医学图像重建大全11篇
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篇（1）
中图分类号：TP311文献标识码：A文章编号：1009-3044(2012)07-1592-03
A Method of Medical Image 3D Reconstruction Using VTK
HU Heng-wu1, ZHANG Jun-lan1, LI Min2
(1.School of Information Engineering, Guangdong Medical College , Dongguan 523808, China; 2.Center of Network and Information, University of South China , Hengyang 421000, China)
Abstract: With the advanced technology in recent years, the increasing demand for an effective medical imaging system, especially the three-dimensional medical image reconstruction, has addressed its significance in diagnosis. None of the existing software show efficiency in terms of cost and computational performance. Owing to this fact, a method of 3D reconstruction using VTK has been discussed in this paper, which has been achieved through a series of processes including DICOM source data, gray interpolations, ray casting and volume rendering. The method shows its future utilities in CT, MRI and Ultrasound image volume rendering, and provides a more informative view in order to assist the medical worker.
Key words: 3D reconstruction ; VTK; volume rendering
随着当前健康医疗技术的快速发展，对诊断的要求也越来越高。特别是用于医疗的CT、MRI及其他大型设备[1~3]，以它们生成的图像进行处理为基础的诊断技术的快速发展，从X光成像的传统二维图像到三维图像处理技术。由美国放射学会(American College of Radiology, ACR)和美国电子制造商协会(National Electrical Manufactures Association, NEMA)提出了医学图像信息转换标准DICOM3.0[4]，解决了不同图像生成设备给图像转换所带来的障碍和困难，用标准的格式进行了规范化。
当前，许多大型医院把DICOM图像嵌入到三维重建软件，近似于一种大型图像处理工作站。这种工作站的一个主要缺点是消耗大量计算资源，需要高性能硬件来完成任务。通常，建这种工作站的成本很高，小型医院没有实力搭建。显然，这种软件在成本上是不可行的，并且仅仅开发此软件的公司才可以实施维护，这就带来了诸多困难和不便。因此，更小且有效的DICOM标准医学图像重建系统的开发有利于克服上述提到的限制[5]，与此同时，小型医院也能拥有自己的三维重建系统。这种系统能够增强诊断的准确性，为病人提供更加可靠的治疗。
1方法
1.1 DICOM资源
DICOM专用于医学数字成像和通信。DICOM标准由ACR和NEMA联合，DICOM超声数据的多个帧被用于体绘制三维重建。收集到的DICOM文件以8字节方式存储，其灰度值范围是0~255。可存储的最大帧数是256帧，如图1所示。
1.2体绘制
在图像预处理中，用于体绘制的源数据是DICOM格式的[6]，体绘制的基本流程（如图2所示），比面绘制更加难实施。其主要的难点是如何为图像体素的不同灰度值设置不同的透明度和颜色值。VTK使用类vtkPiecewiseFunction设置透明度值。这种方法仅需要对透明度的离散灰度值进行少许设置，其值在灰度值范围内连续地变换。但是，想知道不同结构的灰度值是件不容易的事，这就要求我们用反复的尝试和错误来找到合适的灰度值范围。
使用类vtkColorTransferFunction设置颜色值，实际上是提供一个灰度值给map的GRB值。用它来添加不同灰度值给体素，为的是增强可视效果。VTK用类vtkVolumeRayCastFunction实现体绘制，它包含三个子类：vtkVolumeRayCastMIPFunction，vtkVolumeRayCastCompositeFunction，vtkVolumeRayCastIsosurFunction。图2 VTK三维体绘制流程
1.2.1体素
体素是三维中的基本单元，它是由两张邻近切片的各四个点组成的一个立方体[7]。在体素上依次定义了8个不同点；体素在坐标轴的每一边都有一个六面形状，如图3所示。图3体素结构
1.2.2图像插值
通常，来源于医学图像设备生成的图像数据总是含有空间上的间隔，这种间隔比像素间的间隙还要大的多。例如，CT切片的图层内像距一般为0.5~2mm，而空间距离则达到1~15mm。因此，当我们做三维重建时，需要用图层间的插值生成新的切片层。当前的超声图像，间隔值设置为3.57mm。
插值方法主要分成两类：一类是基于图像灰度值插值法，例如邻近、线性[8]和曲线插值法[9]等；另一类是基于匹配（拼接）插值法。这些方法实际上都是针对间隔而设计的。基于灰度插值的图像插值法是最普通也是最简单的插值法。
1.2.3灰度插值法
灰度插值法是在原断层图像序列中插入一定数量的缺失切片图像[10]。现有插值法主要是灰度邻近插值法、线性插值法和高次非线性插值法。线性插值常常被假定为Z轴方向的两邻接域线性变换的灰度值，相当于估算相应点的新的间隔灰度值，其值的确定需要数个灰度层相应点的信息。
假定在已知断层图像V()
2结果
二维图像依赖于感兴趣区域的物理特征。但是，对于多数现存的医学图像成像系统而言，直接生成最佳空间定位的二维图像非常困难。这是因为位置和扫描定向取决于本身的结构及其它的物理限制。因此，三维图像处理在诊断应用中具有较高的价值。
图4 a为未经插值的体绘制结果，b为调整参数的体绘制结果
图4a显示了未经插值的三维体绘制结果。显而易见，重建结果比较粗糙，尤其是在Z轴方向的像素。在这种情况下，感兴趣的颈动脉从三维模型中很难分辨。但是，用vtkOpacityTransferFunction和vtkColorTransferFunction适当调整参数，改善体绘制算法，颈动脉的内部区域都能清晰可辨，如图4b所示。
3结束语
该文提出了一种基于VTK的三维重建体绘制方法。这种方法适用于CT、MRI或超声图像的多种器官组织重建，有利于立体观察损害和正常的器官组织，对于实际临床应用具有重要意义。
参考文献：
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[6]邢琪.基于光线投射体绘制的医学图像可视化方法研究与实现[D].西安:西安交通大学,2007.
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篇（2）
中图分类号：TP 文献标志码：A 文章编号：1006-8228（2012）04-12-03
Application of improved MC algorithm in 3-D reconstruction of medical image
Ye Hanxiao1, Gao ZhiFeng2, Jiang Yifa1
（1. Zhejiang Chinese Medicine University， Hangzhou， Zhejiang 310053， China； 2. Zhejiang XinHua Hospital）
Abstract： 3D reconstructions has been widely used in the field of medical disease diagnosis and Marching Cube algorithm (MC) is the most representative structure in the face of 3D reconstructions. The authors introduce in the paper the principle of MC algorithm, and present a simplified algorithm based on optimized grid model. The simplified algorithm selects points as close to original grid as possible, usually using the subset selection method or the optimized selection method. To ensure the best possible result in image accuracy, the simplified algorithm will improve the computation speed, while the pure grid algorithm is not practical due to serious distortion. The experiments show that the simplified algorithm based on optimized grid is better than pure grid algorithm in 3D reconstruction, and has better application in the reconstruction of multiple detector-row CT images.
