单能量成像论文（共7篇）
单能量成像论文 篇1
摘要：目的:研究能谱CT成像在显示正常颅脑结构时的最佳单能量图,从而提高图像质量。方法:对60例经宝石能谱CT扫描的患者图像进行回顾性分析,将所得原始图像在40、45、50、55、60、65、70、75、80、85、90、95、100、105、110、115、120、130、140 ke V下重建19组CT图像。选取半卵圆中心、基底节区、小脑最大层面,分别测量每一组图像各感兴趣区的CT值及噪声,以计算不同ke V下的对比噪声比(contrast to noise ratio,CNR)、信噪比(signal noise ratio,SNR)。结果:小脑皮质、髓质的最佳SNR均为70 ke V,最大CNR为40 ke V;半卵圆中心层面的皮质、髓质在70 ke V具有最佳SNR,在40 ke V具有最大CNR;在基底节区层面中,内囊在70 ke V具有最佳SNR,苍白球在65 ke V具有最佳SNR,该层面在50 ke V具有最大CNR。除小脑的最大CNR比70 ke V的CNR大(P=0.000)外,基底节区层面及半卵圆中心层面的最大CNR与70 ke V的CNR没有统计学差异(P分别为0.066、0.249)。结论:进行颅脑CT能谱成像时,70 ke V是最佳单能量水平,能够清晰地显示颅脑的结构。
关键词：能谱CT成像,颅脑,图像质量,单能量图
0 引言
颅脑CT因成像时间短、检查费用低等优点成为神经系统急症的主要筛检方法,因此高质量的影像是提高诊断效率的必要前提。常规CT检查中k V值是固定的,但其所产生的射线能量是混合的,故所得图像为混合能量图像,对其图像质量的后处理能力也有限。随着CT技术的不断发展,CT逐渐从形态学诊断向功能学诊断迈进,可以提供更多更有价值的诊断信息。能谱CT作为CT技术上的一个突破,通过快速转换双k Vp(80和140 k Vp)技术实现2组数据的瞬时同时采样,经投影数据空间的双能量解析,在基物质图像的基础上得到不同能量水平的单能量图像,从而得到准确CT值并消除硬化伪影,改善图像质量和病灶检出率[1,2]。本文旨在通过分析能谱CT成像在显示正常颅脑结构时单能量图的图像质量,获得最佳单能量图,从而提高图像质量。
1 材料与方法
1.1 一般资料
选取本院2013年6月1日至8月31日行颅脑能谱CT平扫且结果正常的年轻患者60例,其中男性30例、女性30例,年龄20~35岁,平均年龄为(26.25±8.46)岁;临床症状表现为头晕、头痛,部分患者为轻微外伤。
1.2 扫描参数
采用GE Discovery TM CT750 HD CT机进行检查。扫描模式:管电压80~140 k Vp瞬时切换,切换时间为0.5 ms,管电流为自动毫安,转速0.5 s/r,重建层厚0.625 mm,重建间隔0.625 mm,螺距1.375∶1。
1.3 方法
将经能谱CT扫描的每位患者的原始图像重建19组CT图像,分别为40、45、50、55、60、65、70、75、80、85、90、95、100、105、110、115、120、130、140 ke V,选取半卵圆中心、基底节区、小脑最大层面以及桥脑4个层面,分别测量每一组图像各感兴趣区(region of interest,ROI)(半卵圆中心层面及小脑最大层面的ROI为脑髓质、脑皮质,其中以脑髓质为背景;基底节区层面的ROI为内囊、苍白球,以内囊为背景)的CT值及噪声值,以计算比较不同ke V下的对比噪声比(contrast to noise ratio,CNR)、信噪比(signal noise ratio,SNR)。CNR=[脑皮质(或苍白球)的CT值-背景的CT值]/背景的噪声值,SNR=ROI的CT值/ROI的噪声值。
1.4 统计学方法
应用SPSS 17.0统计学软件进行统计学分析,其中半卵圆中心及基底节区的65和70 ke V的CNR对比应用t检验。定量指标采用±s来表示。
2 结果
在各单能量图上半卵圆中心、基底节区、小脑最大层面以及桥脑4个层面选取的ROI的CNR以及SNR见表1、2。由图1可以看出,随着ke V的增加,各SNR逐渐增加,当达到70 ke V时各ROI具有最高的SNR;随后随着ke V的增加,SNR降低,至140 ke V最低。如图2所示,50 ke V以后,随着ke V的增加,各ROI的CNR呈逐渐降低趋势,至140 ke V最低。但是除小脑最大层面的最大CNR比70 ke V的CNR大(P=0.000)外,基底节区层面及半卵圆中心层面的最大CNR与70 ke V的CNR没有统计学差异(P分别为0.066、0.249,见表3)。小脑皮质、髓质的最佳SNR均为70 ke V,小脑最大层面在40 ke V具有最大CNR,如图3所示。半卵圆中心层面的皮质、髓质在70 ke V具有最佳SNR,在40 ke V具有最大CNR,如图4所示。在基底节区层面中,内囊在70 ke V具有最佳SNR,苍白球在65 ke V具有最佳SNR,但是其与70 ke V对应的SNR无统计学差异(P>0.05),该层面在50 ke V具有最大CNR,如图5所示。
注:桥脑皮质较薄,CT不能完全区分,故无法测量CNR
3 讨论
能量成像产生于1970年,由于技术的原因当时未能发展起来。近年来,随着能量成像技术的发展和临床诊断的需求,能量CT的研究重新成为热点。特别是2009年出现的以瞬时双k Vp为核心技术的能谱CT成像,为临床应用和研究提供了一个广阔的新平台[3,4],并且在多个领域取得了显著的临床效果,如诊断胆道阴性结石、肿瘤诊断、结石分析等[5,6,7,8]。
注:40~70 ke V间随着X线能量的增加,各ROI的SNR增高;当到达70 ke V时各ROI具有较高的SNR;随后随着X线能量的增加,SNR降低
注:各ROI的CNR大体上随着X线能量的增加呈下降趋势
注:小脑皮质、髓质的最佳SNR均为70 ke V,小脑在40 ke V具有最大CNR
注:半卵圆中心层面的皮质、髓质在70 ke V具有最佳SNR,在40 ke V具有最大CNR
注:在基底节区层面中,内囊在70 ke V具有最佳SNR,苍白球在65 ke V具有最佳SNR,该层面在50 ke V具有最大CNR
获得单能量图是能谱CT的功能之一,在扫描过程中球管管电压通过80和140 k Vp间瞬时(0.5 ms)切换,得到的原始数据可以解析为40~140 ke V(101个)单能量图。目前单能量图的优势已经在多项研究中得到证实[9]。本研究在40~120 ke V间以5 ke V为间隔,在120~140 ke V间以10 ke V为间隔共选取了19个ke V单能量图对正常成年颅脑平扫的图像进行研究。
3.1 正常颅脑能谱CT的SNR分析
