣＴ）中图像重建算法的研究是ＥＣＴ技术和应用的重点环节。 实现图像重建的基本思路是在分析电极激励的静电场问题得到敏感场数据以后，建立被测介电常数与测量电容值之间的关系方程，再运用合适的方法反演截面图像，并要求一定的成像质量和速度。ＥＣＴ图像重建属于逆问题，通常观测数据值远远少于被测数据，而且由于敏感场矩阵本身存在的大条件数，导致求解问题的不适定性，另由于ＥＣＴ系统固有的“软场”性质，待解问题的非线性，使这类问题的求解有一定的困难。 当前存在的ＥＣＴ图像重建算法中，常用的方法有线性反投影算法（ＬＢＰ）、Ｌａｎｄｗｅｂｅｒ迭代法及Ｔｉｋｈｏｎｏｖ正则化算法。ＬＢＰ将问题看成简单线性问题，求解速度快，但是误差较大；而 Ｌａｎｄｗｅｂｅｒ迭代法利用ＬＢＰ得到初始图像，然后计算电容值和 测量电容值之间的误差，反复进行修正，可以得到比较精确的图像，但同时速度慢，不利于实时应用。 Ｔｉｋｈｏｎｏｖ正则化方法用于ＥＣＴ的图像重建，它方法上是引 入一正则化参数试图减小敏感场矩阵的条件数，然后进行求解，但是实质上却对敏感场矩阵所有的奇异值都加上了一个正则化参数，这样对大奇异值项来说，肯定会造成一定的误差，所以本文为了避免这种误差的存在，将解展开为奇异向量的线性组合，通过分析小奇异值对应的项对计算结果产生的影响，给出了选择合适的正则化参数的方法，可使图像重建达到比较理想的结果。１基本理论知识 设存在一病态线性方程组 Ａｘ＝ｙ（１） 式中Ａ属于ｍ×ｎ矩阵，ｘ为ｎ维向量，ｙ为ｍ维向量。标准 Ｔｉｋｈｏｎｏｖ正则化方法将问题转化为求下列的范函最小值问题： （２） 式中λ为正则化参数，该范函极值问题的正则化解ｘα也是 下列方程的唯一解： （３） 设Ａ的奇异系统为 ，即满足 （４） 则可得到 （５） Ａ的奇异值为μｉ，则ＡＴ Ａ的特征值为μｉ２。那么根据特征值 理论满足 （６） 从而使得 （７） 代入（５）式则可得到正则化解为 （８） 可以看出，方程（１）的解可以看作是奇异向量ｘｉ和系数 的线性组合。但是如果系数矩阵Ａ的性态不好，存 在相对很小的奇异值，则相对小奇异值的某些组合分量即具有 很大的系数。此时如果已知向量ｙ存在误差或噪声，并且该噪 曹琳琳：硕士研究生 ２７２－－
超声成像在医学中的应用
超声成像在医学中的应用 超声波是一种频率高于20000赫兹的声波，它的方向性好，穿透能力强，易于获得较集中的声能，在水中传播距离远，超声波因其频率下限大于人的听觉上限而得名。而超声成像是利用超声声束扫描人体，通过对反射信号的接收、处理，以获得体内器官的图像的技术。 一、超声成像在医学中的应用 超声成像以其使用安全、成像速度快、价格便宜和使用方便等优势在临床诊断中被大量使用，是临床诊断的重要工具之一。随着超声在医学诊断领域的广泛而深入的应用，以及微电子技术、计算机技术、图像处理技术和探头技术等工程技术的进步，促进了超声诊断技术不断发展。不仅仪器的图像质量明显提高，而且诊断的模式和方法也更加丰富。国内外很多研究人员从事着超声的研究，使超声技术从模拟技术扩展到数字技术，从二维成像扩展到三维成像；从线性技术扩展到非线性技术，以适应临床不同的需求。 在医学实践中，常用的超声仪器有多种：A型，即幅度调制型，是以波幅的高低表示反射信号的强弱，显示的是一种“回声图”。M型，光点扫描型。是以垂直方向代表从浅至深的空间位置，水平方向代表时间，显示为光点在不同时间的运动曲线图。B型，辉度调制型。即超声切面成像仪，简称“B超”。是以亮度不同的光点表示接收信号的强弱，在探头沿水平位置移动时，显示屏上的光点也沿水平方向同步移动，将光点轨迹连成超声声束扫描的切面图，为二维成像。至于D型是根据超声多普勒原理制成。 近年来，超声成像技术不断发展，如灰阶显示和彩色显示、实时成像、超声全息摄影、穿透式超声成像、超声计并机断层圾影、三维成像、体腔内超声成像等。这些超声成像在医学上的应用，给医生在病情诊断及治疗方面带来了极大的方便，同时也给无数人带来了健康的希望。 二、二维技术与三维技术对比 二维多普勒组织成像技术是将低速高振幅的心肌运动信息进行彩色编码显示心脏运动信息的图像诊断的技术。该技术能够直观的观察心动周期内各时相的室壁运动方向，并定量分析心脏各节段的室壁运动速度。与传统超声目测分析室壁运动相比，能够更为客观地评价心脏的运动特点。但多普勒组织成像无法克服多普勒声束与室壁运动方向夹角所产生的影响，该技术对甲状腺良恶性肿瘤的鉴别有一定的诊断价值。 三维超声成像技术包括数据获取、三维图像重建和三维图像的显示。三维超声成像是在采集二维图像的基础上进行重建而成。要获得理想而准确的三维图像，需要清楚地了解二维图像的位置及角度，还需尽快扫查以避免运动伪像。常用机械驱动扫查、自由扫查、一体化容积探头扫查等方式获取。获取二维图像数据后，便可形成三维立体数据库。当选择一个参考切面对三维立体数据库进行任意方向的切割和观察时，即可完成对感兴趣结构的三维重建与显示。常用的重建方法有基于特征的三维图像重构法、基于体素的三维图像重构方法。显示方式有断面成像、表面成像、透明成像。 与传统二维超声成像相比，三维超声成像具有明显的优势。主要表现在以下几个方面：直接显示脏器的三维解剖结构；可对三维成像的结果进行重新断层分层，从而能从传统成像方式无法实现的角度进行观察；可对生理参数进行精确测量，对病变位置精确定位。 当然，三维超声成像还存在不足之处。如成像速度慢、空间分辨力低、成像效果未达到临床诊断要求等也制约着三维超声技术的应用。
