超声图像的特性研究（精选9篇）
超声图像的特性研究 篇1
超声是以20kHz以上的频率通过递质传播的声波, 医学应用中的超声频率通常在 500KHz 到100MHz, 它具有方向性好, 穿透能力强, 易于获得等优点[1,2]。超声阻抗 (声特性阻抗) 是对超声通过组织的阻抗的测量, 是声压与声速的比值:Z=P/u。其中:P-声压, u-质点速度。声特性阻抗又可以定义为媒质的密度与声速的乘积。即:Z=ρc。其中:ρ-递质密度, c-声波在该递质中的传播速度。
Z表示声特性阻抗, 其单位为牛顿.秒每立方米, 它称为瑞利。超声成像的声波传播递质就是人体组织, 由于人体组织超声阻抗分布不均匀, 如肌肉、水和骨头的超声阻抗分别为1.70、1.50、6.10瑞利, 所以超声射入体后, 由表面到深部将经过不同声特性阻抗和不同衰减特性的器官与组织, 从而产生不同的反射与衰减。这种不同的反射与衰减是构成超声图像的基础。超声仪将接收到的回波根据其强弱用明暗不同的光点依次显示在屏幕上, 就显出人体的断面超声图像, 亦称声像图 (sonogram) 。超声图像是以明 (白) 暗 (黑) 之间不同的灰度来反映超声回波的强弱。弱回波为暗区 (黑影) , 强回波则为亮区 (白影) 。
超声具有无创性、无禁忌、实时和廉价的特点, 所以在临床上得到了广泛的应用, 研究活跃。如在异位妊娠检查方面, 文献[3]等用阴道超声检查异位妊娠情况, 并分析了阴道超声检查在异位妊娠治疗方案选择方面的作用;文献[4]报道利用腹部超声进行异位妊娠检查, 诊断准确率可以达到99.5%;在乳腺癌检查方面, 文献[5]报道利用超声诊断14 例乳腺黏液癌, 误诊仅1 例;文献[6]报道利用超声诊断200例乳腺站位病变, 增生结节49例, 纤维腺瘤92例, 乳腺癌59例, 良性占70.5%, 恶性占29.5%, 术后病理结果良性符合率100%, 恶性符合率93.3%;文献[7]报道利用超声诊断乳腺癌的诊断符合率为96.4%, 对乳腺纤维瘤的诊断符合率为85.3 % (58/68) 。
但是超声在人体组织内传播是一种很复杂的过程, 除了反射, 还有透射, 在人体组织中还存在一些与超声波长相近的微细结构, 这时超声波会产生衍射, 当超声波长远小于微细结构会发生散射, 不同声递质会发生折射, 它们相互叠加、相互作用、使得超声图像存在斑点噪声大、图像对比度低、存在图像伪影、视野有限, 难以显示正常组织及较大病变的全貌, 也不利于与其他图像对比等缺点[1], 本研究围绕斑点噪声、超声图像特点、超声伪影3个方面, 首先讨论了斑点噪声的3个统计模型, 即完全发展散斑模式、近程有序的非随机分布模式、近程有序的非随机分布模式, 然后综述了超声回声的强度、形态和分布, 最后给出了产生超声伪影的3个因素, 即由不理想的声束特性产生的伪影、由扫描方法和显示产生的伪影和由超声传播特性产生的伪影。
1 斑点噪声的统计分布模型
超声影像成像系统是相干系统, 这就决定了未经对数动态压缩的射频图像包含的斑点噪声属于乘性噪声范畴[2]。对散斑噪声研究的文献始出现于 20世纪 70 年代, 其中最具经典的是 J.W.Goodman 提出的基于相干光成像的斑点噪声模型[8]。在随后的30多年研究中, 学者根据超声成像技术的发展, 提出了多个超声图像斑点噪声模型。其中最具代表性、应用最广泛的是以下3种分布模式[9,10], 这3种模式根据每个分辨率单元散射子的数量或散射子数量密度 (NRD) 来划分的, 比较完整的描述了不同人体组织的散射子分布对超声波散射影响状况。
1.1 完全发展散斑模式
这种情况发生在散射子数量密度较大的情况, 同时散射子是相互独立且随机分布。这种情况下产生的回波信号的幅度近似服从 Rayleigh 分布, 而且这时的信噪比 SNR=1.92, 该分布函数如下:
1.2 长程有序的非随机分布模式
这种模式的特点是散射子之间存在着相干性。由于这种相干性, 有效的散射子数量密度不是很大, SND<10。这种情况下产生的回波信号的幅度近似服从K分布, 这时信噪比<1.92, 该分布函数如下:
1.3 近程有序的非随机分布模式
这种模式的特征是随机散射子区域出现了空间不变相干结构, 这种分布函数服从 Rician 分布, 而且信噪比>1.92。分布函数如下:
对于肝脏、肾脏、心脏、乳腺等医学超声图像, 大部分是满足 Rayleigh分布的, 基于统计模型的医学超声图像处理方面的文献基本集中于 Rayleigh分布散斑模型。
近年来, 一些学者提出了新的模型, 如广义 K 分布、零差 K 分布等模型[11]。这些新模型把以上3种分布都包括进去了, 把它们3个看成是其模型的一种特殊情况。不管用什么新模型, Rayleigh、K、Rician 分布都是超声图像中最基本的3种噪声分布, 任何一点的噪声分布都可以用它们其中的一个或多个来描述。
2 超声图像的成像特点
超声图像特征主要包括物理学特征和形态学特征。超声图像的形成既反映出超声波在生物组织中传播特性的差异, 又具有与病理性质相联系的形态学特点, 物理学特征主要包括透声性、衰减、后方增加效应、量化分析和谱分析等。由于人体各种正常组织和病变组织对声能的吸收衰减不同, 表现了后方回声的“增强”或减弱乃至形成后方“声影”, 这些物理学特征在病变性质的诊断和图像分析上都有重要的意义[12]。对其回波信号的特征可按以下几个方面分类。
2.1 回声强弱
根据图像中的不同灰阶, 可以把回波信号分为强回声、中等回声、低回声和无回声 4 种。回声强弱的量度一般以被探测脏器或组织的正常回声为标准, 利用病变部位回声与周围正常组织回声强度的比较来确定。声像图回声的强弱是超声与不同生物特性阻抗的生物材料相互作用时, 超声经吸收、衰减、反射或散射以及其他形式能量损耗多少的一种客观体现。表1给出了各种组织器官的超声反射强度。
2.2 回声形态
按回波信号在显示器上所形成的几何形状, 回声形态可划分以下5种, 详见表2。
2.3 回声分布
按其图像中光点的分布情况, 分为均匀性或非均匀性、密集或稀疏等不同类型。主要有5种, 详见表3。
2.3 特殊回声成像
即将某些病变的回声成像形象化地命名为某特征, 以此来强调这些特征, 常见的有“靶环”征、“牛眼”征、“驼峰”征、“双筒枪”征等。
这里需要说明的是超声对病变的诊断只是根据物理界面特性的规律做出判断, 并不是病原学上的特异性判断;另一方面, 任何脏器或组织的病变过程的复杂性则反映为图像上的多变性。因此, 必须结合临床实际对图像进行分析, 并通过其他影像诊断方法的相互补充, 方可达到正确诊断之目的。
3 超声图像的伪影
3.1 伪像产生的原因
超声伪影是指任一回波信号被超声诊断设备所显示的位置与被检体内回波界面的实际位置不符, 或被显示的信号振幅、灰度变化不与被显示的回波界面特性变化相关[1]。具有一定波长、振幅、相位、声强等参数的超声波声束以一定方向、角度射入具有不同密度、声速、声特性阻抗等参数的非均匀、各向异性的人体组织和复杂界面、不同颗粒度的媒质中传播时, 会产生声反射、折射、绕射、衍射、透射、散射以及衰减、吸收、频移、波型转换、非线性效应等复杂的物理现象, 这是超声显像的基础, 也是产生声学伪像的原因。事实说明伪像的存在是普遍的、绝对的, 研究伪像的形成原因对超声图像的推广具有积极的意义。超声伪像可分为2种情形[13]。
3.1.1 超声图像形状与位置的失真
最基本的失真是由于界面两边声速不同引起声束折射, 使实际位置处于某点的散射体所成的像却显示到了另一点, 即折射失真。如果界面两边的声阻抗差异较大, 也会出现反射, 引起失真。这种因折射和反射造成的伪像有时还不止1个, 如在肿瘤等圆形物体的后方, 不同角度的折射使生成的像点可能是 1个, 也可能是 2个、3个或更多。由于这种原因, 处在一个声速与周围组织不同的圆柱体后方的物体, 其图像的形状也必然发生畸变。影响图像形状和位置变化的主要原因是声速的改变, 但因反射和折射出现的虚像有时会使观察者分不清图像的真实轮廓, 在一定程度上相当于改变了形状。
3.1.2 超声图像亮度的失真
在不考虑周围媒质反射引起的干扰时, 某点图像的亮度可由该点的回波强弱来决定。但回波的强弱须满足第三条成像基本假设, 即在组织中的衰减吸收是均匀的, 不均匀性已被调节补偿以及图像的亮度大小只代表该处背向散射或反射的强弱时, 才会保证图像的真实, 否则就会引起图像亮度的失真[9]。引起这种伪像的原因一方面是声束在传播的路径中存在着媒质的不均匀性 (如声衰减的变化、声速的变化以及界面的存在等) , 改变了回波的强弱, 从而改变了亮度;另一方面由于界面反射或折射产生的伪像, 其回波与原区域的回波相叠加, 引起亮度的增强, 造成图像失真。
3.2 伪影分类
无论是亮度的失真还是位置形状的失真, 在临床检测中其表现都是多种多样的, 具体来看有三个因素, 18类伪影, 详见表4。
摘要：超声图像中的斑点噪声、超声图像特点、伪影是超声图像处理的热点问题, 本研究先讨论了斑点噪声的3个统计模型, 然后综述了超声回波的强度、形态和分布, 最后给出了3种因素下, 即不理想的声束特性、扫描方法和显示、超声传播特性, 产生的18类超声伪影。
关键词：超声图像,斑点噪声模型,成像特性,伪影
超声图像的特性研究 篇2
细长圆锥低超声速绕流尾迹流时空演化特性的研究
本文用数值方法研究了在大的迎角范围内,采用局部抛物化流动模型所得到的有关圆锥有迎角绕流尾迹流中周期解的谐分岔、亚谐分岔以及环上Hopf分岔这三类不稳定性的时空结构演化与非线性相互作用.分析得到了两种不可通约频率(f1,f2)的强非线性相互作用以及由此而产生的频率拓宽所形成的mf1±nf2多级频带结构.研究表明:当第三个不可约频率被激发,不论时间,还是空间方向的发展都会存在混沌.在近尾区,流态随攻角增大的演化历程上,通向混沌的`道路和准周期性道路相接近,但包含有带倍周期性的亚谐分岔.在固定迎角的情况下,由近尾到远尾区,通向混沌的道路也接近于准周期道路,但带有阵发性.