SNR是反映图像质量的一个重要参数。通过分析得出,颅脑的最佳SNR单能量图为70 ke V。在40~70 ke V区间内,随着ke V的增加SNR逐渐增加,而后图像的质量开始下降。当ke V在85~140 ke V时,SNR随ke V的变化近似一条直线。这是因为低能量水平的X线穿透力低,脑组织结构组织多样,各组织间的对比差异增加,故噪声值增加。随着X线能量水平的升高,其穿透力也增大,使得组织间的差异减小,图像的噪声也减弱,同时组织的CT值也在减小,但是在40~70 ke V间CT值减小的程度要低于噪声值,故图像的SNR值逐渐增大。随着X线能量逐渐增加至85 ke V,即在70~85 ke V区间内,图像的噪声值随着X线能量的增加而变大(原因不是很明确,可能与脑组织内分子与X线间的相互作用有关),而脑组织的CT值仍在减小,故此区间内图像的SNR减小。当X线能量>85 ke V时,脑组织的CT值、噪声值均在减小,且减小的程度基本一致,故此时图像的SNR基本不变,呈一条近似水平的直线,如图1、2所示。
3.2 正常颅脑能谱CT的CNR分析
对比度反映出脑实质内不同组织结构间的差异,对比度越高越能说明组织间的差异。低能量水平的X线穿透力低,使得图像上组织的对比度增强。高能量水平的X线穿透力高,图像上硬化伪影减少,但组织的对比度减弱,因此要得到较高的CNR,就要降低X线的能量,如图3所示。但并不是图像的CNR越高越好,因为降低X线能量会增加图像的噪声值,降低图像的SNR。
3.3 正常颅脑能谱CT图像的综合分析
SNR与CNR是图像质量的2个重要方面。通过以上分析可知,要使图像具有优良的SNR,在一定ke V范围内要增加X线能量,这样势必会损害到图像的CNR,二者之间存在矛盾,不可兼顾,因此必须寻找到二者的一个最佳优化组合。通过图4~5及表3可知,小脑最大层面、半卵圆中心及基底节区层面具有最佳SNR的单能量图均为70 ke V。后两者最大的CNR单能量图分别为40、50 ke V,与70 ke V对应的CNR值相比并没有统计学差异,故二者的最佳单能量图为70 ke V。小脑最大层面的最大CNR的单能量图为40 ke V,与70 ke V对应的CNR值相比具有统计学差异,即40 ke V下的CNR大于70 ke V下的CNR,但是在40 ke V时的噪声值明显高于70 ke V。观察2个单能量图的质量,70 ke V高于40 ke V,故小脑的最佳单能量图为70 ke V,这与董海鹏等[10]的研究结果基本相同。但是在临床诊断过程中,可以适当降低X线能量,选择较低的ke V的单能量图,以加大组织间的对比度,提高诊断率。
综上所述,能谱CT以其强大的硬件及软件处理能力,可以提供多种单能量图,利于颅脑内不同解剖结构的显示,便于疾病诊断。但本研究仅是对单能量图间的影像质量进行对比分析,至于其图像质量是否优于传统成像模式下的图像质量需要进一步探讨。
参考文献
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单能量成像论文 篇2
1 资料与方法
1.1 一般资料
选择2015年2月~2015年7月30例临床疑诊为冠心病的患者,均在本院接受冠状动脉CT能谱成像,所有接受检查病人心率≤70 bpm,波动≤3 bpm,男18例,女12例,年龄30~69岁,主要临床表现为心前区疼痛、胸闷等症状,无严重高血压及心、肾功能不全病史。所有患者检查前进行良好的呼吸训练,并在检查中屏气良好,检查过程均未口服美托洛尔等药物控制心率。本研究已通过医院伦理委员会的审查,所有受试者均签署了知情同意书。
1.2 检查扫描参数设置及检查方案
采用GE Discovery CT能谱CT,以GSI模式(前瞻性心电门控技术)进行扫描,曝光补偿(padding)200 ms。扫描参数:采用单源瞬时(0.5 ms)管电压80/140 ke V切换,管电流根据患者体质量指数(BMI)采用不同的扫描条件,为300~600 m A,机架旋转速度为0.35 s/r,准直器宽度为0.625 mm×64,层厚0.625 mm,矩阵512×512。40%Asir重建85%心电时相65 ke V图像,140 k Vp混合能量图像采用标准重建。扫描前先用20G套管针穿刺右肘(手)静脉,连接心电门控,对患者进行呼吸训练等准备工作。双筒自动高压注射器,采用300 mg I/kg标准,用量为体重(kg)×300/造影剂的碘含量值(一般为350 mg I/m L),注射速度为造影剂总量/12,40 m L生理盐水冲管,监测点为主动脉根部层面,随机软件自动生成时间密度曲线,扫描范围自气管隆突2 cm至心尖膈面下2 cm。扫描时记录患者的心率及心律波动情况[5]。
1.3 图像后处理及图像分析
将获得的原始数据(轴位图像)使用STD算法及SSF两种方法进行重建,进行85%期相重建,传入后处理工作站(Advantage Workstation 4.6,GE Healthcare,Milwaukee,WI)进行相关后处理分析。包括SSF处理,VR,MIP,CPR等相关分析,以便于诊断。
1.4 图像分析的客观评价
接受检查的患者的目标血管腔内的测量值均是我科一名从事冠状动脉血管影像诊断5年以上的医师评判,该医师对患者的临床资料及扫描方案方案均不知晓。客观评价的参数包括冠状动脉相关血管的CT值、噪声、信噪比(Signal-toNoise Ratio,SNR)和对比噪声比(Contrast-to-Noise Ratio,CNR),选取主动脉根部(AS)、左主干(Left Main Coronary Artery,LMA)、左前降支近段(Proximal Segment of Left Anterior Descending Branch,LAD-p)、左回旋支近段(Proximal Segment of Left Circumflex Branch,LCX-p)及右冠状动脉近段(Proximal Segment of Right Coronary,RCA-p)进行测量,测量时采用处理血管的窗宽(WW)及窗位(WL),分别为800和240 HU。各血管及其分支感兴趣区(ROI)测量时,尽可能大且尽可能避开斑块区域以保证测量CT值的准确性。同时测量主动脉根部噪声及邻近心包内脂肪的CT值,然后计算主动脉根部血管的SNR和CNR,其中SNR=主动脉根部CT值/主动脉根部噪声,CNR=(主动脉根部CT值-心包脂肪CT值)/主动脉根部噪声[6,7]。
1.5 图像分析的主观评分
所有冠状动脉按照AHA分级方法分为15节段,采用1~5级评分法。5分:血管显示清晰,无移动伪影,连续性好,边缘显示清楚且光滑,与周边软组织对比好;4分:血管显示尚好,无明显移动伪影,连续性尚好,边缘显示稍模糊;3分:血管显示尚可,有少许移动伪影,连续性可,边缘模糊,较难区分血管软斑块等病变情况;2分:血管显示尚可,连续性欠佳,有较多伪影,较难进行血管评价;1分:血管显示差,严重伪影干扰,明显的错层及阶梯伪影,无法进行血管评价。由我科两位主任医师进行图像分析,意见不相同时经过讨论达成一致[8]。
1.6 统计学方法
使用Microsoft Excel 2007建立数据库,用SPSS17.0统计软件包进行统计分析。STD组与SSF组在客观评价方面,其相关血管的CT值、噪声、SNR及CNR的比较采用独立样本t检验;在主观评分方面,比较其分值,采用配对秩和检验,P﹤0.05为差异有统计学意义。
2 结果
30例受试者的身高、体重、BMI及心率分别为(163.6±5.7)、(66.8±11.8)、(24.9±3.7)、(60.2±3.9)。
2.1 STD组与SSF组的图像质量客观评价比较