超声弹性成像
百胜超声弹性成像及定量分析(Real-time Elastography Imaging with Quantity ElaXto TM) 百胜超声弹性成像技术-ElaXto TM利用非相干的射频信号频谱应变估计法，分析肿瘤或其他病变区域与周围正常组织间弹性系数的差异、在外部压力作用下产生应变大小的不同，以黑白、伪彩或者彩色编码的方式显示，来判别病变组织的弹性大小，从而实现临床应用中的鉴别诊断。 技术原理： ElaXto TM超声弹性成像技术，亦称实时应变成像技术Real-time Elastography Imaging，其基本原理为：根据不同靶组织（正常及病变）的弹性系数不同，在加外力或交变振动后其应变（主要为形态改变）的不同，收集靶组织在某时间段的各个片段信号，通过主机处理，再以黑白、伪彩或者彩色编码的方式显示，最终通过对弹性图像的判读诊断靶组织的良恶性质或者组织的特性【图表1】。 图表1：用不同的方式显示组织弹性 在相同外力作用下，弹性系数大，引起的应变小；反之，弹性系数小，相应的应变大。也就是说在同等压力条件下柔软的正常组织变形超过坚硬的肿瘤组织。施加一个外力后，比较加压（用超声探头紧压病变）前后靶组织弹性信息的超声图像、前后病变的应变来说明靶组织的硬度，后者是鉴别病变性质的重要参数。超声弹性成像即是利用生物组织的弹性信息帮助疾病的诊断。 弹性成像技术实现方法 1）弹性成像技术实现方法 这一成像技术一般采用两种方法实现：相干法和非相干法。 相干法：通过互相关技术对施压前、后的射频信号进行时延估计，可以计算出组织部不同位置的移动，进而计算出组织部的应变分布情况[1]。 Strain=(△t1-△t2)/△t1 =[(t1b-t1a)-(t2b-t2a)]/(t1b-t1a) 其中t1a，t1b表示没有加压前回波中相邻两个回波界面的回波位置（度量单
层析成像
层析成像 姓名：李文忠 学号：200805060102 班级：勘查技术与工程（一）班
前言 层析成象是在物体外部发射物理信号，接收穿过物体且携带物体内部信息，利用计算机图象重建方法，重现物体内部一维或三维清晰图象。层析成象技术最大的特点是在不损坏物体的条件下，探知物体内部结构的几何形态与物理参数(如密度等)的分布。层析成象与空间技术、遗传工程、新粒子发现等同列为70年代国际上重大科技进展。层析成像应用非常广泛，如医学层析的核磁共振成像技术、工业方面的无损探伤、在军事工业中，层析成象用于对炮弹、火炮等做质量检查、在石油开发中被用于岩心分析和油管损伤检测等，层析成象是在物体外部发射物理信号，接收穿过物体且携带物体内部信息，利用计算机图象重建方法，重现物体内部一维或三维清晰图象。声波层析成像技术 声波层析成像方法所研究的主要内容，一个是正演问题，即射线的追踪问题，是根据已知速度模型求波的初至时间的问题；另一个问题就是反演问题，即根据波的初至时间反求介质内部速度或者慢度分布的问题。层析成像效果的好坏与解正演问题的正演算法和解反演问题的反演算法都有直接的关系。论文详细研究声波层析成像的射线追踪算法，重点探讨了基于Dijkstra算法的Moser曲射线追踪算法，并用均匀介质模型、空洞模型、低速斜断层等模型使用Moser曲射线追踪时的计算精度与计算效率，发现了内插节点是影响Moser曲射线追踪效果的主要因素，得到了内插节点数为5～7之间，计算速度较快，计算精度较高。模型试算的结果表明，正演采用内插10个节点，
反演过程中采用内插5个节点，效果最佳。在层析成像正演算法的基础上，详细研究了误差反投影算法(BPT)、代数重建法(ART)、联合迭代法(SIRT)；研究了非线性问题线性化迭代的最速下降法、共轭梯度法(CG)；重点推导和建立了层析成像的高斯—牛顿反演法(GN)；详细研究了非线性最优化的蒙特卡洛法(MC)、模拟退火法(SA)、遗传算法(GA)；研究了将非线性全局最优化和线性局部最优化方法相结合的混合优化方法，探讨了基于高斯牛顿和模拟退火相结合(GN-SA)混合优化算法。在此基础上，以速度差为10％的低速斜断层模型为例，详细探讨了线性化算法SIRT、GN；非线性最优化算法SA、GA以及混合优化算法GN-SA五种算法对该模型的计算结果，并探讨了直射线和Moser曲射线追踪的反演效果。