Key words： 3d reconstruction； Mobile cube algorithm； Volume rendering
0 引言
医学图像三维重建技术最早可以追溯到20 世纪70 年代初。由于集成三维重建平台的医学影像设备价格昂贵等客观原因，国内医学图像三维可视化诊断起步较晚，到90年代某些高校才开始进行各层面上的研究[1]。随着计算机技术的发展，短短几年，三维重建技术已成为人们探索生命奥秘，以及疾病诊断、手术规划的重要手段。
1 常见的医学三维重建素材
电子计算机断层扫描Computed tomography，简称CT，是电子计算机和X线相结合的一项新颖的诊断新技术。其主要特点是具有高密度分辨率，比普通X线照片高10～20倍[2]。CT能准确测出某一平面各种不同组织之间放射衰减特性的微小差异，并以数字图像方式显示，能极其精细地区分出各种软组织的不同密度，从而形成对比。例如，头颅X线平片不能区分脑组织及脑脊液，但CT不仅能显示出脑室系统、还能分辨出脑实质的灰质与白质。CT如再引入造影剂以增强对比度，其分辨率更为提高，可加宽疾病的诊断范畴，提高诊断正确率。
磁共振成像Magnetic Resonance Imaging ，简称MRI。磁共振成像是断层成像的一种，它利用磁共振现象从人体中获得电磁信号，并重建出人体信息。1946年斯坦福大学的Flelix Bloch和哈佛大学的Edward Purcell各自独立发现了核磁共振现象。1972年Paul Lauterbur 发展了一套对核磁共振信号进行空间编码的方法，这种方法可以重建出人体图像。磁共振成像技术与其他断层成像技术有一些共同点，比如它们都可以显示某种物理量（如密度）在空间中的分布。同时磁共振成像也有自身的特色，可以得到任何方向的断层图像、三维体图像、甚至可以得到空间――波谱分布的四维图像。
目前，医学图像三维重建方法主要有面绘制、体绘制以及由物体表面的二维灰度图像重构其三维几何形状法或称明暗恢复形状法等几种。
2 Marching Cubes算法基本原理
移动立方体Marching Cubes[3]算法是Lorensen等人在1987年提出的等值面构造方法，一直沿用至今，是体素单元内等值面抽取技术的代表[4]。所谓等值面，是指在一个网格空间中由采样值等于某一给定值的所有点组成的集合。该算法的本质是将一系列两维的切片数据看做是一个三维的数据场，从中将具
有某种域值的物质抽取出来，以某种拓扑形式连接成三角面片。
等值面是空间中所有具有某个相同值的体素点的集合，体素点的值采用V0~V7八个点在体素区域内三线性插值的结果。可以表示为：c是常数。F(f)为体数据f中的等值面。计算公式可表达为：
⑴
其中α0,α1,……,α7是由V0~V7八个定点的值决定的常数。
在MC算法中，假定原始数据是离散的三维空间规则数据场如图1所示。用于医疗诊断的断层扫描(CT)及核磁共振成像(MRI) 等产生的图像均属于这一类型。
图1 三维空间规则数据场
MC算法的基本思想是逐个处理数据场中的体素，如图2所示，分类出与等值面相交的体素，采用插值计算出等值面与体素棱边的交点(V0~V7) 。根据体素中每一顶点与等值面的相对位置，将等值面与立方体边的交点按一定方式连接生成等值面，作为等值面在该立方体内的一个逼近表示。在计算出关于体数据场内等值面的有关参数后，利用常用的图形软件包或硬件提供的面绘制功能绘制出等值面[5]。
图2 体元素图
等值面的绘制一般采用二值化的方法，即通过与给定阀值的比较来确定该点的值(0或1)，顶点密度值＜域值为Outside的为1，顶点密度值≥域值Inside的为0。V0~V7每个顶点有Outside和Inside 2个状态，因此8个顶点共有256种组合状态，根据互补对称性以及旋转对称性，共有15种三角构型。在重建时根据索引进行查找时，每个索引分为索引，旋转，三角模型三部分。Marching Cubes算法主要流程如下：
⑴将三维离散规则数据场分层读入内存。
⑵扫描两层数据，逐个构造体素，每个体素中的8个角点取自相邻的两层；8个定点可定义为(i，j，k)，(i+1，j，k)，(i+1，j+1，k)，(i+1，j，k+1)，(i+1，j+1，k+1)，(i，j+1，k+ 1)，(i，j+1，k)，(i，j，k+1)(如图3所示)。
⑶将体素每个角点的函数值与给定的等值面值c比较，根据比较结果，构造该体素的状态表。
⑷根据状态表，得出将与等值面有交点的边界体素。
⑸通过线性插值方法计算出体素棱边与等值面的交点。
⑹利用中心差分方法，求出体素各角点处的法向量，再通过线性插值方法，求出三角面片各顶点处的法向。
⑺根据各三角面片上各顶点的坐标及法向量绘制等值面图像。
图3 体元素坐标点图
3 空间等值点的判断及等值面与体素边界的交点计算
任取一离散网格棱边，设棱边上两结点分别为：Mi(xi, yi, zi, qi)和Mj (xj, yj, zj, qj)；取量值的等值为C，当满足(q-c)(q-c)≤0（等值点判定条件式）则Mi和Mj两点间取等值点Mo。另设等值点Mo的坐标为(xo，yo，zo)，由Mi和Mj两点根据线性插值可得公式⑵：
⑵
式中k=(qi-c)(qj-c)≤0。根据等值面判定条件式⑴，和等值点坐标公式⑵可以按结构离散信息对网格棱边进行搜索判断，从而求出指定域中结构体所有等值点。求出等值点以后，就可以将这些等值点连接成三角形或多边形形成等值面的一部份。
4 等值面的法向量的计算
为了利用图形硬件显示等值面图像，必须给出三角面片等值面的法向，选择适当的光照模型进行渲染，生成真实感图形。对于等值面上的每一点，其沿面的切线方向的梯度分量应该是零，因此沿该点的梯度矢量方向也就代表了等值面在该点的法向。等值面往往是具有不同密度物质的分界面，因而其梯度矢量值不为零，即公式⑶：
⑶
直接计算三角面片的法向是费时的，为了消除各三角面片之间的明暗度的不连续变化，只要给出三角面片各顶点处的法向，并采用Gouraud模型绘制各三角面片。这里我们采用中心插分方法来计算各体素各角点的梯度。在三角形的情况下，计算出每一个三角形面片的法向量，然后用三角面的法向量求得每个顶点的法向量，最后用三角形三个顶点的三个法向量插值求出三角形面上某一点的法向量。对于等值面来说有简单的方法计算顶点的法向量。考虑到等高线的梯度方向与等高线的切线垂直，因此，可以用梯度矢量代替等高线的垂直线。在三维情况下，等值面的梯度方向就是等值面的法向方向。由此，可得到公式⑷：
⑷
5 Marching Cubes的优化--网格模型简化算法
网格模型简化算法已经取得了一系列的成果。目前的简化算法大多考虑以边折叠前后的模型几何位置变化为折叠代价，从而减少多边形的数量，以达到提高运算效率的目的。网格简化算法的目的是在尽可能保证图像精度的前提下提高效率。因此，选取坐标点的原则是尽可能接近原始网格，一般有子集选择法和优化选择法[6]两种子集选择法即简单地在边的两个端点中选择代价较小的那一个，优化选择法则是选取二次误差最小的点v作为折叠点，该点所对应的二次误差测度为，而点v的二次误差是二次方程，求其最小值就是求方程对x，y，z偏导为零的点，解出的x，y，z即为新的顶点坐标。这一过程等价于公式⑸的矩阵方程求解。
⑸
折叠代价的度量
折叠代价的计算分为两步。第一步：计算每个顶点的二次误差侧度时，以Garland的标准二次误差测度为基础，同时考虑周边三角形面积的影响，计算每个顶点的二次误差测度均值；第二步：计算边折叠代价时，以边的长度和边折叠后所引起的三角形形态变化的程度作为加权因子。
具体计算方法为：在三维空间中，平面P可以表示为ax+by+cz+d=0，也可以表示为PTv=0.其中P=[a，b，c]T是平面P的单位法向量，且有，d为常量。模型空间中任一点v=[x，y，z，1]T到该平面的距离的平方为公式⑹：
⑹
网格模型中的任意点v=[x，y，z，1]T的二次误差Δ(v)的定义为该顶点到与该定点相关的平面的平方和，可以表示为公式⑺：
⑺
其中，planes(v)表示所有包含定点v的三角平面构成的一个集合，称为顶点v的相关平面集。初始状态下网格模型中每个点的二次误差为0，上式变形后可以得到公式⑻。
⑻
其中kp为平面P的二次误差测度。
⑼
而，
称为v=[x，y，z，1]T的二次矩阵。
称为点v的二次误差。当进行边折叠时，可使用一个附加规则(Garland et al. ， 1987)获得点v处的二次误差测度，该顶点的二次误差值为，也就是该边的折叠代价。
6 网格简化算法在医学三维重建上的应用
网格算法一般应用于加快三维重建的速度，但是单纯的网格算法却缺乏实用价值。相对于其高速的绘制，损失的精度是无法接受的。因此，对网格简化算法又进行了进一步的优化―基于体绘制的网格简化算法。
体绘制是将切片中所有的物质（皮肤、骨骼、肌肉等）集中在一幅图中显示。但在只需要观察骨骼的情况下，很多的三角面绘制都是没有意义的。忽略那些不必要的三角面可在保证精度的同时有效地提高重建速度。
7 结束语