STD组与SSF组进行图像质量客观比较,2组之间目标血管AS、LMA、LAD-p、RCA-p的CT值及图像噪声、SNR、CNR差异无统计学意义(表1)。
2.2 STD组与SSF组的图像质量主观评分比较
与STD算法比较,左主干、前降支、回旋支及右冠状动脉评分,SSF算法明显高于STD算法(表2,图1)。
注:LM:左主干;LAD:前降支;LCX:回旋支;RCA:右冠状动脉;SSF:冠状动脉追踪冻结技术;STD:标准算法;a表示负秩。
图1女,42岁,平均心率65 bpm,右冠状动脉轴面图像,示冠状动脉STD算法(左)模糊及SSF算法清晰(右),运动伪影基本消失。
3 讨论
冠状动脉血管的三个主要分支的跳动是有规律的,随着心脏自律的搏动,在心动周期不同期相有着不同的运动速度和幅度。心率≤70 bpm时,冠状动脉CTA检查可以在舒张中期获得稳定的图像,这对应于心跳周期中75%的R-R间隔。一般的,左前降支及左回旋支趋于随着左心室运动,右冠状动脉则与右心室运动同步,并同左回旋支一起,在心脏舒张中后期易受心房收缩影响。在主要的三分支中,左前降支的运动最不明显,右冠状动脉的运动最明显,尤其右冠状动脉中段附近[7]。本研究也证实,在使用SSF技术前,左前降支及左回旋支图像质量评分均较高,而右冠状动脉图像质量评分较低,图像运动伪影最严重,特别是右冠状动脉的近中段部分,有一个明显的曲线走向,140 k Vp混合能量图像会有较大的运动伪影,难以进行血管的影像学诊断。冠状动脉的运动的这种规律可以通过特殊的数学模型记录下来,用于计算冠状动脉的运动轨迹,从而重建清晰的冠状动脉图像,这就是SSF,一个全新的冠状动脉运动校正方法。其技术本质是通过高分辨采样得到心脏运动过程中的一系列图像,对相邻期相的图像运动信息进行迭代傅里叶变换,在频域对冠状动脉运动(路径和速度)进行分析和建模,从而对运动模糊进行校正,消除残余的运动伪影,有效地压缩重建时间窗,得到清晰的冠状动脉解剖图像。SSF通过对冠状动脉的15个节段进行运动分析,从而对每个冠状动脉体素的运动进行追踪和校正。新一代的能谱CT,不仅通过加大螺距(提高到0.32)提高时间分辨率,而且通过后处理工作站上特殊的SSF算法技术,去除了运动伪影,给予能谱CT在冠脉成像技术上新的里程碑。
本研究在最佳keV(65 keV)的基础上,探索其他期相(85%)能不能校正传统意义上(舒张中期75%期相)的期相,经实践证明,在图像不失真的情况下,SSF算法确实在85%期相图像的重建过程中,同样是可取的,这样给予我们在今后的检查工作中更广泛的重建期相。
参考文献
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单能量成像论文 篇3
1资料与方法
1.1研究对象前瞻性收集2013年3—12月大连医科大学附属第一医院胃肠外科临床怀疑胃肠道恶性肿瘤并行能谱CT检查的患者。纳入标准:1体重指数(BMI) >25 kg/m2;2无胃肠道手术史;3呼吸状态平稳,不影响正常屏气;4无影响正常血液循环状态的心脏疾病; 5无碘对比剂使用禁忌证。纳入84例患者,13例因出现转移未能手术被剔除,将71例经手术及病理证实的胃肠道恶性肿瘤患者根据扫描时间分为两组,2013年3—8月33例纳入高浓度组,2013年9—12月38例纳入低浓度组。本研究经我院伦理委员会审批同意,所有患者均签署知情同意书。
1.2仪器与方法所有患者检查前3 d内禁服重金属药物,进低渣饮食;检查前15~30 min嘱患者饮清水800~1000 ml,检查时再服200~300 ml清水,使胃充盈;扫描前15 min经皮下注射山莨菪碱20 mg,扩张肠管,减少肠蠕动。采用GE Discovery HD750能谱CT机,扫描范围自膈顶至耻骨联合下缘。两组均采用对比剂智能跟踪技术(Smart Prep),感兴趣区(ROI) 置于右肾门水平的腹主动脉,注射对比剂10 s后开始监测,CT值达150 HU后自动触发动脉期扫描。扫描参数:螺距1.375,螺旋扫描速度0.8 s/ 周,探测器宽度4 cm ;自动毫安调制,噪声指数为10,扫描层厚及层间隔5 mm。图像重建均采用标准算法,重建层厚及层间隔1.25 mm。高浓度组为高浓度对比剂常规扫描组, 管电压120 k V,先行常规全腹平扫,然后采用双筒高压注射器经肘静脉注射浓度为350 mg I/ml的欧乃派克对比剂(通用电气药业,中国上海);低浓度组为低浓度对比剂能谱成像(GSI)组,管电压140 k V和80 k V瞬时(0.5 ms)切换,首先获得全腹平扫图像,后采用双筒高压注射器经肘静脉注射浓度为270 mg I/ml的威视派克对比剂(通用电气药业,中国上海)。两组对比剂注射量均为100 ml,注射速度5.0 ml/s,对比剂注射完毕后,以同样速度注射生理盐水20 ml。
1.3图像后处理将原始数据传送至AW 4.5工作站, 对两组图像的动脉期薄层数据进行处理及分析。采用工作站浏览器直接处理和分析高浓度组图像;应用GSI Viewer 2.0软件包分析低浓度组图像。首先在横断面图像的胃肠道恶性肿瘤供血动脉一级分支开口处取ROI, 并取同层面正常的胃壁或肠壁(避开明显强化的黏膜层) 作为对比,应用能谱CT最佳对比噪声比(CNR)技术获得显示该肿瘤供血动脉的最佳单能量水平(图1), 同时保存并记录该单能量水平数据,获得最佳单能量图像。
图1 男,54岁,胃底贲门腺癌。在腹腔干开口处放置ROI,以(A),得到最佳ke V曲线,其最佳ke V值55 ke V(B)
1.4图像分析
1.4.1主观评价由2名分别有5年和10年CT诊断经验的放射科医师和主治医师(观察者1、2)对肿瘤细小供血动脉(管径1.5~3.0 mm的肿瘤供血动脉二级分支以上的血管)的图像质量进行评分。应用薄层最大密度 投影(thin slice maximum intensity projection, TSMIP)、容积再现(VR)以及曲面重组(CPR)技术对两组图像的肿瘤细小供血动脉进行重建及全方位观察。由2名观察者采用盲法对两组显示肿瘤细小供血动脉的CTA图像质量进行主观评分,评分标准: 1 4分:细小供血动脉主干(即终末分支以上1~2级分支)显示清晰,血管边缘锐利、光滑,显示终末分支(即供血动脉最末端贴近肿瘤的小分支)完整;2 3分: 细小供血动脉主干显示清晰,终末分支显示较淡;3 2分: 细小供血动脉主干显示较淡,终末分支模糊不清;4 1分:细小供血动脉主干显示浅淡,仅能分辨其走行, 终末分支不能显示;5 0分:细小供血动脉主干未显示, 血管结构不能分辨。
1.4.2客观评价2名观察者在横断面图像上分别测量两组图像肿瘤细小供血动脉的CT值、右侧竖脊肌CT值以及图像噪声,并根据公式(1)计算CNR[4],同时记录两组患者的容积CT剂量指数(CT dose index, CTDIvol)。
CNR作为评价两组图像肿瘤细小供血动脉成像质量的客观指标,其中ROIO为肿瘤细小供血动脉的CT值,测量时ROI放置于肿瘤细小供血动脉主干起始端, ROI面积约占血管截面的2/3,若肿瘤存在1支以上的供血动脉,则选择优势供血动脉进行测量(即有较多分支分布于肿瘤的供血动脉);ROIm为同层面右侧竖脊肌的CT值,ROI面积约为2.0 cm2;SDn为同层面前腹壁皮下脂肪CT值的标准差(SD),以此作为图像的平均噪声,测量时ROI面积约为1.0 cm2。所有ROI放置时均应避开图像伪影区,并延细小供血动脉走行向远端连续3个层面测量3次取平均值。