数值试验表明，基于Moser曲射线追踪的高斯—牛顿反演法的层析成像效果最佳，计算效率最高。采用基于Moser曲射线追踪的高斯—牛顿法，对速度差为25％的等轴状空洞构造、速度差为33％的不连通空洞模型、速度差为33％的高速岩脉进行了反演试算，对于这些理论模型，高斯—牛顿法均取得了较好的成像效果。为进一步验证各种层析成像法，在实验室制作了水泥台和石膏板实物模型，并分别在水泥台中央制作一个方形空洞，在石膏板中央制作一个倒“L”形空洞。对这两个实物模型进行了实测，对测量的数据，用高斯—牛顿法进行层析成像反演，均取得了较好的成像效果。通过本文的研究和数值试验，得到了以下结论：(1)基于直射线追踪方法，适用较为简单的地质体，亦或是测量精度要求不高的问题。由于直射线追踪方法在成像过程中，只需要追踪一次就可以
医学超声成像的进展
医学超声成像的进展 张海澜 (中国科学院声学研究所，北京100080) 1 引言 用于医学诊断的超声成像具有安全、设备比其他影像诊断方法简单、价格便宜、能够区分不同的软组织等优点，是超声技术最主要的应用之一[1]。由于事关人类健康，长期以来国内外在这一方向投入了大量的人力和物力，发展非常迅速。新的原理和方法不断出现，并迅速向实际应用转化，使超声成像的性能有了很大的提高，已与X射线层析成像、核磁共振并列为三大影像诊断手段，在各级医院中广泛地运用。 超声诊断成像采用多阵元的阵列换能器向人体内发射超声波，改变各个阵元激发的相对延迟和幅度，可以形成向一定方向发射的聚焦声束。当声束遇到体内不同器官和组织的界面时产生反射回波，再被阵列换能器接收。各个阵元接收的信号经过不同的延迟后叠加，可以加强特定方向的回波，形成接收声束。改变发射和接收波束的方向，使它们在体内扫描，得到的回波幅度反映体内不同位置的组织对声波的反射率。经过处理，在屏幕上的相应位置用灰阶表示体内各点的反射率，形成反映体内解剖结构的图像。这样的图像称为B超图像。如果对同一方向连续多次发射声束，接收到的多次回波包含了体内组织运动的信息，如心脏的搏动，血液的流动等，这样可以形成M超图像。根据多普勒频移原理，进一步利用自相关方法处理多次发射得到的血流的回波，可以得到不同位置的血流速度信息，再用彩色编码表示，得到表示体内血流分布的彩色血流图，俗称彩超。也可以对同一位置的血流作多普勒频谱分析，得到流速随时间的变化，称为频谱多普勒。在上世纪80年代，这几种成像方式成为医学超声成像的主流技术，当时的发射、接收和处理主要由模拟电路完成，而数字电路开始用于控制、成像和与多普勒频移有关的处理。此后二十年，超声成像有了令人瞩目的新发展，本文选择几个重要的发展作简单的介绍。 2 相干成像 为了实时连续地反映器官的动态图像，每秒钟至少需要产生25帧图像，因此每幅图像的成像时间不能超过40毫秒，这个要求对心脏等运动器官尤为重要。人体软组织的声速大约是1500m/s，如果体表以下探测区域的深度是0.2m，声束入射和反射的传播距离是0.4m，大约需要270纳秒的时间，因此40ms内可以完成150次发射，也就是说每幅图像最多由150个声束组成。实际上声束之间还需要有时间间隔，因此每幅图像的声束数还要少一些，上世纪80年代的超声成像设备通常采用128个声束。 由128个声束产生的超声图像在横向只有128个独立的数据点，像素点比较少，图像质量不高。为了加密像素点，又不增加声束，只能根据实际声束的数据插值得到所谓的虚拟声束。超声成像采用窄带脉冲信号，回波信号包括幅度和相位两部分的信息。上世纪80年代以前的成像方法把接收信号送入检波电路，得到包络信号，形成图像。这种方法只利用了回波信号中的幅度信息，丢失了相位信息，成像效果比较差。用包络信号插值，得不到插值点上真实的数据，由此得到的图像只是原有图像的平滑，图像质量不好。随着电子技术的发展，特别是数字化技术的运用，上世纪九十年代开始在超声诊断成像中采用相干处理的方法，用正交解调求得信号的复包络。复包
电容层析成像技术测量电路的设计【开题报告】
毕业设计开题报告 电子信息工程 电容层析成像技术测量电路的设计 1、选题的背景、意义 过程成像(PT:PROCESS TOMOGRAPHY)技术是近年来才发展起来的一种两相或多相流测量技术,其优点是利用被测物体外部的检测信息,获得被测物体内部变化∕高速流状态。过程成像经常使用特殊方法设计的探测器,通过非侵入式的方法取得被测两相流或多相流介质的场(如电磁场)信息,可以根据场的信息和被测物体的作用原理,应用数学的方法重建两相流或多相流在管道内或反应装置的内部的横截面上的动态分布的情况。在我们日常生活中，过程成像可用于研究化工、石油等各种固体、气体的物料输送管道中的气或固两相流和气或固或液多相流得流态化、反应、扩散以及混合等动态过程,以监控反应器中气泡的分布和大小以及反应器中气泡的破碎和合并等过程；通过工业过程中的建立的模型,研究反应器中反应速率、质量传递以及热量传递的关系,提高反应器的选择性、转化率以及安全性等[1]。 