作 者：冉政 张涵信 Ran Zheng Zhang Hanxin 作者单位：中国空气动力研究与发展中心,四川绵阳,621000刊 名：空气动力学学报 ISTIC EI PKU英文刊名：ACTA AERODYNAMICA SINICA年，卷(期)：17(2)分类号：V211.1 O354.3关键词：谐分岔 亚谐分岔 Hopf分岔 混沌
超声图像的特性研究 篇3
【关键词】超声波图像 三维成像 表面成像法 体积成像法
【中图分类号】R722.12 【文献标识码】B【文章编号】1004-4949（2014）08-0488-01
超声波图像也会因设定而产生不同的结果，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。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。
1三维超声的成像技术
可靠的数据提取是得到精确三维超声图像的前提。采用二维面阵超声探头，使超声束在三维扫查空间中进行摆动，即可直接得到三维体数据。但二维面阵换能器的制作工艺限制了阵元数，使得三维图像的分辨率受到了一定的限制。目前已有使用二维阵列的超声成像系统面世。目前三维超声数据的提取仍广泛采用一维阵列探头。用一维阵列探头提取三维超声数据，需要外加定位装置，如目前临床广泛采用的一体化探头。该探头是将一个一维超声探头和摆动机构封装在一起，操作者只要将该探头放在被探查部位，系统就能自动采集三维数据。还有一种新型探头专门用于解决定位问题。该探头有三个阵列，中间的主阵列用于超声成像，与主阵列垂直的两个侧阵列用于提取定位图像。由于探头移动的连续性，所以定位图像两两重叠部分很大，可以通过两侧的定位图像确定两次采样间的位移、旋转，从而确定图像的空间位置。此外，还有一些文献提供了通过相邻图像的相关和图像的斑点噪声统计规律来确定探头侧向位移的方法。
2 三维超声的临床应用
2.1 三维超声在空腔脏器中的应用
2.1.1 胃、肠道疾病 嘱受检者适量饮水或灌肠后可建立良好的透声窗。清楚显示胃肠道隆起性病变与溃疡的大小、深度、边缘形态，观察恶性肿瘤的浸润深度、范围及与邻近组织、血管的立体位置关系，进行术前TNM分期，对协助临床制定相应的治疗方案，具有重要意义。
2.1.2 膀胱疾病 膀胱充盈后可形成极佳的透声窗，三维超声与二维超声一样清晰显示病变的形态、大小、数目、内部回声，同时三维超声还能显示病变的整体、表面形态及肿瘤对膀胱壁的浸润情况，从而提高了其诊断的准确性，并有助于肿瘤术前方案的抉择。对慢性膀胱炎症、憩室、结石、凝血块等膀胱疾病的诊断，也显示出优越性。
2.2 在实质性脏器中的应用
肝脏疾病 肝囊肿与肝脓肿二维超声诊断准确性较高，而肝癌与肝内其它性质占位性病变相互间的鉴别有时较为困难。三维超声可从不同方位观察肝表面和边缘轮廓，肿三维超声成像在临床上有广泛的应用前景。可用于精确测量和定位在产科临床上，三维超声成像可用于鉴别早期胎儿是否存在畸形以及检查各个孕期胎儿的生长发育情况；在心血管疾病诊断中，可用于多种心脏疾病以及血管内疾病的检查。尽管如此，由于价格和技术上的原因，目前三维超声成像尚未达到临床广泛应用的水平，也还有不少值得研究的问题。
2.3 在妇科的应用
三维超声对子宫实质性肿瘤的断，有一定輔助作用。对卵巢和输卵管病变（特别囊性变），可清晰显示其立体外形轮廓、内部结构、有无分隔与性突起、液体浑浊度等。对盆壁转移性病灶合并腹水的人，三维较二维超声的诊断价值更大。文献报道三维超声诊断附件区恶性肿瘤时，其敏感性由二维超声的80%增87%。此外，三维超声于术前可清晰显示恶性肿瘤浸及围脏器的情况，评价肿瘤与子宫、盆壁及髂血管的关系，为中能否切除肿瘤提供有价值的资料。与此同时，应用3CDE可以显示肿瘤内血管空间结构，并计算单位体积内的瘤血管密度，为肿瘤的定性诊断增加新的参考指标。
3 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上有了充份的了解，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。
4 结束语
综上所述，超声成像是临床上广泛使用的一种成像模式，在某些场合甚至是最好乃至唯一可用的成像模式。各种新技术新方法的开发和利用，使超声仪器的检测和诊断更为有效，应用范围也不断延伸，如用于观察病程的发展情况、细胞的代谢情况等。超声成像技术在过去、现在和将来都是医学影像研究的重点内容之一。随着技术的发展、研究的深入，将会有更多新发现和新技术用于超声成像。
参考文献
[1] 周永昌，郭万学.超声医学[M].北京：科学技术文献出版社，2006.
[2] 徐颖，龚渭冰.超声诊断学[M].2版.北京：科学出版社，2007.
超声图像的特性研究 篇4
研究表明,左心室血液的流动动态可以被认为是心脏健康一个潜在的指示器[1,2]。研究者在研究过程中发现,在心室舒张充盈的过程中,血流会在心室腔内形成涡旋。在心室等容收缩期,心室的收缩会加大涡旋的强度,血液在心室内以涡旋的形式流动,可以减少血液之间和血流与心室壁之间的碰撞。在心室的射血期,涡旋形式的血流有利于射血时血流方向的改变,从而提高心脏射血的效率。因此,涡旋可以最小化血液流动过程中能量的损失,并减少心脏射血时所需要的能量[3,4,5,6,7,8,9]。心脏相当于一个大血泵,可为全身供血,在心脏收缩期时,心脏通过逆时针的扭转和挤压将血液泵至全身各处;在心脏舒张期时,通过顺时针方向将血液抽回心脏。当心脏遭受心肌梗塞、心力衰竭、肥厚型心肌症等疾病危害时,心脏的功能会发生紊乱,心脏内的血流动力学参数会发生变化。
目前用于计算心脏内涡旋参数的主要方法有:相位对比的心脏核磁共振成像技术和基于彩色多普勒的血流向量图。1986年Nayler GL等人提出利用相位对比技术对血流速度进行测量,相位对比的核磁共振成像(Phase-contrast Cardiac Magnetic Resonance)技术应用大小相等、方向相反的两叶组成的双极梯度磁场,第一叶使静止和流动组织的质子群进行相位积聚,随之应用第二叶,静止质子丧失相位,总相位为零,而流动的血液在两个梯度之间,经过不同的正负梯度,累加后产生相位位移。此时相位位移与血液在流速编码方向的流动成正比,从而通过公式可计算得到心脏内血流的速度场。近些年由于科学技术的发展,磁共振血流成像在三维成像的基础上添加了时间上分辨率,成为四维核磁共振(4D MRI)血流成像[10]。
基于彩色多普勒的血流向量图将血流分解为进入观测平面的基本流和平面内封闭的涡流,可测量心动周期不同时刻心腔内任意一点真实的血流速度。首先通过彩色多普勒成像,扫描心室内的血流区域,得到心室内各个位置沿扫描波束方向的血液流动状况。再根据流函数和流距离函数得到速度场在垂直于波束方向的速度分量,从而得到心室内血流速度场二维分布。
核磁共振的成像方法在三维空间具有很高的空间分辨率,但是该方法在时间分辨率方面受到了极大的限制,计算非常消耗时间。彩色多普勒具有廉价、耗时短、时间分辨率高等优点,但是该方法尚未被体外模型验证,且对垂直于声束方向的涡旋测量不准确。
粒子图像测速(Particle Image Velocimetry,PIV)技术是用于流体显像的一种光学方法,被广泛应用于流体力学实验室,能测量流体的瞬时速度相关特性。其原理为在流体中充分植入具有良好流体动力学特征的粒子示踪剂,使用脉冲激光照射所测流场的切面区域,通过成像记录系统获取两次或多次曝光的粒子图像,形成两幅或多幅PIV实验图像,再利用图像互相关方法进行分析,从而得出每一小区域中粒子图像的平均位移,由此确定流场切面上整个区域的二维速度。超声粒子图像测速技术(Echo-PIV)采用超声波束作为显像源,微泡作为粒子示踪剂,能够显示心腔内血流动力。2000年,echo-PIV初次用于实验室显像挟沙水流中的高岭土粒子,随后该技术成功应用于心腔内血流实验和临床研究[11,12,13]。
通过超声粒子图像测速技术来计算心脏内涡旋特性还是一个较新的研究方向,关键是要证明其具有足够的可靠性和精确性,以便用于临床应用。为此,本文构建了一个超声粒子图像测速技术系统,搭建了一个人体血液循环仿真系统,通过聚乙烯醇(PVA)制作了左心室仿体,以便在受控条件下测试超声粒子图像测速技术计算心脏内涡旋特性的可行性,报道如下。
1 实验系统
1.1 超声粒子图像测速技术总体流程
超声粒子图像测速技术总体示意图,见图1。本文采用超声线阵探头进行图像数据的采集,通过超声探头对仿体进行连续的B-mode超声成像,然后将前后两帧B-mode超声图像划分为有限个小的窗口,对前后两张图像对应位置的小窗口进行互相关分析,互相关平面极值所对应的位置即为最佳匹配点即小窗口运动到的位置,从而可以计算粒子的位移,由于B-mode超声成像的成像频率已知,所以可以求得整个流场的速度矢量图。