MC算法通过对比阀值来确定体素的多边形，在面对大容量数据时往往有着速度慢这一无法回避的缺点，但现在各种有针对性的改进使得它有了更大的发展潜力，所以MC算法不仅仅是个单纯的算法，它更接近于“体素” 这个概念。现在流行的很多三维重建算法都是基于MC进行改良的，目的是为了获得所需要的特定的三维模型。象基于小波变换的医学图像融合算法，断层医学图像插值算法等，则主要是为了使CT等数据容易受到MC算法中阀值的分割。现在，OpenGL，VTK等图像函数库的使用已使得三维图像建模变得简单期望三维重建技术在医学上的应用会有更大的发展。
参考文献：
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篇（3）
党的十八届三中全会，着眼于维护最广大人民根本利益、最大限度增加和谐因素、增强社会发展活力，提出了创新社会治理体制的新观点新要求新部署。近年来，重庆团组织为积极探索新时期社会治理有效模式，充分发挥枢纽型社会组织的职能作用，在全市创办了1.2万余所城乡社区市民学校。
一、城乡社区市民学校建设的意义
1.城乡社区市民学校建设的概念。重庆城乡社区市民学校，简称社区市民学校，是重庆共青团引导和服务青少年参与社会治理创新、促进民生改善、推动国家治理体系和治理能力现代化、社会和谐稳定的基层综合服务平台，培育践行社会主义核心价值观的基层工作阵地，助推五大功能区域发展战略的重要工作载体；是在深化群团改革试点中，由团市委牵头，工青妇科四家群团组织联手打造的重要工作品牌；是全国加强“青年之家”综合服务平台建设在重庆的生动体现和成功实践。
2.城乡社区市民学校建设的意义。加强城乡社区市民学校建设是培育和践行社会主义核心价值观的重要载体，是新形势下深化精神文明建设的有力抓手，是创新社会治理的有效途径，是加强基层服务型党团组织建设的实践平台，是推进志愿服务制度化的综合平台。社区是社会的基本构成单位，在构建和谐社会中起着重要的基础性作用，城乡社区市民学校创新了社区居民组织、凝聚和服务方式，通过大力弘扬“奉献、友爱、互助、进步”的志愿服务精神，在全社会形成向上向善的力量，为助推五大功能区域建设、实现“科学发展、富民兴渝”目标、全面建成小康社会广泛汇聚正能量。
二、城乡社区市民学校建设的途径
1.增强工作力量。增强工作力量是推进城乡社区市民学校建设的关键。要充分挖掘、整合和利用各种社会力量，调动各方积极参与，不断夯实城乡社区市民学校建设的办校基础。加大共建力度，依托社区大党委，充分整合社会资源，加强与辖区内的机关、企事业单位、社会机构联系对接，开展结对共建，建立“共建+接力”长效机制。发挥社区原动力，让社区群众参与社区管理和建设，发挥主人翁精神，实现自我管理、自我服务，努力实现“志愿者从社区来”的工作格局，保持城乡社区市民学校的持久生命力。推行“社工+志愿者”模式，充分发挥社^社会工作室的作用，鼓励有条件的区县，为城乡社区市民学校配备专业社工。开展项目规划设计和专业化个案服务，在志愿服务的组织、管理、培训和志愿者队伍的建设等方面进行业务督导，实现资源整合，优势互补，共同服务社区群众，提高城乡社区市民学校专业化服务水平。
2.丰富活动内容。丰富活动内容是推进城乡社区市民学校建设的重点。要以“党政高度关注、居民普遍需求、具有实施条件、志愿者乐于参与”为着眼点，注重项目整合，不断丰富活动内容，努力使城乡社区市民学校保持旺盛生命力。开展政策宣传，深入社区群众之中，用群众喜闻乐见的方式，广泛开展政策宣讲，使社区群众熟悉了解党委、政府的路线、方针、政策和重大战略部署，汇聚起改革发展的合力。收集社情民意，广泛开展走访调研，收集社区群众关注的热点、难点社会问题，收集社情民意，做好下情上达、上情下达。 开展文明素养提升活动，以培育和践行社会主义核心价值观为核心，着力提升广大社区群众的社会公德、职业道德、家庭美德和个人品德教育。开展群众性文化活动，积极开展社区群众喜闻乐见的文体艺术活动，丰富社区群众精神文化生活，促进邻里和睦，拉近邻里亲情。开展知识技能培训，帮助社区群众增强就业创业技能，促进就业创业。围绕社区群众需求，开办城乡社区市民学校移动课堂，使城乡社区市民学校成为社区教育的重要平台。 开展帮扶便民服务，大力开展结对帮扶、困难救助、双拥慰问、节日送温暖等活动。
3.整合各方资源。办校阵地是推进城乡社区市民学校建设的基础。要从实际出发，按照共建共用、一室多用的思路，拓展办校阵地。在城乡社区，主要依托社区居委会办公室、会议室、图书室、科普室、广场、基层文化站、公共服务站和辖区单位现有阵地等，建立城乡社区市民学校办公场地、活动场所。在公租房社区，协调公租房管理局提供公租房社区市民学校办公用房，依托社区公共事务用房、社区公共服务设施、社区广场等开辟活动场所。在有条件的小区，主要依托物业管理办公室、业委会办公室、会议室、小区广场、小区会所等，建立小区市民学校办公场地、活动场所。在美丽乡村建设试点村、高山生态扶贫搬迁移民安置点和有条件的农村，依托农村公共服务中心、基层文化站（室）、党员活动室、农家书屋等现有场地，建立乡村市民学校办公场地、活动场所。
4.强化组织保障。加强统筹协调，强化组织保障，努力构建分工协作、各司其责、齐抓共管的工作格局，形成共同推进城乡社区市民学校建设的强大合力。 加强工作指导，建立工作联系制度，引导青年志愿者走进社区，培育志愿者组织，广泛开展志愿服务。加大经费投入，充分发挥政府投入的引导作用，建立多渠道的筹资机制，加大对城乡社区市民学校建设的资金投入。营造良好氛围，注重典型选树，建立城乡社区市民学校激励机制，发挥好示范带动效应。进一步用好新媒体，城乡社区市民学校建立针对不同受众群体的微信群、QQ群，开设微博，开展各类新媒体主题活动，建立新媒体平台的互动传播。通过与专业机构合作、向社会征集创意设计、开展评选和推荐作品等方式，创作推出一批城乡社区市民学校的文化产品，努力营造良好的社会氛围。
参考文献：
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与作用[A]；不老的长江――第二届长江沿岸城市群众文
化发展论坛论文选[C]；2001年
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[3]马海燕；浅析城市社区资源的整合[J]；北京政法职业学院
学报；2009年02期
篇（4）
中图分类号：TP311 文献标识码：A 文章编号：1009-3044（2016）27-0259-03
1 引言
层析成像技术在医疗、 生物等领域具有广泛应用。图像重建是指通过物体外部测量数据，经过处理从而获得物体的形状信息的技术。开始主要应用在放射医疗设备中，用于人体各部分图像的显示，即计算机断层摄影技术，简称CT技术，后来逐渐在许多领域获得应用。
透射CT的理论基础是投影重建。而Radon变换是投影重建的数学基础，它是数学家J.Radon提出来的，被广泛应用于医学、分子生物学等领域，迄今为止，人们已研究出基于Radon变换的多种重建方法。文中重点介绍的滤波反投影算法也是基于Radon变换的一种变换法重建，目前在CT系统中应用非常广泛。滤波反投影算法的比较重要的是滤波函数的选取。
4.3 结果分析
（1）图像比较：直接反投影算法的重构对像的边缘很不明显，有阴影。滤波反投影算法重构对象相对来说清晰很多，没有阴影。
（2）重建时间对比：滤波反投影算法的重构时间较长，因为多了卷积、滤波这个步骤，使重构时间加长。不过在实际应用中，这个时间增加不会有很大影响，但是质量却明显变好，所以，实际应用中一般采用此方法。
5 总结
滤波反投影法是重构图像基本常用的算法，也是其他多种算法的基础。在医学CT 等领域中的应用较为广泛。但是这种算法的关键是选取的何种滤波函数，会直接影响重建图像的质量。除了滤波函数对图像质量有着较大的影响外，根据抽样定理，投影数和抽样间距均对重建图像的质量有影响[2]。以后的工作中也应对抽样间距进行研究。
参考文献：
篇（5）
【Abstract】 The electrode system is one of the most sensitive and crucial parts in EIT system. In this paper a method for EIT electrode structure and parameter optimizing design，taking example for compound electrode，has been presented，which is based on the coercive equipotential node model of the line electrode. An imitation research platform of electrode structure and parameter optimizing design has been developed. By the methods， the variety influences of electrode structure and parameters on reconstructed image and measurement sensitivity can be obtained. This will provide theory basis for the electrode construction optimizing design of real EIT system.