1.5统计学方法采用SPSS 17.0软件,两组患者性别、病变分布情况、病变病理类型比较采用 χ2检验。 对2名观察者图像质量评分的一致性采用Kappa检验,无差异时,以年资较高的观察者的评分进行分析;两组图像的主观评分比较采用Mann-Whitney U检验;两组图像肿瘤细小供血动脉CT值、右侧竖脊肌的CT值、图像噪声值以及CNR的一致性采用组内相关系数(intraclass correlation coefficients,ICC)检验, 0<ICC<0.4为重复性差,0.75<ICC<1为信度好、一致性高,一致性良好时取2名观察者测量结果的平均值进行分析;两组患者年龄、图像肿瘤细小供血动脉的CT值、图像噪声、CNR以及CTDIvol比较采用独立样本t检验;P<0.05表示差异有统计学意义。
2结果
2.1两组一般资料比较两组患者的性别、年龄、病变分布情况、病变病理类型等一般资料比较,差异均无统计学意义(P>0.05),见表1。
2.2两组肿瘤细小供血动脉图像质量评分比较高浓度组、低浓度组肿瘤细小供血动脉图像主观质量评分分别为(2.64±0.86)分、(3.53±0.69)分,两组比较差异有统计学意义(Z= - 4.280,P<0.01)。2名观察者对两组图像的评价一致性很好(Kappa=0.824、0.843, P<0.05)。见表2、图2~5。
2.3两组图像肿瘤细小供血动脉CT值、右侧竖脊肌CT值、图像噪声、CNR及CTDIvol比较低浓度组个体化的最佳单能量ke V值为51~60 ke V,其中位ke V值为54 ke V。2名观察者获得高浓度组和低浓度组的肿瘤细小供血动脉CT值、右侧竖脊肌CT值、图像噪声与CNR的结果一致性均良好(ICC高浓度组=0.998、 0.968、0.959、0.990,ICC低浓度组=0.988、0.981、0.969、 0.937)。低浓度组肿瘤细小供血动脉CT值、CNR均高于高浓度组,而图像噪声低于高浓度组,差异均有统计学意义(P<0.01);两组CTDIvol比较,差异无统计学意义(P>0.05)。见表3。
图3 女,68岁,胃窦腺癌。 低浓度对比剂最佳单能量成像 MIP重建图示胃右动脉肿瘤细 较清晰
3讨论
3.1提高胃肠道恶性肿瘤供血动脉CTA图像质量的主要方法及其引发的问题胃肠道恶性肿瘤在我国较为常见,其发病率有逐年上升的趋势。近年来随着胃肠道腹腔镜技术的飞速发展,要求临床医师术前必须明确胃肠道恶性肿瘤供血动脉的走行、分支以及血管变异等信息,避免引起术中出血等并发症,因此腹部CTA对于胃肠道恶性肿瘤的术前评估极具价值。提高胃肠道恶性肿瘤供血动脉成像质量的方法是提高血管内CT值,为此需要特殊的对比剂注射方案,如使用高浓度对比剂或高注射速度[2]。由此引发的对比剂不良反应,尤其是CIN已成为医师及患者广泛关注的问题。CIN发病机制[5]为对比剂以原型经肾脏排出体外所致,大剂量、高浓度的对比剂对肾组织具有毒性, 可导致肾功能突然减退,使代谢产物蓄积于血液中, 进而诱发急性肾损害。对比剂的剂量、浓度与CIN的发生和程度直接相关。因此,合理降低对比剂浓度可以减少CIN的发生率。但是,对比剂浓度降低的同时会导致血管对比度的下降。
3.2能谱CT单能量成像原理及特点对BMI>25 kg/m2的患者行常规CT扫描时,由于X线的穿透力较弱, 为提高图像质量则需要加大管电压,但同时也使辐射剂量大幅增加[6]。能谱CT通过140 k V与80 k V的高低能量瞬时切换,可以在相同时间及相同角度得到2种能量X线的采样数据,通过这2种能量数据可以确定体素在40~140 ke V能量范围内的衰减系数,从而得到101个单能量图像[7]。单能量图像避免了平均衰减效应, 并有效去除了混合能量扫描中线束硬化效应导致的CT值“漂移”所带来的影响[8]。不同能量水平的单能量图像具有不同的特征[9],高能量水平由于X线穿透力强,其图像硬化伪影减少,但组织的对比度同时减弱; 而低能量水平因X线穿透力弱,图像上组织对比度增加,但同时图像的噪声也增加。某种物质的CT值取决于这种物质对射线的衰减,而碘等高原子量物质衰减X线光子能量的主要方式是光电吸收效应,因此碘的CT值随着X线能量的改变产生较大范围的波动, 在适当降低ke V时,含碘对比剂的动脉CT值会明显增高[10]。
3.3低浓度对比剂最佳单能量成像对胃肠道恶性肿瘤供血动脉CTA的价值常规CT的CTA采用混合能量X线,由于线束硬化效应以及其固有信噪比较低,导致对管径在1.5~3.0 mm的细小动脉显示不佳[3]。本研究中低浓度组由机器自动生成最佳单能量ke V值在51~60 ke V,属于较低ke V水平,肿瘤细小供血动脉CT值明显增加,与周围组织对比度明显提高。于红等[11]认为,如果目标血管的CT值达到400 HU以上水平, CTA图像则可以获得更好的成像效果,本研究低浓度组最佳单能量图像肿瘤细小供血动脉的平均CT值 >400 HU,明显高于高浓度组。同时,能谱CT最佳单能量成像技术可以将图像噪声控制在适当范围,获得最佳CNR的最佳单能量图像[7,12],本研究中低浓度组最佳单能量图像的噪声明显低于高浓度组,进一步优化了肿瘤细小供血动脉的显示。
近年来,对于能谱CT最佳单能量成像提高CTA图像质量的研究已陆续见到相关文献报道[3,13,14],其研究的血管包括动脉、静脉以及肿瘤供血动脉,研究设计多为病例自身的经GSI扫描后的混合能量图像与最佳单能量图像的对比,应用的对比剂均为350 mg I/ml、 320 mg I/ml等高浓度对比剂。而关于对比剂对CTA图像质量的影响,相关研究也多集中在对比剂用量或注射速度等方面[2,15,16]。本研究采用低浓度对比剂GSI扫描最佳单能量成像与高浓度对比剂常规扫描的图像进行比较,证明低浓度最佳单能量对于胃肠道恶性肿瘤细小供血动脉显示的清晰度、锐利度以及末端分支数量均有所增加。能谱CT最佳单能量成像可以获得使肿瘤供血动脉达到最佳显示的ke V值,在此单能量水平上,肿瘤细小供血动脉CT值增高,且CT值的增加量可以有效弥补因对比剂浓度降低而导致的CT值的减小量。在最佳ke V时,即使血管内对比剂浓度较低, 由于血管的CT值较高,仍可以使血管和周围组织形成良好对比,达到使用高浓度对比剂使血管内CT值增高的效果[7]。同时,一些细小供血动脉末端分支的CT值也会较常规扫描图像增高,使得更多末端分支显影,更加完整地显示供血动脉全貌。
本研究中低浓度组的CTDIvol与高浓度组相当, 两组辐射剂量方面并无显著差异。同时,利用三期增强扫描中的动脉期薄层图像重建获得CTA图像,不同于传统CTA需要进行单独扫描及单独重建。因此,通过1次动态增强检查,可以获得增强CT以及CTA的双重信息,可以帮助临床医师在术前正确掌握患者胃肠道恶性肿瘤的浸润深度、肿瘤周围脏器情况、是否存在淋巴结或远隔器官转移以及患者腹部血管和肿瘤血供等重要信息,对判断肿瘤分期、评价预后及制订治疗方案具有重要意义。而且减少1次CTA扫描,可以大幅降低患者所受的辐射剂量。