1.2 人体血液循环仿真系统的搭建
人体血液循环仿真系统,见图2。脉动泵采用Harvard Apparatus公司生产的大动物血泵,可以通过大动物血泵调整脉动频率、射血分数、射血体积等参数。超声采集设备使用的是Sonix RP系统,通过该系统可以对仿体进行连续成像,通过调整扫描线密度、图像宽度、图像深度等参数,最快可以实现每秒钟上千帧的成像速度。流量计可以实时提供流入仿体液体的流量信息。试验中采用的仿体分为两种,一种是自制的聚乙烯醇(PVA)材料仿体,一种是购买的硅橡胶材料仿体,实验的过程中在液体水池中打入超声造影微泡,开启脉动泵循环多个周期,待超声造影微泡均匀分布在液体中时,对仿体进行实验采集。在仿体的后方放置吸收超声的材料,以减少超声数据采集时的噪声干扰。
1.3 用于算法验证的左心室仿体
左心室硅胶仿体,见图3。此仿体购买自Shelley Medical Imaging Techologies公司。
该仿体拥有左心室、主动脉弓、主动脉、冠状动脉,上方为大脑和上肢供给血液的血管。实验时,将此仿体连接到血液循环系统中,打入超声造影微泡,采集数据,应用Echo-PIV算法对图像进行计算。由于此仿体是由硅胶制成的,对于超声波的反射很强,在成像的过程中表现出较多噪声,因此主要是采用这个仿体进行算法的验证。
1.3.1 聚乙烯醇(PVA)水凝胶的制备
聚乙烯醇PVA水溶液在室温下可以通过链段之间的氢键逐渐形成水凝胶,但是这种水凝胶的力学性能较差,使用价值较低。为了获得高强度、高含水的PVA水凝胶,有研究者通过不同的交联方法和反应条件来直接影响高分子的网络结构从而改善其性能。
PVA水凝胶的制备按照交联方法可分为化学交联和物理交联。化学交联又分为辐射交联和化学试剂交联。辐射交联主要是利用电子束、紫外线等直接辐射PVA溶液,使PVA分子间通过自由基而交联在一起。化学试剂交联则是采用化学交联剂使PVA分子间发生化学反应而交联形成凝胶,常用的化学交联剂有醛类、硼酸、环氧氯丙烷以及可与PVA通过配位络合形成凝胶的重金属盐等。物理交联主要有反复冻结法和冻结部分脱水法。
水凝胶中PVA浓度为10wt%、散射子(Sigmacell Cellulose)浓度为3wt%,制作过程如下:
(1)准确称取PVA聚合物加入烧杯中,加入定量的纯净水,在烧杯中加入磁转子,并放入恒温加热磁力搅拌器中进行加热。30℃下搅拌1~2 h,使PVA聚合物充分溶胀,以利于后面加热时PVA聚合物的溶解。
(2)调整温度到95℃,加热搅拌1 h,观察溶液中没有悬浮的颗粒物,基本变为均一透明时即可,在加热的过程中为了防止水分的流失,可以在容器上面覆盖一层锡箔纸膜。
(3)在PVA聚合物完全溶解后,加入已经称好的Sigmacell Cellulose,继续加热搅拌15 min,使Sigmacell Cellulose均匀分布于PVA水溶液中,这时溶液呈现为乳白色。
(4)停止加热搅拌后,由于粘度较大,在溶液中可能会有气泡,把容器放入超声清洁器,震荡15 min,除去溶液内部的气泡,然后静置冷却至30℃。
1.3.2 左心室仿体的制备
左心室仿体模具,见图4。制作左心室仿体主要以图4模型为基础,以PVA水凝胶为材料。制作仿体需要一大一小两套模具(图4A),首先使用小模具(图4A-1)制作出一个实心模型,然后将此模型放入大模具(图4A-2)中,在大模具中形成空余位置,并在该位置加入PVA。具体流程如下:
(1)配置5.5%wt的琼脂糖溶液,将溶液放入微波炉中进行加热直至完全溶解。
(2)将溶液倒入小模具(图4A-1)中,静置一段时间待液体完全凝固。打开模型(图4C-1),即可得到左心室琼脂糖模型(图4B),将琼脂糖模型放入大模具中(图4C-2),可以看出大模具中琼脂糖模型周围有一部分空余的位置。
(3)从大模具上方小孔处注射PVA水凝胶直至溢出,然后将大模具密封。将密封好的大模具放入-20℃的冰箱中冻融12 h。最后将冻融好的仿体取出,通过挤压碾碎心室仿体内的琼脂糖,用水冲出琼脂糖,得到PVA心室模型(图4D)。
2 左心室涡旋参数的计算
在心室舒张充盈的过程中,血流会在心室腔内形成涡旋,涡旋可以最小化血液流动过程中能量的损失,并减少心脏射血时所需要的能量,所以涡旋是心脏内血液流动的重要参数。通过Echo-PIV算法可以得到心脏内血液流动的速度分布,进一步可计算出心脏内涡旋的相关参数。
涡量是描述旋涡运动最重要的物理量之一,定义为流体速度矢量v的旋度,涡量的单位是秒分之一(s-1)。涡量的计算公式:
涡量是1个周期性的变量,通过对多幅图像相同位置涡量值组成的序列进行傅里叶变化,得到图像各个位置的零阶谐波值和一阶谐波值,即公式(2)中的分量ω0(x,y),ω1(x,y):
涡旋的相对强度是评判心脏功能的重要参数,当发生心力衰竭等疾病时,心脏的收缩舒张功能会减弱,从而使得心脏左心室内涡旋的相对强度降低。涡旋的相对强度(Relative Strength,RS)是一阶谐波强度值与零阶谐波值的比,可通过公式(3)计算得到:
其中:
涡旋的波动是平方归一化的涡量变化:
公式(5)中,T为一次心跳持续时间,LV代表左心室。液体流动时相互之间会产生摩擦,从而导致能量损失。能量损失也是评价心脏功能的一个重要参数,当心脏发生病变时,左心室内的血流不能继续保持良好的涡旋结构,从而会加大能量的损失,其计算公式如下:
其中,ρ代表液体的密度,μ代表液体的粘度,DI代表能量的损失。
能量的波动是相对于平均能量的能量变化,其计算公式如下:
上式中下角标“0”代表平均速度。
3 实验
3.1 PVA仿体实验
当心脏发生心肌梗死、肥厚性心肌症时,心肌的弹性会发生变化,同时心脏左心室内的血流动力学参数也会发生变化。本文采用不同硬度的仿体测试对血流动力学参数的影响。在制作PVA仿体时,会经历冻融阶段,不同冻融周期制作出的仿体会出现不同的硬度。通过实验,可测量1~8个冻融周期的仿体弹性模量,本研究使用了3周期、7周期的仿体进行了实验。
3.2 实验数据的处理
对采集的超声图像进行处理,步骤如下:
(1)输入连续的含有超声造影微泡的心脏左心室长轴切面图像,总帧数N应涵盖至少一个心动周期内超声系统所采集的图像。
(2)在第一帧图像上选择一个感兴趣区域(Region of Interest,ROI)。
(3)对第n帧和第n+1帧图像的ROI进行匹配计算。将ROI划分为多个分析窗口(次窗口),两幅图中对应的两个次窗口进行二维互相关运算,获得该次窗口所代表的血流的位移矢量,然后利用三点高斯峰拟合算法进行亚像素分析,利用全局和局部中值滤波器去除错误矢量,并采用双线性内插算法对错误矢量进行替换。通过迭代提高计算的精度,最后减小窗口大小,提高空间分辨率。依次对ROI每一对次窗口进行该运算,得到第n帧图像ROI内的二维位移矢量分布图。
(4)n=n+1,判断n是否大于或等于N。若“否”,则返回第(3)步。若“是”,则进行第(5)运算。通过对第(3)步的循环运算,得到输入图像ROI的二维位移矢量分布图。换言之,得到了若干个心动周期内每一个心跳时刻心脏内血液流动的位移矢量图。
(5)通过步骤(4)得到的位移矢量图和超声获取图像的时间间隔,计算得到心脏内血液速度分布图。
(6)通过左心室内流体的速度,计算出心脏左心室内血流动力学相关参数。
4 实验结果与讨论
4.1 硅胶仿体实验结果与讨论
在硅胶仿体实验中,实验参数如下:脉动泵频率35 Hz、脉动泵每搏射血体积35 m L、超声探头12 MHz(线阵探头),线密度256。硅胶仿体实验估计涡旋参数,见表1。
在人体的整个心动周期内,心脏血流并非都处于涡旋状态,但在心脏填充期,左心室内血流处于涡旋状态。对于整个实验系统来说,脉动泵相当于左心房,可为心室供血,本研究选择脉动泵供血时期获得的B超图像进行研究(图5)。
注:A.第一帧图像;B.第二帧图像。
本研究同时计算了速度(Velocity)、剪切力(Wall Shear Stress,WSS)、涡量(Vorticity)等信息。速度、剪切力、涡量的彩色编码矢量图,见图6~8。从图中可知,本研究采用的算法可精确地计算出心脏左心室仿体中的血液流动。
4.2 PVA实验仿体结果与讨论
本研究采用3周期弹性模量为168.52 k Pa和7周期弹性模量为296.04 k Pa的仿体进行实验。每个周期的仿体分别进行3组实验。实验参数如下:脉动泵频率15 Hz、脉动泵每搏射血体积15 m L、超声探头12 MHz(线阵探头),线密度128。PVA仿体实验结果,见表2。
由实验结果可知,两组间DI、EF、RS、W等参数无统计学差异。弹性模量大的仿体其形状比弹性模量小的仿体小,且差异有统计学意义(P<0.05)。
本研究对仿体内部的血流速度、剪切力和涡量进行了比较,并对这3个参数同样的尺度进行了彩色编码。彩色编码对比图像,见图9。