【Key words】 EIT electrode；electrode structure；coercive equipotential node model；imitation research；optimizing design
电阻抗断层成像技术（EIT，Electrical Impedance Tomography）是当今生物医学工程学重大研究课题之一。它是继形态、结构成像之后，于近二十年才出现的新一代更为有效的功能成像技术［1，2］，具有无损伤、功能成像和医学图像监护三大突出优势［3］，是一种理想的、具有诱人应用前景的无损伤医学成像技术。
EIT测量中，电极直接与人体接触，位于系统的最前端。在电极上发生的事件，包括有用信息、噪声、伪差、接触阻抗、极化电压等，都会作为信号进入后续电路被放大、传输，参与信号处理过程，影响图像重建结果。电极系统结构及其性能对于EIT前端信息的有效提取、系统适时性和图像分辨率的影响，特别是对EIT检测灵敏度较差的中心区有用信息的提取影响非常大，是整个EIT系统最为敏感和关键的部分之一，也是EIT技术走向临床应用，向实用化研究发展必须解决的问题。
在电极材料和电极数确定后，如何根据确定的应用目标和成像要求，合适地选择电极结构参数，是构建真实EIT系统时必须认真解决的问题。由于EIT成像区域多为圆形或球型，一些重要的电极结构参数，如电极宽度和电极间距，还相互制约，影响因素复杂，给EIT系统电极结构参数优化设计带来了困难。
1993年Ping Hua等采用有限元方法研究了电极接触阻抗的影响，认为阵列电极总宽度为测量圆域周长的80%～90%时效果最好［4］。2002年王超等采用强制等势点有限元模型，考虑激励电极和测量电极宽度的影响，进行了仿真研究，认为电极覆盖比率为57.1时效果最佳［5］。关于EIT电极结构及其参数选择，虽然国内外学者的探索性研究取得了一些进展，但至今还没有看到较全面、令人满意的结果。在实际EIT电极结构设计中往往仍采用经验数据。
EIT的正问题和图像重建大都以点电极为基础。但在实际的EIT系统中，电极不可能是一个点，而是具有一定大小的面。电极面和被测对象接触，电极区域将被强制为等电势，从而改变场域的电场及其分布规律。激励电极和测量电极面积的大小会影响EIT检测灵敏度和图像重建质量。显然在进行EIT电极结构设计时应采用具有一定宽度的电极模型，以使研究结果更加符合真实情况。
本文将在线电极强制等势点模型的基础上，建立了复合电极有限元模型，提出了一种电极结构及参数优化设计方法，并建立电极结构参数优化设计仿真研究平台。采用本文的方法和研究平台，可针对不同电极结构和各种参数变化给出其对EIT成像质量和检测灵敏度的影响，进行优化设计，从而为实用化EIT系统电极结构设计提供理论依据。
1 EIT电极有限元仿真模型
EIT系统中通常使用圆形或矩形片状电极，其在断层成像平面的投影为与其宽度相等的线段，简称为线电极。 医学EIT常采用结构更为复杂的复合电极，其在断层平面的投影由3条线段组成，中间线段为测量电极，两边的线段为激励电极。如图1所示。
［K］ ［φ］=［B］（1）
式中，［K］为有限元方程的系数矩阵；［φ］为所有剖分节点的电势矩阵；［B］为有限元方程右侧常数项，包含有限元方程的边界条件。
设N0为有限元剖分的节点总数；对于J个激励电极，有J组激励电极强制等势节点，构成J个集合EQU1{i}(0≤i≤J，i∈N)。每个集合的元素为该组激励电极等势节点的节点编号，每个集合存在M1个元素，其中，每组中最小的元素为min_equ1 {i}。
类似的，对于测量电极，也有J组测量电极强制等势节点，构成J个集合EQU2{i}(0≤i≤J，i∈N)。每个集合的元素为该组测量电极等势节点的节点编号，每个集合存在M2个元素，其中，每组中最小的元素为min_equ2{i}。
首先，进行列合并
列合并完成后，将Klj(l=1，2，...，N0，j∈EQU1{i}-{min_equ1{i}}，i∈J)和Klj(l=1，2，...，N0，j∈EQU2{i}-{min_equ2{i}}，i∈J)删除，未被删除的列前移，补进删除后的空列。
然后，进行行合并，
行合并后，将Kjl(l=1，2，...，N0，j∈EQU1{i}-{min_equ1{i}}，i∈J)和Kjl(l=1，2，...，N0，j∈EQU2{i}-{min_equ2{i}}，i∈J)删除，对空位进行前移补充。最后，右侧常数项合并，
右侧常数项合并后，将Bj(j∈EQU1{i}-{min_ equ1{i}}，i∈J)和Bj(j∈EQU2{i}-{min _ equ2{i}}，i∈J)删除，对空位进行前移补充。
经过上述合并过程后，有限元方程变为
线性方程组（2）即为考虑了测量电极和激励电极宽度的EIT复合电极的有限元模型。
解上述线性方程组，即可获得场域中各节点的电势。
本方法还可推广应用于其他复杂结构的电极系统，以建立相应的有限元模型。
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2 评价函数D和S
为了评价电极结构参数变化对EIT检测灵敏度和图像重建质量的影响，本文定义以下检测灵敏度函数S和图像重建质量函数D。
2.1 检测灵敏度函数S
式中M为每一次激励所对应的测量次数，N为激励次数，Sij表示第i次激励第j次测量的检测灵敏度：
表示场域中某部分的电导率由σ0变为σ1时，电极测量电压由V0变为V1。
S表示了N次激励的检测电压灵敏度的平均值，它只与电场分布相关，与硬件误差和成像算法误差无关。S越大表示检测灵敏度越高。
2.2 图像重建质量函数D
为定量评价EIT图像重建质量本文定义如下函数D：
式中，M为成像区域中剖分单元总数，GS（p）为成像模型中第p单元的灰度值，Gi（p）为重建图像中第p单元的灰度值。D表示各单元重建图像灰度值与成像模型灰度值的差经归一化后的平均值。采用目标函数D，不需对图像进行二值化处理，即可直接获得重建图像和成像模型之间的差别，可灵敏地反映重建图像的质量。D值越小表示成像结果与模型的差别越小，图像重建质量越高。
3 EIT仿真和图像重建软件平台
本文相关的研究工作是在作者开发的医学EIT仿真和图像重建软件的基础上进行的，如图2所示。整个软件采用Visual C＋＋语言编写［8，9］，界面友好，功能完善，可扩展性强，与其他程序接口良好。可以实现有限元的自动剖分，可对有限元方程解法、激励电极数、测量电极数、电极类型、电极结构参数、激励测量模式等多个参数进行设置，并根据剖分和参数设置结果进行电磁场数值计算、显示电场分布、保存正向计算结果、进行EIT图像重建、显示结果并保存图像、进行图像后处理并计算目标函数等功能。
4 结果与讨论
采用式（2）表示的EIT电极有限元模型，通过EIT仿真和图像重建软件平台，借助评价函数S和D，即可对EIT电极进行电极结构及参数影响和优化设计仿真研究。作为本文方法的应用，作者对线电极，复合电极等进行了电极结构参数影响与优化设计研究，并对线电极与复合电极结构进行了性能对比研究。以下是根据这些研究获得的有关EIT电极设计与优化的共性问题。具体研究内容和相关结果将另文详述。
4.1 电极宽度、间距与成像质量和检测灵敏度关系的研究 与窄的激励电极相比，较宽的激励电极可以增大敏感场较弱区域的电场强度，而且可以通过增大接触面积减少电极-皮肤接触阻抗，有利于提高系统的灵敏度。但电极过宽也会产生一些负面效应：（1）宽电极的使用，必然会使电极面强制为等电势，从而影响场域内部的电场分布，使电场更加扭曲。激励电极越宽，强制等势面积越大，电场分布与点电极相比扭曲的程度就越大，这将直接导致成像质量的下降。（2）电极间距增大，可使测量电流更加深入生物组织内部，即探测深度会增加。这也是激励测量模式的改变会显著影响中心区灵敏度的主要原因之一，EIT问题一般采用圆形边界区域，场域和电极数确定后，电极的宽度和相邻电极间距之和为一定值，使用宽电极必然会使相邻电极间距减小，这一因素会在一定程度上减小测量电流的探测深度，使EIT系统，特别是中心区的灵敏度下降。
4.2 电极数与成像质量的关系 增大电极数可以增加独立测量数，采集更多的测量数据，从而提高系统的总体成像质量。但电极数增大至一定程度后，其作用就非常微小了。另一方面。电极数增加势必提高对测量系统的要求，在硬件测量精度一定的情况下，反而会使成像质量下降。
4.3 复合电极的结构参数优化 医学应用EIT可采用结构较为复杂的复合电极。复合电极包括激励电极的宽度，测量电极的宽度，激励与测量电极间距和相邻电极间距等四个结构参数。应该综合考虑各参数的影响，不能简单地用电极覆盖率来处理电极优化问题。
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篇（6）
中图分类号： TP391
文献标志码：A
0引言
正电子发射计算机断层扫描（Positron Emission Tomography，PET）代表了当前核医学技术的最高水平，能够动态地、定量地反映生物活性分子进入人体内的生理、生化变化。由于低空间分辨率和系统固有噪声，PET重建是一个病态问题[1]。根据贝叶斯理论，可通过引入图像的先验分布约束对重建结果加以正则化，从而提高重建结果的抗噪声性能以及重建图像的空间分辨率。先验通常反映图像的局部平滑特性，然而在不同的解剖结构之间，放射性活度分布具有很大的变化，使得正则化先验很难满足图像的整体特性，所以如何准确地描述先验信息，对图像重建具有非常重要的意义。常用的先验函数是二次先验（Quadratic Membrane Prior， QMP），它在一个局部邻域内，利用像素值的平均效应进行正则化，在抑制噪声的同时，会对边缘细节产生过平滑效应[2-3]。2005年Buades等[4]提出了一种应用于图像降噪的非局部均值算法，相对于传统的统计类滤波方法，非局部均值滤波的优点是将基于点的相似性扩展为基于块的相似性，利用图像的冗余信息达到去噪目的。已有学者[2，5]将非局部均值思想引入PET图像重建中，用非局部先验作贝叶斯最大后验估计的先验信息。
1996年，Alenius等[6]根据PET发射断层图像的特点提出了中值根先验（Median Root Prior， MRP）重建法。2003年， Hsiao等[7]通过构建一个辅助矢量得到一种类似于MRP的算法，即中值先验（Median Prior， MP）算法。MP算法能很好地保持边缘，但对泊松噪声和高斯噪声的平滑效果不明显。2007年，颜建华[8]进一步改进了MP算法，提出了一种结合各向异性扩散方程的中值先验的图像重建（Partial Differential Equation Median， PDEMedian）算法。
篇（7）
关键词:SIFT;超分辨率;配准;MATLAB
中图分类号:TP391文献标识码:A文章编号:1009-3044(2009)28-8031-03
Super-resolution Image Registration Based on SIFT and its Realization with MATLAB
KANG Yan-ni, HUANG Huan, ZHU Yu-yan, LAI Pei-jian
(College of Information Engineering and Automatization, Kunming University of Science and Technology, Kunming 650051, China)
Abstract: In the super-resolution image reconstruction, an image registration method based on SIFT and MATLAB was proposed for sub-pixel image registration. Given the basic theory, formula and algorithm based on SIFT; introduce the image process toolbox on MATLAB in brief ; A gray image used as an example, program and registration image were showed. Experimental results show that the method find the correct matching point and easy to implement.