本研究的局限性在于两组患者的个体不同,可能会出现一定的误差。
雷达导引头单脉冲成像研究 篇4
关键词：单脉冲,前视成像,静止和运动状态,测角
本世纪的几次局部战争经验表明，与常规武器相比，精确制导武器的作战效能大幅提高，精确制导武器将成为未来的主要作战武器。伴随着隐身技术、电子对抗技术的迅速发展，未来战场环境更加复杂多变，要求精确制导技术具备更强的反隐身能力、抗干扰能力和目标识别能力。毫米波雷达制导技术是一种全天候、全天时的主动式制导技术，其具有较好的全天候性能、对目标的快速搜索能力和作用距离远的特点，但其目标分类识别能力较差。为提高毫米波雷达的目标识别能力，通过毫米波雷达成像技术提取目标的几何特征和内部结构特征，以提高对目标的识别能力，同时利用毫米波雷达二维成像获得几何特征和空间分布实现提高对抗角反射体或箔条等无源干扰和有源干扰能力。现有成熟的雷达成像技术主要有采用侧视、斜视等成像方式的SAR、DBS等技术，但此类技术存在前视成像盲区，大幅制约了其在精确末制导中的应用，因此需开展雷达的前视成像技术研究。
目前，雷达前视高分辨成像技术主要有解卷积方位超分辨技术[1]和单脉冲前视成像技术。但由于解卷积方位超分辨技术的处理算法较复杂以及对目标检测信噪比的苛刻要求，其工程应用适应性较差，仍需进一步完善。相比之下，单脉冲成像技术原理清晰，算法简单，且易于工程实现。
本文根据单脉冲技术[2]的测角原理，结合距离高分辨技术，对目标在静止和运动时的前视成像情况进行了分析。验证了在不同情况下，单脉冲前视成像的可行性。
1 单脉冲测角
单脉冲技术通过比较一次脉冲回波的和、差信号信息对目标的角度进行测量。
如图1所示，每个脉冲均采用两个相同且彼此部分重叠的波束，若目标处在等信号轴线的方向上，则由两波束收到的信号强度相等，否则一个波束的回波信号强度将高于另一个。因此，只需要比较两个波束回波的强弱便可判断目标偏离等信号轴的方向及大小[3]。假定两个波束的方向性函数均为F(θ)，接收到两波束的信号电压振幅为E1、E2，设两波束相对天线轴线的偏角为δ，则对于偏离天线轴线θ角方向的目标，其和信号振幅表达式为
差信号振幅表达式为
现假定目标的误差角为ε，由于在跟踪状态下，ε较小，故将FΔ(ε)在0处展开成泰勒级数并忽略高次项，可得
可看出，在一定误差范围内，差信号的振幅大小表明了目标误差角的大小，其相位则表明了目标偏离天线轴的方向，而与信号的相位和目标偏向无关[4,5]，所以一般用和信号作为相位基准，并利用差信号与和信号的比值来鉴别目标偏离天线轴线的方向。典型的和差信号方向图如图2所示，其中，两波束方向轴夹角为0.2 rad。
单脉冲体制雷达中，系统的方位分辨率主要取决于接收天线的波束宽度。对于远距离目标，雷达波束宽度通常大于目标形体对雷达的张角，这时要依靠雷达的角分辨率来区分目标的各组成部分是很困难的。单脉冲成像主要依靠距离高分辨性将目标不同散射点进行分离，然后对各散射点分别测角，从而实现对同一雷达波束内不同高分辨距离单元的不同散射点进行分离和定位。同时结合目标的一维距离像，便可获取各散射点的坐标信息，并根据和通道信号的幅度获得相应像素点的灰度值描点成像，从而获得单一波束照射区域内的目标各组成部分雷达特性图像。
单脉冲成像技术可测得目标在实波束中的精确位置。因此，将其应用于雷达对地面的成像处理中可显著改善图像质量。即运用该种技术，不仅能够显著提高实波束成像图中较多特征目标的清晰度，且能够提高其方位位置的精确度。同时这种改善不依赖于目标的多普勒频率，故可实现SAR、DBS等技术难以实现的前视图像效果的改善，且具有算法简单、成像时间短的特点。
2 成像分析
设雷达发射的脉冲压缩信号为s(t)，在探测区域存在N个目标，每个目标的后向散射系数为σn，方位角为θn，目标距雷达的距离为Rn，天线的转速为ω，轴线方向为α。
根据给出的条件可知，目标回波延迟时间，这段时间内，天线转过的角度为Δαn=ωΔtn，当天线发射波束时，目标与天线轴线夹角为θn-α。而当接收回波时，目标与天线轴线夹角为θn-α+Δαn，此时接收到的和差信号为
根据前面的推导，可较容易求出每个目标偏离天线轴线的角度。
当测量目标的俯仰角时，由于同一天线的方向图是固定的，因此测量目标俯仰角的方式和测量目标方位角的方式并无区别。
实际应用中，目标可能具有一定的速度，弹体也一定是向前运动的。对于运动的目标和弹体，文中可在方位维度上以弹体为原点建立极坐标系，并将目标相对于弹体的运动速度v分解为切向速度vt和径向速度vr。
当目标只有切向速度时，目标与弹体间距离R保持不变，在目标回波延迟时间Δtn内，目标相对天线转过的角度为，这等效于改变了天线的旋转速度，因此天线接收到的和差波束变为
在弹目距离为R时，单个脉冲收发时间为，当目标在3 km时，可知收发时间，而脉冲重复频率为1 k Hz。由此可看出，脉冲周期TΔt，因此主要由相参积累时间来决定目标运动距离。当目标切向速度为30 m/s(108 km/h)时，若成一帧像需64个脉冲，则在成一帧像的时间内，目标所移动的距离为1.92 m，若目标速度小于该数值，则在成像时间内，目标的移动距离更小。因此，切向运动对单脉冲成像的影响可忽略。
当目标只有径向运动时，弹目距离发生变化，而目标和天线轴线夹角不发生变化。此时接收到的和差信号表达式变为
由表达式可看出，这种运动状态下，回波的和差信号幅度发生变化，而误差角与差波束间的线性关系并未发生变化，而若以SΔ/S∑测量误差角时，和差信号幅度的变化并不会影响该方法的测角精度。
3 测角仿真
假定目标的分布如图3所示。
天线波束宽度为3°，天线扫描时转速为30°/s，此时静止目标所成的距离-方位像如图4所示。
图4(a)为单脉冲成像图，图4(b)为实波束成像图。由此可看出，在多个目标间距离小到一定程度时，实波束成像已无法完全区分多个目标，而此时单脉冲成像仍能较好地区分距离近处的多个目标。即与传统的实波束成像相比，单脉冲成像方式实现了波束锐化，同时角分辨率也得到了一定程度的提高。
当目标以30 m/s的速度作切向运动时，成像仿真如图5所示。
通过对比图4和图5可知，目标的切向运动对成像的影响并不明显。这也印证了前面的分析。
4 结束语
通过仿真可看出，在雷达的实际使用中，单脉冲测角可较精确的得出目标方位角和俯仰角。因此在已知弹目距离的情况下，通过该成像方式，可容易确定目标在空间的确切位置。在实际应用中，需同时确定目标方位角和俯仰角的大小，因此实际天线发射的脉冲是由4个对称且相互部分重叠的波束构成。其4个波束分别占据4个象限[6]，接收回波后，再进行和差处理，即可同时测量出目标的方位角和俯仰角。
由于单脉冲成像方式与视角无关，能够对任意视角进行成像，弥补了SAR和DBS成像的前视盲区。同时，和实波束成像方式相比，其角分辨率也有一定的提高，且成像算法的运算量较小，工程实用性高。
参考文献
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双源双能量CT成像的技术进展 篇5
双能CT(DECT)没有得到广泛采用是因为早期CT系统的技术局限性。进入新世纪,DECT成像又被重新引入临床实践[3]。
本文就一些关于双源双能量法的发展过程,与同道交流。
1双能成像的用途