本研究中,两组之间彩色编码的度量相同,图像的右端贴有不同颜色彩色编码所对应的值,红色代表数值大,蓝色代表数值小。通过对图像的观察,我们发现7周期的速度、剪切应力、涡量均比3周期大。PVA仿体实验结果,见表3。
注:A、B分别为3周期和7周期仿体速度彩色编码;C、D分别为3周期和7周期仿体剪切力彩色编码;E、F分别为3周期和7周期仿体涡量彩色编码。
5 结束语
左心室血液的流动动态可被认为是心脏健康一个潜在的指示器,通过超声粒子图像测速技术来计算心脏内涡旋特性还是一个较新的研究方向。本文构建了一个超声粒子图像测速技术系统,搭建了一个人体血液循环仿真系统,通过聚乙烯醇(PVA)制作了左心室仿体,完成了一些初步的实验,结果证明所构建的系统、仿体、相关算法是可行的,为下一步工作打好了基础。
本研究由中科院深圳先进技术研究院生物医学与健康工程研究所完成,仍有以下需要改进的地方:
(1)实验期间,由于缺少采集大鼠心脏信号的探头,未能完成动物实验。若能购买到实验设备进行动物实验,可使实验结果更有说服力。
(2)可与医院进行合作,采集病人信息,有利于进一步探索超声粒子图像测速技术对心脏功能的评估。
(3)改善实验算法,使算法能够更加适用于心室这种非规则形状内流场的计算,能够更加准确的计算出心室内的流场。
(4)改善体外实验系统,使之能够更加接近于人体真实的情况,能够使采集到的数据更接近于真实。
摘要：左心室涡旋特性可被认为是心脏健康潜在的指示器,通过超声粒子图像测速技术计算心脏内涡旋特性是一个较新的研究方向,关键是要证明其具有足够的可靠性和精确性,以便用于临床应用。为此,本文构建了一个超声粒子图像测速技术系统,搭建了一个人体血液循环仿真系统,通过聚乙烯醇(PVA)制作了左心室仿体,以便在受控条件下测试超声粒子图像测速技术计算心脏内涡旋特性的可行性。系统可以对仿体进行连续成像,通过调整扫描线密度、图像宽度、图像深度等参数,最快可以实现每秒钟上千帧的成像速度。实验过程中,在液体水池中打入超声造影微泡,开启脉动泵循环多个周期,对仿体进行实验采集。通过超声粒子图像测速技术可得到心脏内血液流动的速度分布,进一步可计算出心脏内涡旋的相关参数,包括能量损失(DI)、能量波动(EF)、涡旋相对强度(RS)、涡旋的波动(W)等。结果证明所构建的系统、仿体、相关算法是可行的,可为下一步工作打好基础。
超声图像的特性研究 篇5
多媒体通信将是新一代通信系统的典型业务和显著特征,而视频编码技术是多媒体技术的基础和核心。在通信环境中,由于通信系统带宽的限制,传输带宽是有限的。要在有限的带宽条件下传输更好质量的视频,就要求视频的压缩效率足够高。而视频压缩效率的提高很大程度上取决于用于传输运动补偿预测误差的信息量的减少,这就要求有效地编码视频残差图像。而研究残差图像的统计特性对分析和讨论视频残差图像编码有重大的意义。目前已经有很多对传统视频编码框架下的残差图像特性的分析研究。近年来,为了适应可变带宽下的多媒体传输、不同存储容量的媒体存储和不同显示能力的终端,可伸缩视频编码技术[1]得到广泛的关注。笔者主要对基于运动补偿时域滤波(Motion Compensation Temporal Filtering,MCTF)的可伸缩视频编码的残差图像特性进行了研究。
2 基于提升的运动补偿时域滤波
运动补偿时域滤波(MCTF)是时域可伸缩视频编码中的一项关键技术,它能实现视频码流的时间可伸缩性。MCTF将运动预测和时域小波滤波结合起来消除帧间冗余,达到压缩视频序列数据量的目的,它最早是由Ohm提出的[2],后来又有人将5/3小波引入MCTF[3]。图1是以Harr小波为例的MCTF算法的基本原理图。
其提升步骤如下
式中:Fk[n]=Fk[n1,n2]表示原始视频序列的第K帧在位置n=(n1,n2)处的一个样本,Hk[n]=Hk[n1,n2]和Lk[n]=Lk[n1,n2]分别表示对应的高通子带帧和低通子带帧。vi→j[n表示从第i帧到第j帧做运动估计得到的运动矢量,则对于第i帧的位置n,第j帧对应的匹配位置为n-vi→j[n]。从式(1)可以看出,高通子带帧就是传统编码意义下的参差帧,而低通子带帧可看成是I帧。
3 MCTF残差图像统计特性分析
不同类型的图像反映出来的能量分布和统计特性大不相同,可从3个方面对残差图像的特性进行分析:
1)残差图像能量的非平稳特性
残差图像只在运动边界和运动比较剧烈等区域才会出现较大幅值,从能量分布[4]来看,残差图像的能量主要集中在运动物体的边缘上。
2)残差图像的时空相关特性
运动补偿可被认为是图像序列的一种特定的逆向滤波。图像的相关性通常利用信号的相关系数r来衡量,图像的相关系数r是指标准化的协方差函数,即图像的协方差函数与方差的商。相关系数r公式[5]为
式中:F(s,t)表示参考区域;G(s+i,t+j)表示待匹配的区域;(s,t)为匹配区域左上角坐标;i,j表示相对于参照区域的位移量;K表示匹配正方形的边长(像素个数);F軈=
r的值越大,表明图像各个相邻点之间、前后帧对应点之间相似性越大,即图像时间、空间相关性越大。实验统计表明:自然图像相关系数r一般要大于0.9,传统编码框架下的残差图像的相关系数r一般为0.3~0.5。可见,一般情况下残差图像具有较低的时空相关性。
3)残差图像的频率特性
残差图像主要反映前后两帧运动边界的信息,具有较多边缘信息,使得小波变换系数的高频子带具有较多能量,不能像自然图像那样对高频部分采用较大的步长进行量化,如果舍弃高频分量或是对高频信息改变过大,会造成运动模糊和边缘模糊,产生振铃效应。
4 实验结果与分析
测试选取了3组有代表性的视频测试序列Hall,Stefan和Highway序列(CIF:352×288)。这3组视频序列具有完全不同的运动形式(低速、高速运动)和纹理性质,可以对不同应用环境下的视频进行比较性研究。
4.1 残差图像能量的非平稳特性
3组序列都以8帧为一个Go P,基于可伸缩视频压缩方式(实现多层MCTF)研究残差图像能量的非平稳特性。图2~4分别是3组序列经过MCTF后的残差图像的能量分布实验结果图,其中第1幅为低通子带帧,其他为高通子带帧。
从实验结果可以看出,残差图像在运动边界和运动剧烈区域出现了较大的幅值,残差图像的能量也主要集中在运动物体的边缘。3组序列中,Hall序列中背景不变且运动物体较缓慢,实验中所得到的残差图像的能量非常少;Stefan序列中要捕捉运动员的动作,镜头变动较大且背景丰富,出现了较多的边缘信息,能量分布相对多些;Highway序列中虽然帧与帧之间变化较大,但路、山丘和天空相对变化缓慢,而右边的路牌变化相对快速,所以残差图像的能量主要分布在路牌的区域内。
4.2 残差图像的时空相关特性
首先计算各个序列中相邻两自然帧之间的相关系数,其次计算基于MCTF可伸缩视频压缩方式生成的同级高通子带帧之间的相关系数,通过分析数据来研究残差图像的时空相关特性。表1~3分别是3组序列的残差图像时空相关性研究的实验结果。其中(S**&S**)表示某自然帧与某自然帧之间,(H**&H**)表示可伸缩视频压缩方式生成的某高通子带帧与某高通子带帧之间,相关系数用R表示。
分析表中数据可以得出,视频中两相邻自然图像的相关系数较大,即其相似性较强。对运动物体运动速度不高或背景相对变化不强的图像,如Hall和Highway,两相邻自然图像的相关系数一般可以达到r>0.9;对背景复杂、运动体和背景变化都快的图像而言,相邻两自然图像虽然仍呈显著相关,但相关系数值并不能达到r>0.8的强相关程度,相关系数相对小一些,如Stefan。实验结果还表明,相邻残差图像间的相似性非常小,相关系数都处于r<0.2的范围内,因此可以得出运动补偿时域滤波残差图像具有很弱的时空相关性。
4.3 残差图像的频率特性
图5~7所示为3组视频测试序列经过MCTF后的低通子带帧和高通子带帧再经小波二维变换后的图像。
可见,序号为0的低通子带帧LLL的能量集中在低频部分,而序号为2~8的7个高通子带帧的高频部分具有较多能量。低通子带帧记录图像较为平滑的内容,编码量化时可采用较小的量化步长;高通子带帧通常具有较多边缘信息,编码时应注意选取合适的量化步长,以免重构造成边缘模糊。进一步分析可见,Stefan序列中高通子带帧所带能量相对较多,这是因为该序列背景变化大且运动员高速运动使其高通子带帧携带了较多边缘信息。对类似Stefan序列运用MCTF后得到的子带帧进行帧内编码要非常注意高通子带帧的量化步长的选取,尽量使量化步长细化一些。对低通、高通子带帧的频率特性进行分析,有助于编码时选取量化步长。
5 结论
随着计算机网络及网络视频的发展,可伸缩性视频编码技术将得到更深入的研究与运用,帧内残差图像的统计特性研究将更广泛,理论将更完善与成熟。本文对可伸缩视频编码中的运动补偿时域滤波残差图像特性从能量非平稳特性、时空相关特性和频率特性分别进行了研究与讨论,研究结果对残差图像编码有重要意义。
参考文献
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超声图像的特性研究 篇6