电容层析成像技术（ECT）是医学CT技术在工业流动过程上的改革与发展，是目前用来解决多相流参数测量难度大的最新手段。ECT(Electrical Capacitance Tomography)是在应用于多相流参数检测的一种新型技术,原理是依靠检测非导电物场内介质分布变化引起的电容值的变化,通过某种图像重建算法来反演物场内的介质分布,从而实现对两相流参数的测量。工业过程成像技术中，电容的成像技术（ELECTRICAL CAPACITANCE TOMOGRAPHY,简称ECT）以它廉价、高速和非辐射等特点，在近十几年来获得很大发展[2]。 其实，早在二十世纪八十年代中期，以英国曼彻斯特理工大学BECK M S教授为首的研究小组就已经提出了“流动成像”（FLOW IMAGING）得概念，并研制成功了8电极的电容成像系统。在国外，美国能源部MORGANTOWN研究中心几乎与BECK的研究小组同时发明出了一种在线监测流化床中空隙率分布的16电极电容的成像系统（CAPACITANCE IMAGING SYSTEM,简称CIT），该系统可用于对流化床内物料密度三维分布地监测。电容成像的技术应用于工业上的多种需要进行多
超声成像波束形成的基本理论汇总
超声成像波束形成的基本理论 声场在成像场域的分布称为波束形成(beam forming)。波束形成在整个超声中处于心位置，对成像质量起着决定性的作用，如图2.1。 本章以传统的延时叠加波束形成方法为中心来阐述波束形成的基本原理及其对波束形成的影响，并介绍了波束控制方法(聚焦偏转、幅度变迹、动态孔径)及成像质量的评价标准。. 1 延时叠加波束形成算法 延时叠加波束形成是超声成像中最传统、最简单也是应用最广泛的成像方法，它包括发射聚焦和接收聚焦两种方式。由于成像过程实际就是对成像区域逐点聚焦，所以一帧完整的图像需要进行至少上万次的聚焦才能完成。如果采用发射聚焦方式来实现超声成像，则完成一帧超声图像需要非常长的时间(至少需要几分钟)，不符合实时成像的要求。因此，平常所说的延时叠加波束形成一般是指接收聚焦，其形成过程如图2.2 所示。
1.1 声场分布的计算 图像分辨率通常是评价图像质量的重要标准之一，而在超声成像系统中的图像横向分辨率是由超声波束的声场分布决定的[25]。超声辐射声场的空间分布与换能器的辐射频率、辐射孔径及辐射面结构有关，称为换能器的空间响应特性为了表征换能器空间响应特性，常引入一指向性函数。指向性函数是描述发射器辐射声场或接收器灵敏度的空间函数。由于探头类型不尽相同，包括连续曲线阵、连续曲面阵、连续体性阵和离散阵四大类，因此指向性函数的类型也有所不同。本节以常用的凸阵探头(离散阵)为例介绍超声空间发射声场的计算
如图2.3 所示，设阵元数为N，阵元的半径为R，相邻两阵元间的距离为d，由于d << R，可近似得到相邻两个阵元之间的夹角为Q=d/R。那么探头上任一阵元i 与中心线的夹角
改进敏感场的电容层析成像图像重建算法
2011-8-3 基金项目：国家自然科学基金(60762001)；广西高等学校优秀人才计划（桂教人才0804）。 作者简介：赵进创(1968-)，男，博士，教授，研究方向：电成像技术；嵌入式系统开发等；刘金花(1987-)，女，硕士研究生，研究方向：电成像算 法。 收稿日期： 修回日期： 改进敏感场的电容层析成像图像重建算法 赵进创,刘金花,黎志刚,傅文利,李贤宇 ZHAO Jin-chuang,LIU Jin-hua,LI Zhi-gang,FU Wen-li,LI Xian-yu 广西大学计算机与电子信息学院, 广西 南宁530004 College of computer , electronics and information, Guangxi University, Nanning 530004, China E-mail: zhaojch@https://www.docsj.com/doc/c816677114.html, Image reconstruction algorithm based on updated sensitivity field for ECT Abstract: The Landweber image reconstruction algorithm based on imaging sensitive field mean filtering method is proposed to solve the so-called “soft -field” characteristic problem of sensitive field of Electrical Capacitance Tomography (ECT) system. The algorithm principle is