DECT可以区分体内某些影像的物质成分,特别在两种物质其原子序数差别较大时,更容易实现。如在CT血管成像中,钙和碘对比剂都显示高密度影像。钙化与碘混在一起,难以区分,因此难以准确评价血管狭窄程度。DECT能够区分碘与钙,从而能分离钙化与碘,在心脏血管造影(CTA)中可以单纯祛除钙化的高密度成像,保留血管内的碘的高密度成像,从而消除钙化的遮盖,更准确显示血管狭窄的程度。
对不同化学构成的泌尿系结石,在X线照片和CT图像上都显示高密度,难以分辨它们的不同。但是不同成分的结石治疗方法不同,这就难以为治疗提供诊断依据,而双能成像上可以区分尿酸结石和其他类型的结石,为治疗方案的确定提供有力依据。C.Thomas等[4]将36种人体尿路结石植入模体中进行能量成像,结果显示尿酸结石可以明确地区别于胱氨酸和钙化结石。
DECT高能影像可以有效消除CT成像的金属伪影。
对已知X线衰减属性的研究对象,使用由软件模拟的X线谱,可以模拟研究对象的全部CT投影的数据集,重建投影数据以获取研究对象的CT影像。由此可以研究对于特定的对象最适宜使用何种X线谱。
2双能成像的对能谱的要求
DECT区别两种材料的能力主要依赖于材料的DE比率的差别,这决定于高和低能谱的间隔和检测材料之间有效原子序数的区别。能谱间隔越小,就越难以区分同样的两种材料,特别是原子序数接近如钙和铁的材料。
理想的高低能谱是完全分离的,即两幅影像分别由较纯净的高低能谱所获得。这样双能比(DE ratio)最好,区分不同物质的能力最强[5]。为此人们将管电压分别设定为80k V和140k V,即CT的X线高压发生器k V的最小值和最大值。
虽然CT的X线高压发生器是恒定直流输出,X线谱的单色性比较好,但由于X线发生的是轫致辐射,导致X线谱是连续谱,不可避免会有一定的分布宽度。即使80k V和140k V这样的极端设置,其X线能谱仍有较大重叠部分,见图1。这不但降低了双能CT分辨物质的能力,且使受检者过多接受了谱线中对物质分辨没有贡献部分的无用照射。
3双源结构双能CT成像的技术进展
可以实现DECT成像几种方法有:双源双能法[6]、快速的k V开关法[7],和双层(夹心)探测器法[8]。西门子开发的基于双源双能方法的机型在2006年推向市场,GE公司采用了快速k V开关的技术路线。
西门子Definition采用了双源结构,有两个X线管和两个相应的探测器[6],这为采用双源双能法CT能量成像提供了理想的硬件基础。双能成像采集时一个X线管工作于140k V,另一个X线管工作于80k V。
第一代双源扫描仪两个X线管使用相同的滤过。在双源应用时两个X线管得到的数据组合使用,必须使用同样管电压、使用相同的滤过、发生相同能谱,对提高时间分辨率(心脏模式)或增加可用X线功率(肥胖模式)有效。
但是,两个X线管工作在不同管电压下,仍然使用相同的滤过。生成的X射线谱在高(140k V)和低(80k V)管电位的能谱有高度重叠现象,从而导致两个能谱的平均能量的间隔要远远低于电位峰数间(60ke V)的差异。见图1。
通过对高管电位X线管附加滤过可以增加高低能谱分离度。人们对多种材料进行了评估,发现原子数在≥40且≤83范围内的单元素滤过材料,可以有效地分离两个谱,同时使相同管电流获取的高与低能量图像保持相似的噪声水平。
Primak等[5]的试验证明,当低-高能图像之间的噪声匹配时,使用锡滤过的平均吸收能量谱差异头部从25.7增加到42.7ke V、体从28.6增加到44.1ke V和大体型从20.2增加到30.2ke V。80ke V以下的能量信号谱的重叠由78%降至31%(头)、从93%降至27%(体)和106%降至79%(大体型)。对于体部的衰减方案有附加锡滤过的与原有滤过相比钙DE比率由1.45增至1.91,碘从1.84增加到3.39,铁1.73增加到2.93。
第二代双源扫描仪使用了锡作为滤过器材料的能谱纯化(Selective Photon Shield,SPS)技术。择锡作为滤过器材料,一是因为锡价格便宜,二是容易加工。
在双源DECT的高压X线管使用锡滤过器,可以使其能谱分离度提高,见图2。
能谱的分离度高,增加了材料特异性DE比率,如对钙和碘从0.39增加到1.48,对钙和铁从0.28增加到1.02之间的差异[9]。因为对不同材料之间的DE成像差异区别能力主要取决于DE比率,这种增加会提高特定材料的DECT成像的性能。
同样,由于高低能量谱线分离度的提高,使用100/140k V组合添加锡过滤获得的影像虚拟平扫影像,相对于那些使用80/140k V组合而未使用锡过滤的影像改善了质量。这相比80/140k V组合,降低了受检者的接受剂量。加之传统的降低剂量的技术在双源法使用的同时都可继续使用,使得双能成像的接受剂量基本与常规CT检查的剂量在同一水平上。
DR双能量成像技术的临床应用 篇6
1 资料与方法
1.1 一般资料
选取本院各科室2014年1月～2015年1月接收的120例患者为研究对象,将其随机分为对照组和观察组,各60例。对照组男35例,女25例,年龄1～70岁,平均年龄(41.3±9.7)岁,其中四肢平片27张,腹部平片18张胸部平片15张；观察组男36例,女24例,年龄1～72岁平均年龄(42.3±8.9)岁,其中四肢平片26张,腹部平片19张,胸部平片15张。两组患者一般资料比较,差异无统计学意义(P>0.05),具有可比性。
1.2 方法
对照组采用传统X线平片检查；观察组采用DR双能量成像技术进行拍片检查：采用美国GE DR机Definium6000对患者患部进行摄像,摄像参数以患者的体型、患部等具体情况来定,对于一般体型的患者,胸部摄像15～25 mAs、75～85 kV；偏瘦体型：10～15 mAs、65～75 kV；偏胖体型：25～32 mAs、85～95 kV。
1.3 观察指标及疗效判定标准
观察指标：以图像的质量、诊断准确率为观察指标。图像质量评价标准：甲级：灵敏度高,对极弱信号都能够有效捕捉,线性条件好,空间分辨率高；乙级：灵敏度、空间分辨率较高,能够较清晰、细致的显示影像层析；废片：灵敏度、空间分辨率低,不能清晰的显示影像层析。
1.4 统计学方法
采用SPSS17.0统计学软件对数据进行统计分析。计量资料以均数±标准差(±s)表示,采用t检验；计数资料以率(%)表示,采用χ2检验。P<0.05表示差异具有统计学意义。
2 结果
2.1 两组图像质量比较
观察组甲级片57例(95.0%),明显高于对照组的43例(71.7%),差异具有统计学意义(P<0.05)。见表1。
注：与对照组比较,aP<0.05
2.2 两组诊断准确率比较
经临床诊断及病理证实,观察组中有58例患者拍片部位存在问题,对照组中有55例患者拍片部位存在问题。根据所拍片显示,观察组中有57例拍片部位存在问题,对照组中有45例拍片部位存在问题。观察组临床诊断准确率为98.3%,对照组临床诊断准确率为81.8%,观察组临床诊断率明显高于对照组,差异有统计学意义(χ2=6.971,P<0.05)。
3 讨论
3.1 DR双能量成像技术分析