Key words: SIFT; super-resolution; registration; MATLAB
所谓超分辨率图像重建(SR)就是将一组低质量、低分辨率图像通过一定的技术方法来产生出高质量、高分率的图像,该方法在很多领域都有实际的使用价值,包括高清晰度电视,视频图像高分辨率打印,医学成像,航空及其卫星成像,遥感遥测,视频监控等等[1]。正因为如此,该技术近年来已成为国内外图像处理领域的热点课题之一,受到广泛的关注。配准的准确与否直接影响重建图像的效果,甚至导致算法最终无法实现,因此配准问题是超分辨率技术的基础,也是至关重要的一步。
MATLAB代表“矩阵实验室”(matrix laboratory)[2],MATLAB7.0提供的图像处理函数,涵盖了图像处理的几乎所有的技术方法,是学习和研究图像处理的人员难得的宝贵资料和加工工具箱。MATLAB对图像的处理功能主要集中在它的图像处理工具箱(Image Processing Toolbox)中,IPT是由一系列支持图像处理操作的函数组成,可以进行诸如图像类型转换、各类图像的显示、图像的变换技术、几何操作、线性滤波和滤波器设计、图像分析与图像增强、二值图像操作以及形态学处理等图像处理操作等。
1 SR与普通图像配准的区别
在超分辨率图像重建中,由于运动估计的精度高低和正确与否直接决定着复原结果的好坏,为了取得更好的复原效果就要有更高的运动估计精度[3]。
所谓的运动估计也叫配准,就是求同一对象在两帧图像中的位置差,也就是这一对象在两帧图像间的相对位移。在超分辨率图像重建中就是要把低分辨率图像序列投影到参考帧上进行修正,为保证低分辨率图像中的点投影到参考帧中正确的位置上就必须进行运动估计,该运动估计就要求精确到亚像素的运动估计。精确到亚像素的运动估计是指运动矢量的精度到达低于单个像素的运动估计,亚像素是由整像素插值得到的。实现亚像素运动估计的方法是对当前帧和参考帧插值,以得到更高分辨率,然后在插值后的图像间做运动估计,得到运动矢量后再按照插值比例换算到原始图像中,最后得到的运动矢量就是精确到亚像素的运动矢量。
有此可知,超分辨率图像重建的配准过程比普通图像配准的要求更高,需要达到亚像素级的配准精度,因此,SR图像的配准更复杂。
篇（8）
[摘要] 目的 探讨16排螺旋CT在足部挤压伤多发骨折临床诊断中的应用价值。方法 对40例足部挤压伤多发骨折患者行X线检查，并予以16排螺旋CT容积扫描，三维重建成像，分析检查结果。结果 X线片检查可见30例患者足部41处骨折，10例患者X线片检查未见骨折，诊断准确率75.0%（30/40）。16排螺旋CT检查发现39例患者共有48处足部骨折，1例患者高度怀疑骨折，但CT检查未见骨折，诊断准确度为97.5%（39/40），16排螺旋CT扫描和图像重建诊断足部挤压伤多发骨折准确度高于X线片准确度（P＜0.05）。结论 使用16排螺旋CT容积扫描并三维重建成像，可清晰观察到足部挤压伤部位骨块的空间解剖结构，更直观地展现整复模型，结合二维成像可更方便、准确地诊断足部挤压伤多发骨折。
[
关键词 ] 足部；挤压伤；多发骨折；螺旋CT
[中图分类号] R574.5[文献标识码] A[文章编号] 1672-5654（2014）05（c）-0019-02
Crush injury of multiple analysis of the diagnostic value of spiral CT in fracture of foot
HUANG Ningxing
Radiology Department of Guangxi Binyang County People´s Hospital of Guangxi ，Binyang530405 ，China
[Abstract] ObjectiveTo investigate the 16 slice spiral CT in the crush of multiple application value in the clinical diagnosis of fracture of foot. Methods 40 cases of foot crush injury of multiple fractures were examined with X-ray examination, and shall be the 16 slice spiral CT volume scanning, 3D reconstruction, analysis of test results. Results X-ray examination showed 30 patients foot 41 fractures, 10 patients of no fracture X-ray examination, the diagnostic accuracy rate of 75% (30/40). The 16 row spiral CT findings of 39 patients with a total of 48 foot fracture, 1 cases of patients with highly suspected fracture, but CT examination no fracture, diagnostic accuracy was 97.5% (39/40), 16 slice spiral CT scanning and image reconstruction in the diagnosis of foot crush fractures accuracy higher than that of X-ray accuracy (P<0.05). Conclusion Using 16 slice spiral CT volume scanning and three-dimensional reconstruction imaging, can clearly observe the foot pressing space injured parts bone anatomy, more intuitive to show the reduction model, combined with 2D imaging can be more convenient, accurate diagnosis of foot crush fractures.