that the neighborhood pixel sensitivity is averaged by template convoluting method, which can reduce the sensitivity of region near electrodes and improve that of central region of pipe. The algorithm can eliminate partly the affect on the quality of image reconstruction due to uneven sensitivity and improve image reconstruction accuracy. Simulation results indicate that the algorithm is superior to conventional Landweber algorithm in image reconstruction accuracy and convergence speed. Key word: ECT; Landweber image reconstruction algorithm; Sensitivity; mean filtering 摘 要: 针对电容层析成像系统中敏感场的“软场”特性，提出了一种基于成像敏感场灵敏度均值滤波的Landweber 图像重建算法。该算法是通过模板卷积的方式对敏感场灵敏度进行邻域平均，降低靠近极板区域的灵敏度，提高管道中心区域的灵敏度，部分消除了因敏感场不均匀对图像重建质量的影响，提高图像重建精度。仿真结果表明，该算法在图像重建精度和收敛速度上均优于传统的Landweber 图像重建算法。 关键词：电容层析成像;Landweber 图像重建算法;灵敏度;均值滤波 DOI: 文章编号： 文献标识码: A 中图分类号：TP212.9 1 引言 电容层析成像 ( Electrical Capacitance Tomography , ECT) 作为一种非侵入式的流动参数前景。其原理是通过计算机采集安装在封闭的工业管道、容器外壁的传感器阵列在不同观测角度下的投影数据即电容测量值，采用相应的图像重建算法 显示被测物场的二维或三维介质分布图像[6][11][12]。 图像重建算法是ECT 系统的关键技术之一，目前国内外研究ECT 图像重建常用的算法主要分为2 类: 一类是非迭代算法，如线性反投影算法（LBP ），另一类是迭代算法，如Landweber 迭代法[1]-[5][9]。LBP 算法简单、成像较快, 但其重建图像精度低。 Landweber 迭代法是利用LBP 法重建的图像作为迭代过程的初值, 由于初值有时偏离实际值较大, 造成迭代误差累积，影响图像重建质量和算法收敛速度。本文针对此问题提出一种基于灵敏度矩阵均值滤波的Landweber 迭代算法，与传统的Landweber 迭代法相比，该算法成像质量高，收敛速度快。 2. ECT 图像重建模型 ECT 系统的正问题就是由已知的介电常数分布,求出传感器各极板对之间形成的电容值,可表达为如下的数学模型[6][10]-[12]： dxdy y x y x S y x C D ij ij )),(),,((),( （1） 网络出版时间：2011-10-24 10:08 网络出版地址：https://www.docsj.com/doc/c816677114.html,/kcms/detail/11.2127.TP.20111024.1008.007.html
超声成像原理
第一章超声成像原理和妇产超声诊断临床基础 第一节超声成像原理 一、超声波的概念和基本特性 （一）超声波的概念频率在2万赫兹以上的机械振动波，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，它具有质量和弹性，包括各种气体、液体和固体；传声介质有均匀的、不均匀的；有各向同性的、各向异性的等。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定向扫查人体组织。 （二）超声波的产生医用高频超声波是由超声诊断仪上的压电换能器产生的，这种换能器又称为探头，能将电能转换为超声能，发射超声波，同时，它也能接受返回的超声波并把它转换成电信号。探头具有发射和接受超声两种功能。常用的探头分为线阵型、扇型、凸阵型，探头的类型不同，发射的超声束形状和大小各不相同，而各种探头根据探查部位的不同被设计成不同的形状。见图1-1-1。 图1-1-1 探头示意 （三）超声波的基本物理量 1．频率（f）：是指单位时间内质点振动的次数。单位是赫兹（Hz）、千赫（KHz）、兆赫（MHz）。超声的频率在20KHz以上，而医学诊断用超声的频率一般在兆赫级，称为高频超声波，常用频率范围2～10兆赫。频率越高，波的纵向分辨力越好。周期（T）则是一个完整的波通过某点所需的时间。有f·T = 1 。 2．波长（λ）：表示在均匀介质中的单频声波行波振动一个周期时间内所传播的距离，也就是一个波周期在空间里的长度。波的纵向分辨力的极限是半波长，因此了解人体软组织中传