DR是数字化X线摄影(digital radiography)的英文简称,是近年来发展起来的全新数字化成像技术[2]。该技术系统主要由数字胸片架、高架悬吊球管装置、控制台、系统柜、采集工作站及处理工作站等组成[3]。系统所使用的数字探测器代替了传统X线设备,从而可以避免影像链上诸多环节对影像产生的影响,提高了影像的对比度和分辨率,扩展了影像的动态范围。
DR双能量成像技术具有很高的探测效率,能够在10 ms内完成整个检查、采集工作,在5 ms内完成成像,并传送到后处理工作站。DR双能量成像技术具有极高分辨率、极低噪音的成像技术空间,能够直接将数字信号转化为电信号,从而可以有效避免对影像诊断准确性有影响的干扰因素,得到较高清晰度的影像图像[4]。此外,相比于传统的X线技术,DR双能量成像技术具有较低的辐射剂量,因此在检查的时候不会对人体造成较大伤害,能够在多部位创伤、危重病症患者的影像检查诊断中使用。
3.2 DR双能量成像技术在临床上的具体应用
目前DR双能量成像技术应用范围比较广,主要应用在胸部、骨关节、腹部成像的检查当中。(1)胸部成像检查：虽然胸部组织的密度差异比较大,但DR双能量成像技术X线覆盖范围也很大,因此在密度差异较大的病灶区域也能够清晰的发现,从而能够有效保证诊断准确率。(2)骨关节成像检查：DR双能量成像技术能够通过不同的窗位、窗宽,对关节解剖部位具体结构进行观察、检查,从而清晰发现骨质、关节囊、关节软骨、肌腱、周围软组织等具体情况。(3)腹部成像检查：DR双能量成像技术能够通过其强大的后处理功能,通过强大的腹部软组织分辨率,清晰的显示腹部病变情况。通过本研究,采用DR双能量成像技术的观察组甲级片57例(95.0%),拍片图像质量明显优于对照组,差异具有统计学意义(P<0.05)。
综上所述,DR双能量成像技术操作方便,图片质量高,能够为各科室工作人员提供高质量的影像资料,提高临床诊断率,值得临床推广使用。
摘要：目的 分析探讨数字化X线摄影(DR)双能量成像技术的临床应用价值。方法 120例患者随机分为对照组和观察组,各60例。对照组采用传统X线平片检查,观察组采用DR双能量成像技术拍片检查,对比分析两组拍片质量及临床诊断率。结果 观察组甲级片57例(95.0%),明显高于对照组的43例(71.7%),差异有统计学意义(P<0.05);观察组临床诊断率(98.3%)明显高于对照组(81.8%),两组比较差异有统计学意义(χ2=6.971,P<0.05)。结论 DR双能量成像技术操作方便,图片质量高,能够为各科室工作人员提供高质量的影像资料,提高临床诊断率,值得临床推广使用。
关键词：数字化X线摄影,双能量成像技术,应用价值,临床诊断率
参考文献
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单能量成像论文 篇7
An Imaging spectrometer measures the image of ground scene pixels and simultaneously obtains spectra data of each scene pixel in tens to hundreds contiguous spectral bands[1,2].The spectral radiance measured by detector pixels of an imaging spectrometer would be little for observing water or low albedo target.It is anticipated to prolong the integral time of detector to increase the Signal-to-Noise Ratio(SNR)of the imaging spectrometer.Motion Compensation(MC)method is generally used to increase integral time of detector such as COIS[3],Hyperion[4]and HIRIS[5].The principle of MC is shown in fig.1.When the pointing mirror is laid 45ºimaging spectrometer observes nadir point.When the space-borne imaging spectrometer lies in position 1,the pointing mirror turnsα/2 ahead.So the axis of Instantaneous Field Of View(IFOV)is turned aheadαalong flight direction and points to D1 before the nadir point B1.And then the axis of IFOV is turned backwards relative to the imaging spectrometer by controlling pointing mirror.Until position 3,motion compensation is completed.The point mirror is quickly turned ahead again and the axis of IFOV points to B2.Next motion compensation is beginning.If the distance from position 1 to 3 is A1B1=nl and the observed distance is C1D1=l,the integral time of detector will increase n times compared with without MC for observing scene area C1D1.Using MC can increase SNR of an imaging spectrometer.But it makes spatial resolution some loss[5].In addition,the geometrical ubiety of ground scene pixel relative to the entrance pupil of imaging spectrometer and the transmission path of scene radiance would change with the Tilt Angle of the Axis of IFOV(hereafter,TAA for short).Further,the measured scene radiance and atmosphere scatter radiance are varied with TAA.The characteristics of spectral radiance measured by imaging spectrometer with MC will be analyzed concretely in the following sections.