[Key words] Foot; Crush injury; Multiple fractures; Spiral CT
骨科常见因足部挤压伤所致的多发骨折，足部解剖结构相对复杂，因而足部多发骨折与其他部位的骨折有一定差别，足部挤压伤所致的多发骨折临床诊断也有一定难度[1]。骨科临床一般以X线平片作为此种骨折的基本检查手段，X线平片检查此种骨折容易漏诊，本次研究使用16排螺旋CT扫描联合后期图像处理，更好地指导临床诊断和治疗，现报道如下。
1资料与方法
1.1一般资料
选取我院收治的40例足部挤压伤多发骨折患者，男27例，女13例；年龄13~77岁，平均年龄（43.9±3.2）岁；交通事故骨折21例，高处坠落骨折13例，机器损伤骨折6例。
1.2方法
全组患者行X线平片检查，之后联合16排螺旋CT容积扫描。所有患者以CR系统拍摄足部斜位片与轴位片，并使用GE.Highspeed.16层螺旋CT机行压伤部位横断面螺旋扫描检查，设定螺距为0.938:1、层间距为5 mm、层厚为3~5 mm，扫描电流为210 mA、管电压为120 kV，平扫完毕后，原先层厚减至0.625 mm，将扫描所得数据传送至工作站，以骨函数行图像重建，窗位为230 Hu、窗宽为2000 Hu、重建间距1.0 mm、重建层厚为0.625 mm[2]。
由经验丰富的医师完成压伤足X线片的阅片工作，并对螺旋CT扫描数据三维重建所得图像进行分析，结合诊断结果制定手术方案[2]。
1.3 数据处理
本次数据采用spss 16.0软件对本研究的数据进行统计学的分析，计数资料的对比应用卡方检验，而计量资料的对比应用t检验，P＜0.05时，差异具有统计学意义。
2结果
X线片检查可见30例患者足部41处骨折，10例患者X线片检查未见骨折，诊断准确率75.0%（30/40）。
16排螺旋CT检查发现39例患者共有48处足部骨折，1例患者高度怀疑骨折，但CT检查未见骨折，诊断准确度为97.5%（39/40），16排螺旋CT扫描和图像重建诊断足部挤压伤多发骨折准确度高于X线片准确度（P＜0.05）。
本组患者螺旋CT扫描所得数据经图像重建显示的图像见图1，观察三维重建及MPR 重建所得图像，可清晰看到足部碎骨快移位情况。
3讨论
各种意外事故容易挤压足部而导致足部骨折，其中尤其以跟骨骨折最为常见，此种骨折多是在很大冲击力的作用下损伤足部所致。临床常以X线片检查结合触诊结果和分析外伤情况、既往病史完成诊断和指导治疗，但人体足部解剖结构特殊，骨性多重叠、跗骨结构不规则，若单纯使用X线片检查，难以清晰观察到患者跖骨基底、跗骨骨折移位情况，也难以清晰显示不明显的骨折现象及细微骨折端移位、骨折线，因而容易漏诊，难以指导临床保守治理与手术治疗[3]。
本次研究采用螺旋CT扫描诊断足部挤压伤所致骨折，螺旋CT以容积扫描技术快速完成患处扫描，同时可更全面、准确地完成扫描，并将扫描检查所得数据传送至工作站，由工作站将扫描数据重建处理，得出MPR重建图像，其中包括多角度斜面图像和矢状位图像、冠状位图像，通过对冠状位图像的观察，可以了解到骨折部位的骨折线及骨块移位情况、骨折程度，而通过矢状面图像的观察，可了解患者跗骨间各个关节面是否脱位及关节面受累状况、关节面下陷程度。螺旋CT重建图像还可显示患者足弓变化情况，方便测量结节关节角。临床上常使用矢状位图像重建技术得到患处骨折图像，便于医生更清晰、直观地了解患者骨折情况，从而更准确地完成骨折分型，更好地指导骨折复位手术[4]。16排螺旋CT扫描数据经容积再现VR处理，可为医生提供更清晰的三维立体图像，此种图像处理方式更充分地利用了扫描数据，有很好的骨折组织三维空间及重叠组织结构显示效果，医生可根据重建图像准确判断患者损伤部位骨折断段、成骨的位置变化特点，并了解骨折部位周围的软组织受损特点，以判断肌腱健康情况[5]。如此一来，通过16排螺旋CT的扫描检查，可多角度、多方位了解骨折情况，克服了X线片对半脱位、关节脱位及隐匿性骨折显示不完全的缺陷，避免多角度摄片不断变化的痛苦。从本组患者诊断结果看来，16排螺旋CT三维成像诊断足部挤压伤多发骨折，可立体显示骨折所在位置、骨折类型、骨折移位、骨折形态等空间信息。
足部有复杂的关节排列和较多不规则骨分布其内，若以X线片等单纯的横断面图像作为诊断依据，难以清晰显示水平方向线性骨折、及粉碎性骨折、多发骨折具体情况，仅观察此类图像，难以准确判断骨折移动程度、骨折块原先位置、骨折块旋转方向等三维特点，也不容易清晰了解关节面情况，从而不能够为临床碎骨块、关节面整体评价提供依据。
总之，足部挤压伤引发的多发骨折需在准确的诊断下指导积极的治疗工作，传统的X线片诊断方式容易因影响本身的缺陷而导致漏诊，有很大的诊断部位和角度局限性，不能为临床治疗提供详尽、可靠的依据，容易因延误病情而加重患者痛苦、引起足部功能减退，严重的会导致足部永久性功能丧失。螺旋CT诊断足部多发骨折，可多角度、多方位地清晰显示骨折部分及关节面情况，利于根据重建图像准确完成骨折分型，还可根据图像中显示的骨折块移位情况、骨折块大小、数目及骨折线深度、骨折线长度分析病情和指导手术治疗[6]。在根据CT扫描及图像重建了解的骨折情况和健侧足部各骨测量结果制定手术复位计划、选择合适的手术材料，更好地恢复损伤变形的骨结构和肌腱软组织、纠正受损关节功能，控制病情并促进功能恢复，预防并发症，提升足部挤压伤引发的多发骨折诊断准确度和治疗效果。
[
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篇（9）
【关键词】 单倍体相合造血干细胞移植； 浆样树突状细胞； 慢性移植物抗宿主病； 白血病复发
Investigation of Plasmacytoid Dendritic Cell Reconstitution and Its Relationship with cGVHD and Relapse after Haploidentical Hematopoietic Stem Cell Transplantation
Abstract
To investigate the characteristics and significance of reconstitution of peripheral blood plasmacytoid dendritic cell (PDC) precursors after allogeneic human leukocyte antigen mismatched/ haploidentical hematopoietic stem cell transplantation， and its relationship with chronic graft versus host disease（cGVHD）and relapse， 19 patients with leukemia were enrolled for this study. Peripheral blood dendritic cell (DC) subsets of patients and healthy controls were detected by flow cytometry， and the correlations between reconstitution of DC and cGVHD， relapse were analyzed. The results showed that compared with healthy subjects， patients with leukemia had a significantly decreased proportion and absolute number of myeloid dendritic cell (MDC) ， MDC1 ， DC and the ratio of MDC/PDC (P0.05)， besides the proportion of PDC which reached to healthy controls levels at 1 year（P =0.494）. Compared with levels before relapse， the proportions of MDC1， MDC， DC and the ratio of MDC/PDC were lower， but proportions of MDC2 and PDC were slightly higher after relapse. Patients with a 'high' PDC recovery profile had an improved cumulative incidence of cGVHD in contrast to patients with a 'low' PDC recovery profile on day 120 after transplantation (P=0.007). It is concluded that compared with healthy subjects， de novo leukemia patients have a significantly decreased proportion and absolute number of DC and the ratio of MDC/PDC before haploidentical hematopoietic stem cell transplantation; while ratio of MDC/PDC can be normalized with relative rapidity， the proportions of all DC subsets reached to normal levels on the whole at 9 months after transplantation， and also recovery level of DCs is correlated with occurrence of cGVHD and relapse.
Key words
haploidentical hematopoietic stem cell transplantation; plasmacytoid dendritic cell; chronic graft versus host disease; leukemia relapse