导的超声波长有助于估计超声波分辨病灶大小的能力。 3．声速（C）：是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。人体各种软组织之间声速的差异很小，约5%左右，所以在各种超声诊断仪器检测人体脏器时，假设各种软组织的声速是相等的，即采用了人体软组织平均声速的概念。目前，较多采用人体软组织平均声速的数值是1540m/s。实际上人体不同软组织脏器及体液的声速是有差别的，因此声像图上显示的目标，无论是脏器或病灶，其位置及大小与实际的结构相比，都存在误差，但不致影响诊断结论，一般可忽略 声速C、波长λ、频率f或周期T之间的关系符合 4．声强（sound intensity）：当声波在介质中传播时，声波的能量从介质的一个体积元通过邻近的体积元向远处传播。 声强是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。声强小时超声波对人体无害，声强超过一定限度，则可能对人体产生伤害，目前规定临床超声诊断仪安全剂量标准为平均声强小于10mW/cm2。（四）超声波的传播 1. 声特性阻抗（acoustic characteristic impedance）：声特性阻抗（Z）定义为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的密度（ρ）与声速（C）的乘积。 2. 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。人体软组织及脏器结构声特性阻抗的差异构成大小疏密不等、排列各异的声学界面，是超声波分辨组织结构的声学基础。 3. 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
地震层析成像
地震层析成像 摘要：层析成像方法是一种公认的基于地震数据的有效方法，近20年来，层析成像方法发展迅速。从原理上讲，层析成像方法可分为两大类，一是基于射线理论走时层析成像，二是基于波动方程的散射层析成像。本文介绍新的层析成像方法及其技术，包括各向异性介质的2D立体层析成像；时移层析成像的超声数据试验；绕射层析成像的迭代方法：真振幅偏移的本质；用于速度模型构建的下行波折封层析成像和反射层析成像；多尺度波动方程反射层析成像，并在后面展开层析成像方法应用于构造速度模型的分析和实例。 关键字：层析成像；偏移成像；速度模型；克希霍夫偏移。 一、引言 偏移成像在地震勘探和开发过程中，已经成为一种关键的地震数据处理技术。成像的精度和可靠性依赖于速度模型的准确与否。 速度分析历来都是地震资料处理的基础工作，从均方根速度、层速度以及叠加速度等，贯穿于地震资料处理的方方面面，速度分析方法丰富多样。迄今，层析成像方法是一种公认的基于地震数据的有效方法，近20年来，层析成像方法发展迅速。从原理上讲，层析成像方法可分为两大类，一是基于射线理论走时层析成像，二是基于波动方程的散射层析成像。后一种层析成像很复杂，正处于理论研究阶段。尽管其实际应用不多，但却是层析成像的发展方向。 走时层析成像比较成熟，有很多的实际应用。它又可细分为初至走时层析成像和反射走时层析成像。初至走时层析成像方法简单直观，稳定性较好，主要应用于井间地震以及近地表的速度分析，但是，初至走时层析成像由于只利用初至走时，所以，得到的速度模型比较粗糙，分辨率也较低。 反射层析成像主要应用于地下速度和反射层深度的反演，以及叠前或叠后偏移的速度分析之中。前者由于速度和深度之间的藕合关系，以及反射波到达时间及其层位难于拾取等，制约了它的广泛应用，但是，这是一种极具价值和潜力的反演方法。后者则是利用经过叠前或叠后CRI道集中同相轴未被拉平的剩余时差，经过层析成像来修正用于偏移的速度模型。这种构建速度模型的方法，目前正广泛应用于叠前深度或时间偏移中。 值得关注的还有，地震资料与其他地球物理资料间的联合反演，其反演结果互为验证、相得益彰，为我们提供了更为可靠的反演结果。 二、新的层析成像方法及其技术 1.各向异性介质的2D立体层析成像 立体层析成像是一种利用局部相关同相轴作为输人的斜率层析成像方
超声成像