1 资料与方法
1.1 一般资料
选取2007年1月～2011年1月在我院就诊并考虑为子宫内膜癌的321例患者,临床表现为更年期月经紊乱、经量增多、经期延长、经间出血和绝经后阴道不规则流血排液、血性分泌等。其中,72例患者经手术及病理证实为子宫内膜癌,年龄39～64岁,平均(53.5±11.5)岁,其中,内膜腺癌70例;高分化腺癌42例,中分化腺癌16例,低分化腺癌12例,内膜高分化透明细胞癌2例。
1.2 仪器与方法
采用德国西门子ANTARES型彩色多普勒超声仪,探头频率为5～13 MHz;患者排空膀胱后取膀胱截石位,经阴道探头伸入至穹隆后,常规检查子宫、附件,对子宫行纵向和横向扫查,观察子宫内膜厚度及形态结构,低回声晕的完整性以确定是否存在肌层浸润,宫腔内有无异常团块或积液,然后采用彩色多普勒技术多切面观察病灶内的血流情况,用脉冲多普勒进行多点测量,并记录计测阻力指数(RI)和搏动指数(PI)。
1.3 子宫内膜癌的临床分期
按1991年国际妇产科联盟(FIGO)标准手术病理分期进行划分。Ⅰa期:无肌层浸润(病变局限于子宫内膜);Ⅰb期:浅肌层浸润(浸润程度<原肌层的1/2);Ⅰc期:深肌层浸润(浸润程度>原肌层的1/2);Ⅱ期:浸润肌层、宫颈、浆膜;Ⅲ期:浸润肌层、宫颈、宫旁组织;Ⅳ期:浸润肌层、宫颈、宫旁远处转移。
1.4 术后观察指标
以术后病理组织诊断为金标准,计算超声检查对肌层浸润的符合率、特异性、阳性预测值、阴性预测值。符合率=真阳性/有病组总人数×100%;特异性=真阴性人数/无病组总人数×100%;阳性预测值=真阳性人数/试验阳性总人数×100%;阴性预测值=真阴性人数/试验阴性总人数×100%。
1.5 统计学方法
所用数据输入SPSS 11.5建立数据库计量资料采用t检验,计数资料采用χ2检验,数据以均数±标准差(±s)表示,以P<0.05为差异有统计学意义。
2 结果
2.1 超声诊断肌层浸润与病理检查结果的比较
经过病理检查发现,72例子宫内膜癌患者中,无肌层浸润36例,其中超声诊断符合34例,符合率为94.44%;浅肌层浸润24例,其中超声诊断符合21例,符合率为87.50%;深肌层浸润12例,其中超声诊断符合7例,符合率为58.33%。见表1。
2.2 病理分期与病灶内血流情况比较
比较发现,在无肌层或浅肌层浸润中的RI值明显高于深肌层浸润RI值,差异具有高度的统计学意义(P<0.01),同样发现在无肌层或浅肌层浸润中的PI值明显高于深肌层浸润的PI值,差异具有高度统计学意义(P<0.01)。见表2。
2.3 肿瘤的分化程度与肌层浸润深度的关系
高分化腺癌42例,其中,无肌层或浅肌层浸润所占比例(92.86%)明显高于深肌层浸润(7.14%),差异有高度统计学意义(P<0.01);中分化腺癌16例,其中,无肌层或浅肌层浸润所占比例(87.50%)明显高于深肌层浸润(12.50%),差异有高度统计学意义(P<0.01);低分化腺癌12例,深肌层浸润所占比例(58.33%)明显高于无肌层或浅肌层浸润(41.67%),差异有统计学意义(P<0.05)。见表3。
3 讨论
子宫内膜癌是子宫内膜原发的上皮恶性肿瘤,症状多表现为阴道不规则出血或绝经后阴道出血,并且是女性恶性肿瘤中死亡率最高的恶性肿瘤,发病率占第二位,仅次于子宫颈癌,子宫内膜癌肌层浸润程度与患者的预后存在明显的相关性,对术前分期、治疗方案的制订和预后都有极其重要的意义[3]。近年来,随着医疗技术的发展,各种先进的诊断方法和技术应运而生,应用较为广泛的有超声检查、诊断性刮宫和宫腔镜检查,其中,后两种在子宫内膜癌的应用存在一定的盲目性和创伤性,并且不能判断内膜癌肌层的浸润程度,在筛查及普查方面存在明显的局限性[4]。近年来超声技术发展迅速,并且经阴道超声合并彩色多普勒显像已被广泛用于临床,经阴道彩色多普勒超声可获得清晰的二维图像及更为敏感的血流信息,阴道探头紧贴宫颈与阴道穹窿,图像分辨力好,扫查视角大,并且不受肥胖、肠气等因素的影响,不需充盈膀胱,可以清晰地显示子宫内膜癌病灶,对是否有肌层浸润及深度能进行较准确的判断[5]。
本研究选择Ⅰ～Ⅱ期患者,因为对于这两期的患者来说,准确判断肌层浸润对患者预后有重要的意义。通过对72例子宫内膜癌超声及病理浸润的对照研究发现,无肌层浸润超声和病理检查符合率为94.44%,特异性为94.44%;浅肌层浸润符合率为87.50%,特异性为93.75%;深肌层浸润符合率为58.33%,特异性为88.83%。本研究结果显示,阴道超声对无肌层浸润和浅肌层浸润的准确率较高,而对深肌层的准确率较低,这可能与宫腔内肿物生长压迫子宫腔扩张、变形,导致超声不能准确的区分肌层和浸润的肿瘤组织,从而导致误诊。肿瘤新生血管在肿瘤的发病机制中扮演着重要的角色,肿瘤实质的生长、转移和扩散均依赖新生血管的生成,因此,彩色多普勒超声RI和PI对子宫内膜癌具有较大的诊断价值。本组资料显示,RI值和PI值与子宫内膜癌分期密切相关,并随分期的增加而降低,差异具有高度统计学意义,临床可用于辅助诊断子宫内膜癌的分期。通过表3可以看到,92.86%高分化腺癌为无或浅肌层浸润,87.50%中分化腺癌为无或浅肌层浸润,而58.33%低分化腺癌为深肌层浸,这与低分化癌肿瘤异型性较大,侵袭力较强有关[6,7]。
综上所述,超声检查在诊断子宫内膜癌的临床应用中具有无创伤的优点,能清晰显示子宫内膜回声,直观地观察宫腔内病灶部位,能准确的诊断无肌层浸润和浅肌层浸润,并且应该结合彩色多普勒超声RI和PI对深层肌浸润做出准确的诊断。
摘要：目的:探讨经阴道彩色多普勒超声检查在子宫内膜癌中的诊断价值,为子宫内膜的早期诊断提供理论依据。方法:采用回顾性研究对72例子宫内膜癌患者术前超声检查和术后病理检查进行分析,分析肌层浸润的符合率、血流阻力指数和搏动指数,以及分化程度与子宫浸润的相关性。结果:超声诊断和病理检查显示,无肌层浸润符合率为94.44%,特异性为94.44%;浅肌层浸润符合率为87.50%,特异性为93.75%;深肌层浸润符合率为58.33%,特异性为88.83%。血流阻力指数和搏动指数在无肌层或浅肌层浸润中明显高于深肌层浸润(t=6.32、7.32,P<0.01);浸润程度与肿瘤分化情况密切相关,低分化瘤的深肌层浸润所占比例明显高于无肌层或浅肌层浸润(χ2=4.94,P<0.05),差异有统计学意义。结论:经阴道彩色多普勒超声检查在子宫内膜癌的早期诊断,肌层浸润程度的判定上有重要的临床意义。
关键词：彩色多普勒超声,子宫内膜癌,诊断
参考文献
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超声图像的特性研究 篇7
随着人们对材料性能和产品质量的日益关注，对检测精度以及可靠性的要求越来越高，传统A型脉冲反射式超声探伤仪受到探伤结果不直观、数据无法记录存储、存在主观漏检等瓶颈制约，难以对缺陷做出客观的定性、定量、定位分析评价。超声成像技术的研究受到人们的重视，其中，以超声C扫描成像为主，但由于材料的散射噪声、计算机及超声图像采集卡等高频数字电路产生的高频干扰，致使图像质量劣化，给图像分析和识别带来不利影响，因此，我们把传统的图像处理技术和方法应用到超声C扫描，有效地提高了图像的信噪比。
（二）超声C扫描原理及系统构成
超声C扫描成像是利用超声探伤原理提取垂直于声束指定截面 (即横向截面像) 的回波信息而形成二维图像的技术，其原理简单，可获取不同截面的信息，因此应用广泛，但由于扫描时一般采用逐点逐行扫描，故成像效率较低。具体过程如下：如图2.1所示在水浸法脉冲反射式C扫描成像中，超声换能器(即探头)不但要沿x方向扫描，而且还要沿z方向扫描，即面扫描 (二维扫描) ，而不是线扫描 (一维扫描) 。为获得某一与声束轴线垂直的断面在y=yo的图像，扫描声束应聚焦与该平面，并从换能器接收到的散射信号中选取对应于y=yo处的信号幅度，调制图像中与物体坐标 (x, z) 相应像素的亮度，以获得y=y0截面的图像。改变扫描声束聚焦的平面，即可获得物体不同深度的C扫描截面图像。
超声C扫描成像系统硬件由高速采集卡、高分辨率水浸扫描装置、扫描控制 (多轴步进电机驱动卡) 、CTS-23A型脉冲反射式超声探伤仪、聚焦探头、微型计算机、打印机等部分组成。软件系统运用虚拟仪器技术，利用labwindows/CVI基于WINDOWS-XP操作平台，实现对原始扫描信号进行C扫描成像，如图2所示。
（三）图像增强在超声C扫描图像处理部分中作用
图像增强处理是指不考虑图像降质的原因，只将图像中感兴趣的部分加以处理或突出有用的图像特征，故改善后的图像并不一定要去逼近原图像[2]。而本文利用图像增强是在形成C扫描图像基础上，进行去除噪声与伪像, 准确地提取回声信息及其有用的特征，为进行C扫描图像分割、图像特征提取、图像识别和图像理解提供保证，如图3所示。