目前同种异基因造血干细胞移植（allogeneic hematopoietic stem cell transplantation， AlloHSCT）供者主要为HLA完全相合的同胞或非亲缘供者（HLAmatched sibling donor， MSD or HLAmatched unrelated donor， MUD），在一些应用HLA不完全相合供者的移植中，供者的T淋巴细胞绝大部分已在体外去除［1-4］。我们的研究已证实，GIAC体系(即G：粒细胞集落刺激因子， I： 强免疫抑制剂， A：抗胸腺球蛋白， C: 外周血与骨髓联合)不需要进行体外T淋巴细胞去除，急慢性GVHD发生率、移植相关死亡率、复发率，以及两年无病生存率和总生存率均与同期配型完全相合患者相似，从而使HLA不完全相合亲缘供者(HLAmismatched family donor， MFD)移植/单倍体相合造血干细胞移植（haploidentical hematopoietic stem cell transplantation）的方法得到改进，成功跨越HLA屏障，但我们这一体系成功的机制还未完全清楚［5-8］。树突状细胞（dendritic cells， DC）是专职的抗原呈递细胞(antigen presenting cells， APC)，不仅能够显著刺激初始型T细胞(naive T cells)进行增殖， 充当机体免疫反应的始动者，而且可以通过调节T细胞的类型使机体产生免疫激活或免疫耐受［9］；慢性GVHD的发生需要供受者APC共同参与［10-13］。此外，宿主APC是运输已致敏的供者T细胞和NK至靶组织所必需的。HLA完全相合造血干细胞移植后DC的重建可影响cGVHD和复发，HLA不合/单倍体相合造血干细胞移植后DC的晚期重建目前很少报道；未去T淋巴细胞模式下DC重建研究未见报告。对此我们进行研究，以了解DC重建与cGVHD、复发是否相关。
中国实验血液学杂志 J Exp Hematol 2007; 15(2)浆样树突状细胞重建与人类白细胞抗原不合/单倍体相合造血干细胞移植慢性移植物抗宿主病/复发关系初探
材料和方法
对象
患者 从2005年2月至2006年4月间，对在北京大学人民医院血液病研究所行HLA不完全相合单倍体移植的19位患者和12例健康亲缘供者进行研究。患者男性14例，女性5例，中位年龄21（12-51）岁。19例患者中急性髓性白血病5例，急性B淋巴细胞白血病6例，慢性髓性白血病7例，骨髓增生异常综合症/急性髓性白血病1例。 所有患者在进入研究前均签署知情同意书，供者标本在获取前均得到本人同意，本研究经医院伦理委员会审核通过。
供者 所有供者均为亲缘供者，移植前进行HLA配型，HLAA、B位点检测方法为低分辨方法，Ⅱ类抗原采用高分辨方法。依据HLA配型相合程度、年龄、性别以及健康状况选择供者。其中3/6个位点不合10例，2/6个位点不合7例，1/6个位点不合2例。
预处理方案
阿糖胞苷(cytarabine， AraC)4 g/(m2·d)×2天，马利兰(busulfan， Bu) 4 mg/(kg·d)×3天，环磷酰胺(cyclophosphamide， Cy)1.8 g/（m2·d）×2天，甲基环己亚硝脲(simustine， MeCCNU) 250 mg/（m2·d）×1天，抗人胸腺球蛋白(antihuman thymus globulin， ATG) 2.5 mg/(kg·d)×4天。
供者动员及造血干细胞采集
所有患者均接受供者经GCSF动员后采集的骨髓和外周血干细胞联合移植。所有供者接受重组人粒细胞集落刺激因子(rhGCSF)5 μg/(kg·d)，连续皮下注射5-6天。第4天采集骨髓， 有核细胞要求达（3-4）×108/kg；第5-6天应用COBE血细胞分离机采集同一供者外周血干细胞，循环总量10 L，总单个核细胞达（3-4）×108/kg。
移植物抗宿主病预防和治疗
应用环孢菌素A+霉酚酸酯+短程甲氨喋呤方案。环孢菌素A 2.5 mg/（kg·d）静脉滴注，移植前9天至肠道功能恢复正常后改为口服，一般用至移植后9-12月；霉酚酸酯0.5 g每12小时1次，口服，移植前10天至植活后减半，后渐停药；甲氨喋呤移植后1天15 mg/m2，移植后3、6、11天10 mg/m2。cGVHD根据受累器官和广泛程度分为局限型和广泛型。局限型cGVHD 包括局限的皮肤损害和(或) 本病所致的肝脏损害。广泛型cGVHD 有下述二者之一加上另外4 项中任意3 项:①皮肤全身广泛受损; ②病理证实局部皮肤病变并兼有cGVHD 的肝损害。另外4 项包括:肝脏病理呈慢性重症肝炎或肝硬化，眼部干燥(Schirmer 试验湿度仅5 mm) ，唾液腺或口腔粘膜有本病病理，任何其他的靶器官受损 。发生cGVHD后根据情况加用皮质激素、CsA、MMF、FK506、依木兰等治疗。
植活监测
所有患者均于移植后6天始接受rhGCSF 5 μg/(kg·d)，连续皮下注射至嗜中性粒细胞绝对计数(absolute neutrophil count， ANC)≥2.0×109/L。连续3天 ANC≥0.5×109/L被认为白细胞植入；脱离血小板输注7天，血小板≥20×109/L被认为血小板植入。移植后行骨髓形态学、遗传学检查、HLA DNA分型及DNA指纹图(北京市公安局物证所进行)检查证实供者植入情况，每例患者均采用2种或以上指标。
流式细胞术检测分析
单克隆抗体及其他试剂 抗CD14，CD19PerCP及阴性对照单克隆抗体，溶血素均购自美国Becton Dickinson公司；抗BDCA1PE( Mouse IgG2a， clone: AD58E71)、抗BDCA2FITC (Mouse IgG1， clone: AC1441)、抗BDCA3APC(Mouse IgG1， clone: AD514H121 )单克隆抗体均购自德国美天旎公司。
细胞表面标记 每管取新鲜抽取的EDTA抗凝血至少100 μl，分别加入各种抗体及阴性对照抗体10 μl ，4℃避光孵育15分钟；加溶血素2 ml室温避光10分钟，溶解红细胞；然后300×g离心5分钟，弃上清，用PBS将标记细胞洗涤2次；加入含1%多聚甲醛PBS 200 μl， 固定后24小时内上流式细胞仪检测。
流式细胞仪检测 流式细胞仪为FACSort型（Becton Dickinson 公司产品，装备双激光管），应用Cellquest 软件进行数据分析。采用四色荧光标记活细胞膜，每份标本获取（1-2.5）×105个细胞，用FSC/SSC设门画出有核细胞群R1，以去除细胞碎片和死细胞；二维点图显示R1内细胞，设CD14、CD19 PerCP阴性细胞群为R2，显示R2群细胞，分析BDCA2 FITC阳性及BDCA1PE， BDCA3APC阳性细胞，即分别为PDC和MDC1、MDC2 ，并计算DC、MDC1、MDC2以及PDC占有核细胞的百分比。
统计学处理
实验数据应用统计软件SPSS 10.0进行分析，连续变量采用非参数MannWhitney U检验，cGVHD的发生率评估应用KaplanMeier曲线，P
结
果
病人特点
19位患者和12例健康亲缘供者纳入本研究，HLA配型3/6不合10例，2/6不合7例，1/6不合2例。发生cGVHD 11例，其中局限型7例，广泛型4例；复发2例，死亡5例，余无病生存。具体情况见表1。
外周血DC前体细胞晚期重建
正常对照组和患者移植前的DC及其亚群 12例来源于健康供者的外周血标本被作为对照组。白血病患者预处理前MDC1、MDC及DC在白细胞中所占百分比较正常对照组明显减低，分别为MDC1 0.03% vs 0.435%； MDC 0.045% vs 0.645%和DC 0.125% vs 0.76% (P均0.05，无统计学差异。各DC亚群的绝对值与百分比相类似，分别为MDC1 1.33/μl vs 26.7/μl； MDC 1.52/μl vs 35.56/μl 和 DC 7.89/μl vs 42.66/μl， 均较正常对照组明显减低，差异具有显著性（P0.05)； MDC/PDC比率为0.50 vs 4.21， 差异具有显著性(P=0.001)。
患者移植后DC亚群晚期重建 患者移植后晚期（移植后>100天）外周血DC各亚群的重建基本同步，各亚群在白细胞中所占比例随移植后时间推移逐渐恢复正常。如表2所示除移植后9月时PDC在白细胞所占比例为0.08%(0.04%-0.11%)，仍略低于正常对照组，两者有统计学差异（P=0.016）外，余各亚群所占比例均于移植后9月时恢复到正常对照水平，无统计学差异（P>0.05）。患者移植后晚期（移植后>100天）外周血DC各亚群数量的重建与比例重建基本相似，各亚群重建亦基本同步且亚群的数量与比例随时间推移逐渐恢复正常。如表3所示DC各亚群数量均于移植后9月时恢复到正常对照水平，与正常对照组无统计学差异（P>0.05）。MDC/PDC比率如前所述已于移植后30天时达到正常对照组水平，移植后晚期此趋势未出现改变，各时间点与正常对照组相比均无统计学差异（P>0.05）。
DC前体细胞晚期重建与cGVHD的关系
我们的研究显示，移植100天后所有患者的 cGVHD的累计发生率为57.89%(11/19)。移植后120天患者PDC中位绝对值为1.142/μl，我们以此值为分界点将患者分为高PDC组和低PDC组。高PDC组(PDC >1.142/μl) 9例患者中8例曾经发生 cGVHD，cGVHD的累计发生率为89.89% (8/9)；低PDC组（PDC ≤1.142/μl）10例患者中仅有3例发生cGVHD，cGVHD的累计发生率为30 %( 3/10)，明显低于高PDC组。应用KaplanMeier曲线进行分析，两组之间差异显著(P=0.007)(附图)。
我们对移植后120天的MDC/PDC也做了分组分析，结论和PDC相似，低MDC/PDC组cGVHD的累计发生率为明显低于高MDC/PDC组，但无统计学差异（P=0.068）。
Figure KaplanMeier plot of cumulative incidence of cGVHD by DC group at day 120 after transplantation. Log rank P=0.007.