超声成像＋核医学成像 1928年开始研究超声的生物效应 1950年应用A超对人体体内的肿进行检查 1960年超声波理疗以及眼科，牙科手术 70年代B超应用于临床，可实时获得人体脏器的解剖结构图像 特点：无（低）损伤，非侵入性，操作方便 80年代超声成像设备有了新的发展，图像分辨率达到了0.5mm，图像的灰阶等级满足了诊断要求 研制了各种特殊探头，可将探头伸入体腔内进行超声成像，显示出比较小的器官 彩色多普勒超声诊断仪的出现，提供心脏内的血流流动情况和血流量。 1.超声成像的物理基础 a．超声在均匀介质中传播时，不会发生发射 b．当介质的声阻抗发生变化时，超声会在其界面发生反射 c．声阻抗变化愈大，发射愈强 d．超声在人体组织内的传播速度为1540m/s e．由于传播速度低，同一换能器既发射超声又接收回波 f．现代电子技术可区分来自不同深度的反射回波，使实现回波反射式超声成像仪成为可能g．目前使用的各种超声成像仪都是回波反射型的，显示的是人体组织的各界面对超声波的反射特征 h．超声在人体组织中传播时产生衰减，与超声频率成正比 i．超声在人体组织中传播是一种复杂的过程，除了发射，还有透射，以及衍射，散射，折射 2.超声成像系统 a.A型，M型，B型等超声诊断仪：利用脉冲回波法，应用超声在体内组织中幅度（能 量衰减）变化的机理 b.多普勒超声诊断仪：应用超声的频移效应 c.利用超声在传播过程中相位变化的信息，目前正在研究中 A型超声诊断仪 用压电晶片作换能器，用重复频率1000～2000Hz的电脉冲激励→发射单声束→进入人体→体内组织界面产生反射→反射回波由同一发射换能器接收→转换成电信号→放大，检波→CRT显示（横坐标：超声传播时间，纵坐标：回波的幅度） 从回波的分布：包络宽度及幅度大小，可以测度病灶的位置，大小等。但这种显示缺少解剖信息，诊断困难。 M型超声诊断仪（超声心动图仪） 显示时把A型仪器的时间基线加到示波管的垂直偏转板上，即用Y轴表示脏器的深度：把回波信号加到示波管亮度调制板上，于是Y方向上每一条亮暗不同的线相当于一个A型显示。
三维超声的成像原理
第一章三维超声的成像原理 宇宙空间包含有三个互相垂直的方向，即X、Y和Z方向。单一方向只能描述一条直线，而任何两个垂直的方向都可以描述一个平面，三个互相垂直的方向则可以描述一个立体，它们相应提供空间的一维、二维和三维信息。 超声成像（U l t r a s o n i c I m a g i n g）是使用超声波的声成像。在超声诊断仪中，有传递人体组织一维空间信息的A型、M型和D型；有传递人体组织二维空间信息的B型、C型、F型和C F M型（彩色血流图）；有传递人体组织三维空间信息的组织三维成像、血流三维成像和融合三维成像。目前，所有三维成像都是以平面显示的方法显现成具有立体感的显示方式，这种方式被称为三维显示（3D-s c o p e）。
第一节三维成像的原理及基本方 法 一.三维成像的原理 三维成像按成像的原理可分为三大类：1．利用光学原理与系统进行三维成像； 2．利用光学系统和图像迭加原理的三维成像； 3．利用计算机辅助进行三维重建成像。 二．声全息（A c o u s t i c a l H o l o g r a p h y）声全息技术是通过探测波与参考波之间的相互干涉，而把探测波振幅和相位携带的有关探测物结构的全部信息提取与再现的技术。声全息技术由于获取和记录全息数据的方式不同，可分为三类：①液面全息；②扫描全息；③布阵全息。不管哪一类，都是透射成像，并
沿用了激光全息的方法，利用超声波相干的特性，不仅把超声波振幅信息记录下来，也反映出相位信息。因此，在把超声全息图重现时。能逼真地显示出人体的内部结构，并具有实时动态、分辨率高和灰阶丰富等特点。 图1-1是液面法声全息成像系统结构原理图。它表明声成像的过程。在工作时由换能器1发射的声束经人体受检部位，透过人体的声束由组合透镜2收集，经反射器3反射在小油槽5的液面上聚焦成像。同时由换能器4发射的参考声束也射到液面，与透过受检部位的物波相干形成声全息图。由激光器6发射的激光经扩散透镜7和光学部件产生平行激光照射液面的声全息图，受声全息图调制的反射激光发生衍射，各级衍射光经光学聚焦透镜8后在聚焦平面9上分离，并通过空间滤波器获取图像，由电视摄像机10摄像，并在显示器上显示三
电容层析成像
电容层析成像（ECT） 电容层析成像技术（ECT，Electrical Capacotance Tomography）是过程层析成像技术（PT，Process Tomography）的一种，是20世纪80年代后期在医学CT技术基础上形成和发展起来的。原理是根据被测物质各相具有不同的介电常数，当各相组分分布或浓度分布发生变化时，将引起混合流体等价介电常数发生变化，从而使测量电极对间的电容值发生变化，在此基础上，利用相应的图像重建算法重建被测物场的介电分布图。 ECT因具有快速、无损、廉价，灵活，兼容标准软件等优点而被认为是一种具有广阔发展前景的过程成像技术。电容层析成像技术在国内现处于实验室研究阶段，离工业应用还有一段距离，上海沃埃得贸易有限公司引入了英国、美国两家供应商提供的仪器来满足国内各高校、研究所的不同需求。 1. ECVT Data Acquisition System: ●Unique capacitance sensor with up to 36 plates ●DAS-2 intermediary device between sensor and host PC ●USB connection to host PC ●All analysis and reconstruction occurs on PC