（四）超声C扫描图像滤波与增强的具体方法
图像滤波与增强基本方法可分为空间域法和频域法两大类。前者是在原图像上直接进行数据运算，对像素的灰度值进行处理。它又分为两类，一类是对图像作逐点运算，称为点运算;另一类是在与处理像点领域有关的空间域上进行运算，称为局部运算。频域法是在图像的变换域上进行处理，增强感兴趣的频率分量，然后进行反变换，得到增强了的图像。数字图像处理中常用模板操作和卷积运算，模板操作实现了一种领域运算，即某个像素点的结果不仅和本像素灰度有关，而且和领域点的值有关。模板运算的数学含义是卷积运算。
1. 空域点处理增强
在图像处理中，空域是指由像素组成的空间，空域增强方法是指直接作用于像素的增强方法。空域点处理具有代表性的是直方图修正，通过减少图像的灰度等级以换取对比度的扩大。
2. 空域滤波增强
空域滤波是在图像空间中借助模板进行领域操作完成的，根据操作特点可以分为线性滤波和非线性滤波两类;而根据滤波效果又分为平滑滤波和锐化滤波。下面我们根据滤波效果来加以介绍。
(1）平滑滤波器
图像的平滑主要目的是减少图像噪声和模糊处理.在空间域中进行时，基本方法就是求像素的平均值或中值，因此可分为领域平均和中值滤波。
1)领域平均法：它是一种局部空间域处理的算法，就是对含有噪声的原始噪声f (x, y) 的每个像素点取一个领域S，计算S中所有像素灰度级的平均值，作为空域平均处理后图像g (x, y) 的像素值。即
式中f (x, y) 为N×N的阵列;x, y=0, 1, 2-----, N-1;S是以 (x, y) 点为中心的领域的集合，M为领域S中的像素点数。图像领域平均法的平滑效果与所用的领域半径有关。
2)中值滤波：中值滤波是一种非线性滤波器，于1971年提出并应用在一维信号时间序列分析中，后来被二维图像信号处理技术所引用。二维中值滤波可由下式表示：
其中A为窗口，{fij}为二维数据序列。二维中值滤波的窗口形状和尺寸对滤波效果影响较大，不同的图像内容和不同的应用要求，往往采用不同的窗口和尺寸。常用的二维中值滤波窗口有线状、方形、圆形、十字形以及圆环形。窗口尺寸一般先用3×3，再取5×5逐渐增大，直到滤波效果满意为止。一般来说，窗口选大时，除噪声受到抑制外，平均化的效果强，但边缘信息受到损失
(2）锐化滤波器
图像锐化处理的目的是使图像变得清晰。图像模糊的实质上就是受到平均或积分运算，因此对其进行逆运算，如微分运算、梯度运算，就可以使图像清晰。但注意锐化将使噪声信号受到增强，因此，能够进行锐化处理的图像必须有较高的信噪比。下面介绍图像锐化常采用梯度算子法和拉普拉斯算子法。
1)梯度算子法：对图像f (x, y) , 在其点 (x, y) 上的梯度可以定义一个二维列向量：
一般把梯度向量的模值定义为梯度，其模值和方向角分别为：
对一幅图像施加梯度模算子，可以增加灰度变化的幅度，而且该算子有各向同性和位移不变性的特点。如图4 (a) 是常用的Sobel梯度算子 (包括水平和垂直模板, 3×3模板) 。
2)拉普拉斯算子法：拉普拉斯算子是一种各向同性的二阶导数算子，对一个连续函数f (x, y) , 它在位置 (x, y) 处的拉普拉斯算子定义为：
对于数字图像f (x, y) 来说，图像f (x, y) 的拉普拉斯算子定义为：
其中∇x2f (x, y) 、∇y2f (x, y) 是f (x, y) 在x方向和y方向的二阶差分。在数字图像中，计算也借助各种模板，如图4 (b) 所示，对模板有一定要求。
3. 频域滤波增强
图像中的边缘和噪声对应于傅立叶变换中的高频部分，所以，要想在频域中消弱其影响就要设法减弱高频部分分量。常用的滤波增强方法有：低通滤波、高通滤波、带通和带阻滤波、同态滤波等，在这里我们介绍同态滤波，同态滤波是一种在频域中同时将图像亮度范围进行压缩和将图像对比度增强的方法。可以用下图表示：
（五）实验结果与分析
以一幅铝塑板上刻字 (XUST) 超声C扫描图像为例，运用超声C扫描成像系统对其进行逐点逐行扫描形成图像，利用MATLAB6.1图像处理工具箱，运用上述方法对C扫描图像进行滤波与增强处理，其结果如图6所示。通过对比发现：当合理选择窗口和形状时，中值滤波既能有效消除噪声，又能保护图像边缘滤波效果较好，而领域平均在消除噪声的同时，使得图像变得模糊，并且领域半径越大，模糊程度越大。高通滤波使得图像边缘更加突出，但同时噪声也加强，拉氏算子比sobel算子边缘更清晰、噪声也减弱，通过同态滤波处理，可以看出原始图像的背景的亮度被减弱, 而边缘及图像中线条的对比度增强了。
（六）结论
超声成像检测是超声无损检测的重要发展方向，超声图像处理技术是超声成像检测系统的关键技术之一。对超声C扫描图像，一般先采用中值滤波，然后用拉普拉斯算子边缘增强，使图像在有效去噪的同时边界更加突出，避免图像的有用信息过多被丢弃，提出的中值滤波算法、边缘增强算法以及图像处理策略, 有效地提高了超声图像的质量, 是对缺陷进行定性、定量分析和评价的前提。
参考文献
[1]余成波.数字图像处理及MATLAB实现[M].重庆:重庆大学出版社, 2003.6.
[2]何东健.数字图像处理[M].西安:西安电子科技大学出版社, 2003.7.
超声图像的特性研究 篇8
超声造影成像 (contrast-enhanced ultrasound, CEUS) 是超声造影剂在传统超声成像中的应用。它突破了传统B超图像只能描述结构信息的局限, 能通过观察肝脏血流灌注情况对局灶性肝结节进行鉴别诊断, 从而可实现对肝脏恶性肿瘤的早期探查[1,2]。超声造影定量分析能帮助医生克服主观评价误差, 提高肝癌的诊断率[3,4], 比传统人工观测法高20%以上[5]。一般患者屏气很难超过20 s, 而能用于诊断所需观察肝血管相灌注时间远超过最大屏气时间。为了能收集较长时间的超声造影数据, 临床医生倾向于患者自由呼吸时进行超声造影。然而, 由于呼吸运动影响和缺少有效呼吸运动校正软件, 无法对30%的患者超声造影数据进行定量分析[6], 严重阻碍肝肿瘤CEUS的定量分析诊断发展, 甚至影响了CEUS的临床应用。因此, 有效的超声造影呼吸运动校正方法有助于医生提高肝癌诊治效率, 为肿瘤超声造影定量分析诊断发展奠定基础, 极具临床应用潜力。
目前, 超声造影机主要分为提供双模和单模造影图像的造影机。双模造影图像通常具有造影图像和组织图像, 组织图像有助于医生追踪造影图像的目标。本人曾针对双模造影图像提出一种简单快速的呼吸运动校正方法[7]。单模造影图像的造影机只能提供造影图像, 而造影图像通常是在反相脉冲谐波成像方式下获得。这种特定的超声造影成像方式使得相邻造影图片之间出现明显的像素灰度差别, 致使造影图像配准的难度增大[8]。本研究采用图像门控法与模板图像迭代配准法对造影图像序列配准, 并在10个肝细胞癌超声造影病例上初步探索所提出的呼吸运动校正方法可行性, 并验证该方法有效性。
1 呼吸运动校正算法
假设患者保持有规律的浅呼吸, 呼吸周期设为2 s, 视频转换后的图像序列共有n个, n∈{1, 2, …, N}。每个序列含有半个呼吸周期的图像张数l (l=6) , 其中的图像为Ikn, k∈{1, 2, …, l}。采用模板图像迭代配准法和图像门控法获取与最佳的扫描参考图像相近呼吸相位的图像, 具体流程如图1所示。
首先, 将肝灌注视频转换为帧率为6帧/s的动态图像序列, 然后, 从肝动脉期图像序列中选择模板图像帧。该图像能够清楚显示肿瘤的轮廓。所有帧和模板通过核大小为3×3的低通高斯滤波器 (σ=1.50) 以去除斑点噪声, 可增强图像配准的鲁棒性[7]。根据先验知识, 本研究的感兴趣区域 (region of interest, ROI) 如图2所示, 模板位置由一个矩形框人工选定, 左上方的顶点P为搜索范围的起始点。搜索区域设置为20像素×20像素, 旋转角度范围为-5~5° (负角度表示逆时针旋转) , 且可根据肿瘤的大小进行调整。配准时是单个像素进行平移, 单角度进行旋转。ROI选定后使用相关系数 (correlation coefficient, CC) 作为相似性测度, 即
式中:模板图像和待配准图像大小为m×n;A和B分别为模板图像和待配准图像的灰度值;A和B分别为模板图像和待配准图像的灰度均方值。
采用的图像序列配准方法为模板迭代配准法。模板图像IF来自第n图像序列, 分别与前后相邻图像序列Ikn+s (s=+1或s=-1) 配准。从每个配准的图像序列中挑选CC最大的图像作为下一次配准的模板图像, 然后分别与模板图像相邻的图像序列配准。同理, 直到所有的图像序列均被配准, 最后挑选每个配准图像序列中CC最大的图像, 由此获取的图像序列为校正后图像序列。
2 材料和方法
2.1 临床病例分析