1 Theoretical Discussion
For a spaceborne push-broom imaging spectrometer without MC,the measured radianceΦof the detector pixel is the convolution of the spectral response function f(λ-λ0)with a high-resolution upwelling spectrum L(λ)across the spectral band:
Where,Tint is integral time of detector.L(λ)is upwelling spectral radiance.The spectral response function generally is Gaussion function.τopt is transmittance of optical system.cosi is cosine of the included angle between ground pixel normal and the axis of IFOV.For imaging spectrometer without MC,i=0°,cosi=1.∆S=GSD2nadir is ground pixel area.GSDnadir is Ground Sampling Distance(spatial resolution)corresponding to nadir point∆ω=πD2/4H2is the solid angle of entrance pupil to ground pixel.D is diameter of entrance pupil of imaging spectrometer system.H is the height of space orbit.
The definition of the angle of IFOVθis given by
When the dimension of detector pixel d,focal length of telescopic system f and the height of space orbit H are fixed,the IFOV and GSDnadir also become fixed value.So cosi,∆S and∆ωare invariable for the imaging spectrometer without MC.
For imaging spectrometer with MC,there is just one position where the system observes nadir point,while there is an included angleα(TAA)between the axis of IFOV and nadir direction in other positions.The radiance transmission direction and path are variable.∆S,∆ωand cosi are variable.The relationship of∆S,∆ωand cos withαcan be expressed as
Where:R is the radius of the earth;M=(R+H)/R;GSDx and GSDy are along-track and cross-track spatia resolution.We assume that the observed ground scene surfaces are spherical surface at along-track direction and plane surface at cross-track direction.
The incident spectral radiance of imaging spectrometer with MC is given by
Where:Lg is ground scene spectral radiance.Ls is atmosphere scatter radiance.τ0(λ)is the vertical transmittance of atmosphere corresponding to nadir point.m(α)is the relative atmosphere mass,it can be expressed as[6]
Finally,substitute Eq.(3)～(6)into Eq.(1),the relationship between the measured radianceΦn and TAAαfor the imaging spectrometer with MC is given by
Where,n is MC gain.Whenα=0°and n=1,there is no MC and the system observes nadir point.Eq.(7)is the same as Eq.(1).
According Eq.(7),the equation to compute the signal in electrons per pixel is
Where:h is Planck constant.c is light speed.ηis quantum efficiency of detector.The SNR of the imaging spectrometer with MC also varies with the tilt angle of the axis of IFOVα.The expression of SNR is
2 Calculations and Discussions
In order to analyze the characteristics of spectral radiance measured by imaging spectrometer with MC,the upwelling ground scene spectral radiance,scatter radiance and the total spectral radiance at the top of the atmosphere were modeled in the spectral range of 0.4～1.0µm with conditions of a 30°solar illumination angle,a0.3 reflection horizontal surface at sea level,and the 23 km visibility,standard mid-latitude summer atmosphere model(See Fig.2)[8].The spectral resolution is 10 nm.The height of orbit is H=400 km.The radius of the earth is R=6 378.01 km.The gain of MC is n=2.The ratios of measured radianceΦ2(α)/Φ2(0°)between a certain TAAαand observing nadir point(α=0°)are calculated according Eq.(7)(see Fig.3 to 5).
Fig.3 shows the ratio of measured scene radiance with a certain TAAαto that with observing nadir poin(α=0°).The measured scene radiance decreases along withαincreasing in the process of motion compensation Whenαincreases,the transmission path of scene radiance in the atmosphere becomes longer.The absorption and scatter of atmosphere become stronger.There is more energy loss for scene radiance in transmission.The signa level of target radiance measured by imaging spectrometer also becomes lower.Whenαis less than 30°,the average reduction of measured scene radiance is no more than 10%.Whenα=45°,the average reduction of measured scene radiance is near 20%and more than 20%in short-wave spectral range.
Fig.4 shows the ratio of measured scatter radiance with a certain TAAαto that with observing nadir poin(α=0°).The measured scatter radiance firstly decreases and afterward increases along withαincreasing.This characteristic is determined by the geometrical relationship of observer-target-sun.Whenαis less than 30°the average variation of measured scatter radiance is no more than 5%.Whenα=45°,the average increment of measured scatter radiance is 15%.The disturbance of the scatter radiance to the scene radiance is strengthened obviously.
Fig.5 shows the ratio of measured total radiance with a certain TAAαto that with observing nadir poin(α=0°).The measured total radiance always decreases along withαincreasing in the process of motion compensation.It indicates that the reduction of measured scene radiance is lager than the increment of measured scatter radiance.Although the average reduction of measured total radiance is no more than 8%whenα<45°,the proportion of ground scene radiance in total radiance becomes smaller compared with observing nadir poin(α=0°).The capability to detect the ground scene cannot maintain two times MC gains by design along withαincreasing.So the maximum ofαis better no more than 30°when using MC.Fig.6 shows increase ratio of SNR of imaging spectrometer between with and without MC corresponding to different MC gain andα.The parameters of imaging spectrometer used to calculate SNR are listed in Table 1[5].When using MC,the increase values of SNR corresponding to observing nadir point(α=0°)are approximately proportional with the square root of MC gain n For a certain MC gain,SNR decreases along withαincreasing.Whenα=45ºSNR averagely decrease 15%(Fig.6).
The relationship of MC gain n,observing distance l and the maximum of TAA(αmax)can be expressed as
Eq.(10)indicates that:For a certainαmax,if MC gains n increase,the observing distance l will decrease.If the observing distance l keeps invariable,increasing MC gain n must enlargeαmax.But Whenα>30°,the measured total radiance and the proportion of scene radiance are much smaller than that with observing nadir point(α=0º).The detective capability for the scene target cannot reach n times MC gain by design.Table 2 lists the observing distance in MC with certain MC gain andαmax.
3 Conclusions
Using motion compensation can prolong the integral time of detector and finally increase the SNR of imaging spectrometer.While the geometrical relationship of ground target to imaging spectrometer and the transmission path of spectral radiance are changed because of the swing of the point mirror.the total radiance measured would decrease along with the tilt angle of axis of IFOV increasing in the process of motion compensation.And the proportion of ground scene radiance in total radiance also becomes smaller.Just when observing nadir point(α=0°)the increase of SNR can reach the value by design.In order to make the detective capability of imaging spectrometer to approach the increase value with MC,the tilt angle of the axis of IFOV is better no more than 30°.
摘要：为研究运动补偿下成像光谱仪的辐射能量采集特性,首先推导出系统探测器像元采集到的光谱辐射能量与瞬时视场光轴摆角的关系式。据此,在可见近红外(0.4～1.0μm)光谱范围内,计算不同摆角下系统采集到的光谱辐射能量与观测星下点(对应光轴摆角为0o)时系统采集到的光谱辐射能量的比值。结果表明:与观测星下点相比,运动补偿过程中系统采集到的总光谱辐射能量随光轴摆角的增大而减小,并且其中地面目标辐射所占的比例也随之减小。系统信噪比有类似的特性。要使整个观测过程辐射能量提高的倍率保持或接近预期的补偿倍率,光轴摆角尽量小于30o。
关键词：成像光谱仪,遥感成像,光轴摆角,运动补偿
参考文献
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