2. ECVT Sensors: ●Capacitance plates wrapped around vessel inside sensor housing ●Common sensors have 12, 24, or 36 plates ●Plates connect to DAS-2 with RF cables 3. Data Acquisition System-2 ●Drives AC signals to and receives measurements from capacitor plates ●Uses USB to communicate with host computer ●Dynamic Link Library usage ●5-Volt power source ●Download software on CD to host PC ●ECVT plate connections in groups of 6 ●Three 12-plate receiver cards may be installed ●LEDs indicate power, run, and calibration status of DAS-2 ●Capacitance Reading Range: 1.1 fF (10-15 F) to 11 pF (10-12 F), 1 fF resolution ●Relative Permittivity Range: 0.01 to 100 (Dynamic ratio of 1 to 10,000) ●Typical Measurement Time: 18.1 μs (10-6 s) ●For 24-plate setup, typical operating speed is 200 frames/second ●Receiver cards work in parallel to increase speed
医学超声基本知识
医学超声基本知识 销售人员内部培训使用 医用超声常识 ●什么是超声波？ ●超声波的基本参数：频率、波长、声阻抗、声速等等。 ●医用超声的成像模式和发展历史。 ●医用超声仪的基本知识。 ●超声诊断在医学上的应用。 什么是超声波？ ●超声波是频率大于20000赫兹的声波。 ●声波是由物体振动产生的。超声波是由压电晶体振动产生的。 ●超声波在人体介质里的传播方式：反射、折射、衍射、散射和衰减等，其中反射是超声成像的基本原理。 ●回声：反射回来的超声信号叫回声。 超声波基本参数 ●波长和频率的关系：成反比。频率为超声最常用参数。频率越高，超声穿透力越差。 ●医用超声波的频率范围：2-10兆赫较常用，其中腹部3.5兆赫最常用。 ●声速：在人体一般为1500米/秒。 ●声阻抗：决定回声的强弱。（类似X线诊断中的密度概念）。 超声波的成像模式和发展历史 ●A超：即Amplitude超声（类似示波器波形），以振幅的大小来表示回声的强弱，临床已基本淘汰。 ●某些科室如肺科胸水测量、眼科眼球径线的测量可能还在使用。 超声波的成像模式和发展历史 ●B超：即Brightness超声，它将回声用灰阶二维图象表示出来，是医用超声诊断的主要手段。 ●B超显示的是一种断面解剖图象，类似于CT和磁共振图象。 超声波的成像模式和发展历史 ●M超：即Motion超声，是B型超声的一维取样图象随时间的变化图象，主要用于心脏径线测量以及各种心功能的测量。 ●M型也可用在胎心率的测量。 超声波的成像模式和发展历史 ●频谱多普勒：分脉冲多普勒和连续多普勒两种，主要用于心脏和血管的血流动力学参数测量。 ●脉冲多普勒：简称PW。最常用的血流动力学测量方法。 ●连续多普勒：简称CW。主要用于高速血流的测量。 两种频谱多普勒的简单区别 ●脉冲多普勒：可以定位测量血流的动力学参数，但所能测量的最高流速受到多种因素如频率、取样深度、脉冲重复频率等的限制。它广泛用于心脏和血管检查。 ●连续多普勒：可测量高速血流，但不能定位，主要用于心脏测量。 超声波的成像模式和发展历史 ●彩色血流成像技术：传统上是彩色多普勒技术CDFI。新近出现了能量图和方向性能量图技术。CDFI和能量图的区别 ●CDFI：最主流的彩色成像技术。在高速血流显示上有特征性的伪差－－“混叠”出现，表现心脏的湍流较直观。成像受角度影响。