本实验的配准方法共在10个超声造影临床病例中进行了验证, 这10个病例均为原发性肝癌 (hepatocellular carcinoma, HCC) (均通过穿刺或手术标本进行病理确诊) , 各自的编号为1~10图像序列, 97~205张。肿瘤平均大小为 (41±13) mm (范围为28~58 mm) 。患者的年龄为 (61±2) 岁。
超声检查应用日本东芝公司生产的APPLIO彩色超声诊断仪, 探头型号为PVT-375BT, 频率为2.5~5.0 MHz。采用Bracco公司造影剂Sono Vue, 使用前用生理盐水5 m L溶解造影剂冻干粉, 浓度为5 mg/m L, 振荡混匀后每次造影抽2.4 m L, 2~3 s内经肘部浅静脉快速注入。注射后录制32~55 s造影过程。在检查期间, 患者被引导尽可能保持有规律的浅呼吸。实时录制造影过程, 低机械指数小于0.1, 帧率6~12帧/s。当图像开始出现增强后的影像片段用于实验分析。所有程序均采用Matlab编写。
2.2 二维图像序列的视觉评价
由于呼吸运动, 超声造影图像中肿瘤的位置会发生偏移, 医生采用视觉检查法对比校正前后图像序列中肿瘤的位置来评判校正效果。
2.3 参数成像评价
由造影图像序列生成的参数图能反映出肝肿瘤独特的灌注模式, 有助于医生鉴别诊断, 则校正后参数成像的质量可用来评价校正的效果[7,8]。曲线拟合所选用的数学灌注模型为一种修正的对数正态分布模型[7]:
式中:O、A、m和s为拟合参数;O为偏移值;A为幅度参数;m和s分别为均值和正态分布自然对数t的标准差。
计算出曲线参数———加权过渡时间和 (weighted sum of transit time, WSTT) , 利用生成的WSTT参数图来评价校正效果。计算公式如下:
式中:tp为时间—强度曲线 (time-intensity curves, TIC) 峰值Ip对应的时刻;t1为TIC曲线开始上升信号强度I1对应的时刻;t2为TIC曲线开始下降信号强度I2对应的时刻;I1=αIp, I2=βIp, α (0≤α≤1) 和β (0≤β≤1) 为加权参数, 实验参数值为经验值, α=0.7, β=0.2。
2.4 定量评价方法
2.4.1 相关系数 (correlation coefficient, CC)
计算并比较校正后选择的图像与模板图像的平均CC以及校正前对应的图像与模板图像的平均CC。
2.4.2 偏差值 (deviation value, DV)
时间—强度曲线拟合的残差, 通常用来评价曲线拟合的质量[9]。每条TIC残差生成的DV可以用来度量最初TICs, 即C (t) 与对应拟合曲线Cf (t) 之间的差异。该指数定义为
其中, SSR为残差平方和, 且
式中:N为采样点数;t为采样点索引值。
当DV指数太高, 曲线拟合的质量下降, 相关的灌注参数被认为不可靠。
2.5 统计学分析
所有数据以均数±标准差 (±s) 表示, 结果用SPSS13.0统计软件进行数据统计分析。2组间比较进行t检验, P<0.05具有统计学意义。
3 结果
3.1 二维图像序列的视觉评价
校正前, 肿瘤在图像序列中有明显的偏移, 如图3 (b) 所示;校正后, 肿瘤在超声图像序列中的位置与校正前偏移量减小, 如图3 (c) 所示。细色线条勾出的均为参考图像中肿瘤的位置, 粗色线条勾出的为该图片中肿瘤的位置。注意图中细线与粗线ROI的偏移。
3.2 加权过渡时间和 (WSTT) 参数图
HCC最常见的增强模式为造影剂的“快进快出”, 表明肿瘤大部分的WSTT值比正常肝实质要短。校正后生成的WSTT参数图均反映出上述肿瘤血流灌注特点, 而且在校正后图像中的肿瘤轮廓变得更加清楚, 彩色编码的灌注信息变得更加丰富 (如图4所示) 。
3.3 相关系数
校正后帧选择的图像与模板图像的平均相关系数以及校正前对应的图像与模板图像的平均相关系数见表1, CC值平均增大了0.20±0.11, 增加的范围为0.056~0.411。结果显示, 平移和平移加旋转配准校正后的图像与模板的互相关性比校正前的互相关性有明显提高 (P<0.05) 。
分别计算进行了平移校正后和平移加旋转校正后的图像与模板的CC (见表1) 。结果表明, 平移加旋转校正比平移校正的平均CC值均增大, 但差异并不显著 (P>0.05) 。平移加旋转校正后平均相关系数增加的范围为0.022~0.073, 增加的平均值为0.047±0.017。
注:*与校正前比较, P<0.05
3.4 偏差值
表2为4个病例校正前与校正后图像序列曲线拟合的DV值。结果显示, 校正后的图像序列中的DV值均下降, 平均减少48.48±42.15, 减少的范围为5.96~142.35, 表明校正后的曲线拟合质量明显提高 (P<0.05) 。
注:*与校正前比较, P<0.05
4 讨论和结论
由于单模造影图像序列中相邻图像灰度差异大, 配准难度增加, 关于该成像模式下图像呼吸运动校正的研究较少。然而, 单模造影图像的超声机仍然占有一定市场份额, 而且有些医生习惯使用该设备。因此, 针对单模造影图像的成像特点进行呼吸运动校正方法研究仍具有一定的必要性, 而且促进肝超声造影定量分析的临床应用发展。
早期, Rognin等[10]先采用互信息测度对超声造影图片进行具有3个自由度变换 (2个平移和1个旋转) 的刚性配准, 配准后, 还需要一步额外的操作来人工删除肿瘤平面外运动的图片。本文根据呼吸的周期性特点, 采用帧选择法选择相近呼吸相位的图像, 以提高定量分析的准确性, 呼吸周期存在一定个体差异, 根据常规值设定其时间。Renault等[8]在基于双模造影图像的呼吸运动校正中, 通过从灰度图像序列数据中提取呼吸成分的频率来设定, 而单模图像中的呼吸运动成分提取难度较大。研究结果表明, 在所设定的呼吸周期时间下, 呼吸运动校正后的造影序列定量分析准确度有一定提高。不同的呼吸周期时间设定对呼吸运动校正准确性的影响还值得进一步研究。
本文采用的配准方法为模板迭代配准法, 初始模板图像的选择对呼吸运动校正方法的准确性非常重要。由于肝灌注血管相分为动脉相、门脉相和延迟相, 动脉相的后期造影图像可以呈现出肝血管的特点, 在该时间段图像序列中选择的图像作为模板图像较合适。图像配准采用了简单的平移和旋转, 表1结果表明, 对序列图像的刚性变换明显提高了校正的准确性。平移加旋转配准后的平均CC值比仅平移配准的平均CC值平均提高了0.047, 表明旋转没有明显提高平移配准的效果 (P>0.05) 。张冀等[7]在研究双模肝超声造影图像呼吸运动校正时, 仅用平移配准灰度图像序列仍获得理想的校正结果。然而, 由于本实验采用的病例例数较少, 平移加旋转图像配准是否能提高单一平移配准效果还需在更多样本中进行验证。
对超声造影图像序列中呼吸运动校正的评价采用了WSTT参数图质量的评估, WSTT是在平均过渡时间的基础上构建的一种简单的曲线参数。超声造影时肝实质的延迟相持续时间一般较长, 超过5 min, 这可能与巨噬细胞吞噬微泡有关[9,10,11,12]。体外实验发现, 肝中特殊的巨噬细胞———枯否细胞吞噬了7.3%的Sono Vue[12], 这导致造影剂增强后很难快速消退, 使得TIC下坡段时间不易计算。本实验发现, WSTT通过设置的经验参数值能较好地评价HCC超声造影病例呼吸运动的参数图质量, 该参数图是否能有效评价其他类型肝肿瘤病例还需进一步实验证明。
由此可见, 本文所提出的呼吸运动校正方法简单、实用, 具有用户友好性。实验结果表明, 它能增加单模肝超声造影图像序列定量分析的准确性, 具有一定的临床应用潜力, 从而有助于提高肝肿瘤的鉴别诊断效率, 但将来还需在更多病例中验证该方法的稳定性。
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超声图像的特性研究 篇9
超声振动雾化是利用超声振动的能量使液体雾化的技术，已经被广泛地应用到医学、环境、农业、工业等许多领域。在机械精密加工中，用超声雾化技术实现加工过程冷却不但可以充分发挥冷却液的作用，提高冷却效果，而且可以减少冷却液的用量，实现准绿色加工[1,2,3]。由超声理论[4]可知，表面张力波和微激波是产生超声雾化的主要作用机理。处于振动表面的薄液层在超声振动作用下激起表面张力波，当振动面的幅度达到一定值时，液滴从波峰上飞出而形成雾化。同时在液体中的超声空化气泡闭合的过程中，产生微激波破坏液体分子间的相互作用，使液体微粒从液体表面脱出形成雾滴。超声振动的功率决定了雾化后的液滴的运动和动力学特性以及雾化量的多少，超声振动的频率决定着雾粒的大小。超声雾化系统主要由超声电源、供液装置和超声振动雾化系统三部分组成。根据结构和工作原理不同，目前应用的超声雾化系统大致可分为两类。一类是利用纵向振动实现雾化，即采用纵向振动换能器和变幅杆实现纵向振动，把液体引入到变幅杆的端面，在超声振动的作用下实现雾化。这种方式可以实现大功率的驱动，系统的可靠性高，但难以实现高频振动，因此雾化的气雾颗粒较大，大多用在工农业领域如喷淋、喷涂等工作。另一类是利用圆盘弯曲振动或厚度振动模式使液体的液面实现雾化，这种方法可以实现高频振动，气雾的颗粒小，但驱动功率小，气雾形成后多以自由状态漂浮，这种方式大多用在医学和环境领域。
在机械加工过程中，为了保证良好的冷却效果，冷却介质需要有效地进入切削或磨削加工区，并与热源实现充分的热交换。因此要求超声雾化系统可以供给足够的流量和尽可能细小的雾粒，并且喷出的汽雾要具有良好的方向性和动量[5,6,7,8]。显然，目前的两种类型的雾化系统都难以满足机械加工过程冷却的要求。本文基于纵弯转换超声雾化振动系统，从保证雾化效果的目的出发，研究其能量输出特性和声场特性。
1 纵弯转换超声雾化系统的分析
图1所示为笔者提出的采用纵弯转换模式的新型超声振动雾化系统结构。其中，压电换能器和变幅杆构成了纵向振子，雾化圆盘（以下简称圆盘）通过螺纹与纵向振子的端部连接为一个整体。在超声电源的振子的纵驱动下，纵向振子的纵向振动转换成圆盘的轴对称弯曲振动。冷却液通过中心供液管道输送到振子的前端，通过圆盘上的微孔到达外端面，在超声振动作用下被雾化后喷出。这一结构综合了纵向振动系统和圆盘弯曲振动系统的优点，可以实现大功率输出和高频振动雾化，从而能够满足加工过程气雾冷却的需要。新型超声振动雾化系统中，圆盘在纵向振动振子的推动下产生轴对称弯曲振动。圆盘的周边既是纵振动激励的作用点，又是圆盘的固定点，所以其振动形式与固定端激励时悬臂梁的振动响应相似。系统的力学模型可以简化为纵振动杆与周边激励的弯曲振动圆盘组成的纵弯转换复合系统。
1.1 纵弯转换振动系统的振动特性
设圆盘受到周边沿纵向的简谐位移激励为
式中，Az为振幅。
设ωn为圆盘的第n阶弯曲振动频率，由振动理论[9]可知，当ω=ωn时，圆盘相对于其周边的轴对称弯曲振动响应为
式中，AnJ0(knr)+BnI0(knr）为圆盘轴对称弯曲振动的振型；J0、I0分别为第一类贝塞尔函数和变形第一类贝塞尔函数；r为圆盘上点到圆心的距离；ρp、h、Ep、υ分别为圆盘的材料密度、厚度、弹性模量和泊松比。
在周边纵振动的激励下，圆盘的弯曲振动是周边振动与周边固定圆盘弯曲振动的叠加。根据纵向激励频率与圆盘弯曲振动固有频率的相对关系不同，以及圆盘弯曲振动阶次的不同，两者的叠加存在同相和反向两种情况：在弯曲振动的偶数阶阵型下，当纵向激励频率小于圆盘弯曲振动固有频率时，周边的振动位移与弯曲振动位移同相位，反之，两者相位相反；在弯曲振动的奇数阶振型下，纵向激励频率小于圆盘弯曲振动固有频率时，周边的振动位移与弯曲振动位移反相，反之，两者相位相同。所以振动叠加后圆盘的弯曲振动绝对位移为
式中，Aa、Ba均为贝塞尔函数系数；m为相位指数，当周边纵向激励与弯曲振动同相时m=0，反之m=1。
圆盘弯曲振动的绝对位移振型为
设圆盘的半径为r0，由边界条件
可得
式中，A0为圆盘中心相对于其周边的振幅。
所以
图2所示为在单位周边振幅激励下圆盘的两种振型。由式（5）可知，在相位相反时，中心的绝对振幅是其相对振幅与周边振动振幅之差。在特殊情况下，如果中心的相对振幅与周边的振幅相同，则中心的绝对振幅为零（图2a）。在相位相同时，中心的绝对振幅是中心相对振幅与周边振幅的叠加（图2b）。
1.2 纵弯转换振动系统的辐射阻抗
辐射阻抗是反映振动系统能量转换效率高低的重要指标。由声学理论可知：辐射阻抗是辐射面的辐射压力与辐射面振动速度的比值。辐射阻抗越大，表示辐射出去的声能越大，辐射效率越高。圆盘的辐射面做弯曲振动时，面上各点的振动速度不相同，根据电功率与辐射声功率类比的原理[10]，并参考图3所示的参数，辐射阻抗为
式中，W为辐射面的总辐射功率；p(r，φ）、va(r）、ds′=rdrdφ分别为辐射面上点（r，φ）处的复辐射声压、复振动速度幅值和微元面积；v为辐射面振动的参考速度。
复辐射声压的表达式为
式中，ρ0、c0分别为空气介质的密度和声速；va(r1）是辐射面上ds处的振动速度幅值；h为ds到ds′的距离。
所以，整个辐射面的辐射声功率为
由式（6）可知：圆盘上点的振动速度幅值为
显然，在周边激励谐振时，圆盘上各点的振动速度幅值是周边激励的振动速度与圆盘相对振动速度的叠加值。圆盘辐射面的平均振动速度为
以圆盘辐射面的平均振动速度为参考速度，把式（9）、式（11）代入式（7），可得圆盘轴对称弯曲振动的辐射阻抗为
由式（12）可以推得
取圆盘直径分别为12mm和10mm，材料为不锈钢316L。由式（13）可以计算得到在不同半径r0和厚度h情况下以及周边激励频率大于圆盘弯曲振动固有频率时，一阶和二阶弯曲谐振时的辐射阻抗，如图4所示，图中Zr1、Zr2分别为一阶、二阶辐射阻，Zi1、Zi2分别为一阶、二阶辐射抗。
显然，当振动系统的结构确定后，对于一定的谐振频率，辐射面平均振动速度是常数，辐射阻抗主要取决于振动速度的分布和幅值。所以在相位相同的情况下，辐射阻明显大于辐射抗，系统可以辐射更高的有用功率。在奇数阶时，辐射阻与辐射抗很接近，系统输出有用功率减小。所以纵弯转换振动系统在弯曲振动的偶数阶振型谐振时，可以有更大的功率输出。
1.3 纵弯转换雾化系统的辐射声场
在超声雾化的过程中，雾化圆盘的雾化面对液体的作用包括两个阶段：一是在雾化辐射面上，液体振动能量的作用下被雾化，并按一定的速度飞出；二是在形成气雾以后，雾粒在辐射面前方的一定距离内继续受到圆盘辐射的超声声场的作用。在这个过程中雾粒在某一点受到的声场动力作用，就是声场在该点的声压。
由声场理论[11]可知，圆盘辐射面前方某一点的辐射声压，是圆盘辐射面上各点在该点的辐射声压的叠加。如图5所示，辐射面上微元ds在空间上点M的辐射声压的纵向分量为
整个弯曲振动圆盘在M点的辐射声压为
由式（8）可得圆盘的纵向辐射压力的分布为
设圆盘的厚度h=0.5mm，半径r0=6mm。材料为316L不锈钢。由式（16）可以求出圆盘弯曲振动辐射声场的声压分布，如图6所示，其中，圆盘的一阶弯曲振动谐振频率f=33.87kHz，二阶谐振频率f=131.80kHz。图7所示为其轴线上的声压分布。
由图6可以看出，由于在圆盘在一阶谐振时辐射声场的强度要小于二阶谐振的声场，并且声场声压分布接近于活塞式纵振动声场。二阶谐振时的声场则有明显的聚焦现象，能量集中在距轴线±90°的范围内。在声场轴线上，一阶振动的声压比二阶振动要低一个数量级。在距离辐射面12mm的位置，二阶振动的声压为72.5MPa，一阶振动的声压只有8.38MPa。由于声压和声压聚焦特征的不同，决定了液体在雾化后飞出的过程中受到的声场作用不同。在二阶振动时，由于轴线上的声场声压最高，而且圆盘辐射的能量主要聚集在轴线附近，因此对雾化液体的作用具有更强的作用，并可以使气雾在飞出过程中具有更强的指向性。
2 实验研究
按照理论分析的结果，设计了两种纵弯转换超声振动雾化振动系统并进行了测试，一种系统采用了阶梯型变幅杆与雾化圆盘构成超声雾化系统（图8a），在其一阶谐振频率点，谐振频率是23.6kHz，雾化效果如图8b所示；另一种采用了等截面变幅杆与雾化圆盘构成超声雾化系统（图8c），其一阶谐振频率为97.6kHz，雾化效果如图8d所示。图8a结构的二阶谐振频率为63.2kHz，雾化效果与图8d相同。
可以看出，在低频情况下，系统处于一阶振型，雾化后气雾的颗粒较大，而且较为分散；在高频的情况下，雾化后的气雾不仅颗粒小，而且气雾运动路线集中，分散现象明显减少，指向性显著增强。在图8c的结构中，由于压电陶瓷前后的盖板材料都采用了45钢，换能器的变幅效果不好，所以雾化量不大。如果进一步改进结构，选取不同的前后盖板材料增大换能器的变幅比，雾化的效果还可以进一步改善。
3 结束语
把纵向振动夹心式换能器与弯曲振动薄圆盘的周边相连接，可以构成纵弯转换周边激励模式的超声雾化振动系统。与纵向振动雾化系统相比，这一系统具有更高的辐射阻抗，在相同的有效振幅下，可以输出更大的功率。由于采用周边激励，在偶数阶振型下，当换能器的纵振动频率略低于圆盘的弯曲振动频率时，圆盘的周边振动激励与中心的振动反相，系统具有更大的输出阻抗。声场分析表明，纵弯转换模式的雾化系统的声场能量集中在轴线的中心区域，对雾化后的气雾具有更远的作用距离，使气雾具有更好的指向性和作用能量。
摘要：提出了一种由夹心式纵向振动换能器与弯曲振动圆盘构成的纵弯转换模式的超声振动雾化系统。弯曲振动圆盘的周边与变幅杆的端部相连接,并在变幅杆纵向振动的激励下产生弯曲振动。受圆盘弯曲振动的作用,液体在圆盘的端面上实现雾化。通过理论分析和实验对这一振动雾化系统的振动特性、辐射阻抗和声场进行了研究。结果表明:该系统比传统的纵向振动雾化系统具有更高的功率输出能力,并且可以使液体雾化后具有更强的指向性和作用能量。
关键词：超声振动,雾化,纵弯转换,声场
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