患者移植后复发前后DC亚群变化
本研究过程中有2例患者出现复发，监测其复发前后外周血DC各亚群的变化，结果显示复发后各亚群比例及数量向患者移植前趋势转化。MDC1、MDC、总DC的比例及数量均较移植前下降，MDC2和PDC较复发前上升趋势(表4，表5)。
讨
论
AlloHSCT是血液恶性疾病及代谢性疾病的有效乃至唯一治疗手段［5］。移植后供者造血系统、免疫系统在患者体内重建，这可使患者移植后达到完全治愈，但同时也可导致移植物抗宿主病等移植相关并发症，从而使移植的疗效受到严重影响［14］。众所周知，树突状细胞起源于骨髓CD34+造血干细胞，广泛分布于除脑之外的全身各脏器；DC在天然性和获得性免疫应答中均有重要的作用［9］，但DC在移植后发生的免疫事件中的作用未完全清楚［15］，关于DC的研究始终是移植免疫研究的热点，日益受到国内外学者的关注。人体内DC的研究由于其数量很少，仅占外周单个核细胞的1% 以下，且缺乏特异性表面标志而不易进行。目前，外周血前体DC的识别主要通过许多谱系抗体阴性(lin-)，如CD3、CD14、CD19和CD56阴性且HLADR、CD4 或CD33 阳性来实现。许多研究已证实，DC细胞并非单一的细胞群，至少可将其分为两群细胞，CD123bright CD11c- PDC和CD123dim CD11cbright MDC。最近的研究显示，CD1c (BDCA1)， BDCA2， BDCA3和BDCA4 单克隆抗体可以快速、方便、有效地分离DC［16］，且其表达不被化疗及GCSF治疗下调［17］。
cGVHD 是alloHSCT后长期存活患者的主要并发症，不仅严重影响患者的生存质量，也是其非复发死亡的主要原因。在alloHSCT 后存活半年以上的病人中有60%-80%会出现cGVHD，尤其是非亲缘供者、HLA 不完全相合的亲属供者的异体外周血干细胞移植不断增加，以及非清髓移植后供者淋巴细胞的输注，使得cGVHD的发生率增加［18］ 。cGVHD 的发病机理尚不完全清楚， cGVHD 可能为一种Th2 疾病， Th2 细胞可通过释放IL4、IL5、IL6和IL10等细胞因子，诱导B 细胞增殖分化产生抗体，发挥体液免疫效应， 在cGVHD 发病中都分别起主导作用［19］。Arpinati等［11］和Porta等［15］发现移植后6个月时，出现cGVHD的患者PDC数量明显减少， Clark等［10］和Lamb等［20］研究显示，cGVHD患者DC均来源于供者，而宿主来源的DC仅在无cGVHD患者中发现，这提示混合DC嵌合可能诱导耐受或无能；同时还发现移植后出现cGVHD的患者PDC数量明显增高，我们的研究结果与此相似。患者移植后cGVHD的累计发生率为57.89%(11/19)，将移植后120天患者PDC中位绝对值1.142/μl作为分界点将患者分为高PDC组和低PDC组两组。高PDC组(PDC >1.142/μl) 9例患者中8例曾经发生 cGVHD，cGVHD的累计发生率为89.89% (8/9)；低PDC组（PDC ≤1.142/μl）10例患者中仅有3例发生cGVHD，cGVHD的累计发生率为30%(3/10)，明显低于高PDC组，应用KaplanMeier曲线进行分析，两组之间差异显著(P=0.007)。
DC是专职的抗原呈递细胞，可以呈递具有细胞遗传学异常的白血病细胞，尤其是DC1，通过诱导Th1发育促进抗肿瘤免疫。白血病患者DC数量减少，尤其是DC1数量减少，导致肿瘤细胞获得免疫逃逸。Reddy等［21］发现植入时低DC数量与清髓和非清髓移植后复发相关；我们的研究显示，患者移植前DC各亚群在白细胞中所占比例及数量较正常对照组减低，尤其以MDC1减少明显；复发后患者各亚群在白细胞中所占比例及数量向患者移植前趋势转化——MDC1、MDC、DC及MDC/PDC较复发前下降，而MDC2及PDC较复发前略有上升，这提示复发可能与DC诱导抗肿瘤免疫减弱有关。
总之，随着HLA 不合/单倍体相合HSCT不断增加， 深入探讨各种移植合并症发生机制，将有助于新的预防及治疗方案的发现。
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15Porta MD， Rigolin GM， Alessandrino EP， et al. Dendritic cell recovery after allogeneic stem cell transplantation in acute leukemia: correlations with clinical and transplant characteristics. Eur J Haematol， 2004; 72:18-25
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17Arpinati M， Chirumbolo G， Urbini B，et al. Use of antiBDCA2 antibody for detection of dendritic cell type2 (DC2) in allogeneic hematopoietic stem cell transplantation. Bone Marrow Transplantation， 2002;29:887-891
18Prezepiorka D， Anderlini P， Saliba R， et al . Chronic graftversushost disease after allogeneic blood stem cell transplantation. Blood， 2001; 98 :1695-1770
19Quaranta S， Shulman H， Ahmed A， et al . Autoantibodies in human chronic graft versus host disease after hematopoietic cell transplantation. Clin Immunol， 1999; 91: 106-116
篇（10）
0 引言
图像超分辨率（Super Resolution，SR）重建技术是对单帧或多帧的低分辨率图像进行处理以获得分辨率相对较高的图像，可以处理已有的低分辨率图像，在军事、医学影像、遥感遥测、高清晰度电视等领域有巨大应用价值[1]。空间分辨率提升的主要难题是如何获取低分辨率图像缺失的高频信息[2]。1984年，Tsai等[3]首次提出利用同一场景的低分辨率图像序列的互补信息实现图像分辨率提升的思想，而单帧图像超分辨率算法往往是多帧图像超分辨率重建的基础，且在很多实际特定的条件下仅能获取单幅低分辨率图像，因此单帧图像超分辨率更具有使用价值。
图像超分辨率技术方法按照实现的途径具体可以分为空域方法和频域方法。频域方法是从频域上消除存在的频谱混叠效应，从而改善空间的分辨率效果；空间域法则是在图像的像素尺度上，通过对图像各像素点的变换来改善图像质量的方法[4]。单帧图像超分辨率算法中较常用的是插值方法，有近邻插值、双线性插值、双三次插值等，其算法简单但重构图像边缘比较模糊，存在明显的锯齿效应[5]。而Sen等[6]提出压缩感知理论框架下利用贪婪匹配追踪算法重建高分辨率图像的方法，也可获得很好的重构质量。1987年，MALLAT算法将计算机视觉方向的多分辨率思路引入了小波分析的概念，提出了多分辨率分析的理论。基于小波理论的超分辨率重建应用广泛，利用小波理论和其性质进行图像的超分辨率重建的方法，是在重建过程中利用了图像的全部信息，并且引入了小波分析在边缘、细节信息处理上的优势，使得重建后的图像细节信息丰富，包含信息量更多。但有实验表明，基于小波的超分辨率重建后图像会出现块效应，这是由于对小波系数的估计是按照块估计。
平稳小波变换（Stationary Wavelet Transform，SWT）是在离散小波变换（Discrete Wavelet Transform，DWT）基础上变换而来的。与传统经典的DWT相比，SWT具有冗余性与平稳不变性的优势，所以能够比DWT给出与原始图像更加近似的图像估计结构[7]。
在图像处理中，经过SWT处理过后各个子带图像尺度大小不变，该平稳不变性能够很好地对各尺度下的小波系数进行再处理，对尺度之间的相关分析也更加方便。
本文提出了一种新的图像超分辨率重构算法DSNLM，将非局部平均（NonLocal Means，NLM）的概念融入超分辨率技术中，并且结合了DWT和SWT。该算法利用SWT来补偿在DWT过程中丢失的下采样信息，使更多高频细节信息得以保存；将NLM算法运用到对小波分解子带平滑高频成分中，以实现对各子带图像的滤波去噪。
3 DSNLM超分辨率重建算法
基于小波超分辨率算法由于DWT时转变方差会产生伪影，而本文提出的结合DWT、SWT及NLM的DSNLM超分辨率算法在抑制噪声同时不影响具有重要图像信息的小波系数。首先将低分辨率图像通过DWT和SWT，分别得到低频子带（LL）和垂直（LH）、水平（HL）以及对角子带（HH）三个高频子带；把通过DWT得到的四个子带图像信息分别用因子α=2进行双线性插值，这些通过插值得到的三个高频子带信息分别对应与SWT得到的高频子带信息进行叠加形成复合的LH、HL、HH子带信息；然后将三个复合高频子带信息与输入的低分辨率图像I0一起通过NLM滤波；最后再将这些滤波得到的LL、LH、HL、HH子带图像通过离散小波逆变换（IDWT）得到高分辨率图像。本文提出的DSNLM超分辨率重构算法的整体实现框架如图3所示。
5 结语
图像超分辨率重建已经引起了国内外专家学者的高度关注[16]。本文的主要研究工作是针对目前小波域图像超分辨率算法的不足，提出了一种将DWT和SWT相结合并融入NLM滤波的超分辨率图像重建算法DSNLM。利用CDF97小波实现了DSNLM算法与DWT、 SWT、DWTSWT以及WZPCS几种超分辨率图像重建算法的比较，从仿真数据结果可以看出本文提出的DSNLM算法在PSNR和SSIM评价指标上有显著的提高。
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篇（11）
文章编号:1004-373X(2010)18-0017-04
Implementation of ART Algorithm Based on Fixed Point DSP
SUN Yi-gang, WANG Qing-yong, ZHANG Hong-ying
(Aeronautical Automation College, Civil Aviation University of China, Tianjin 300300, China)
Abstract: DSP has high speed in the computation of mass data, a computation scheme based on fixed point DSP TMS320C6416 algorithm is proposed to increase the speed of ART image reconstruction in CT technology. This method based on the ART theory, and the merit in speed of the USB 2.0 in the data transmission and the fixed DSP in data processing. It takes the CYPRESS CY7C68001 as USB 2.0 interface chipset, the SDRAM as data buffer to make sure the high speed data communication between the DSP and the PC host; and runs and optimizes the ART algorithm with C language to reduce the time consumption in DSP computation. The experiment makes the Shepp_Logan model as the original image and performs the computation of reconstruction algorithm, and the result indicates that the method is feasible.Keywords: DSP; CT image reconstruction; ART algorithm; SDRAM
0 引 言
计算机层析成像技术(CT)已经广泛应用在医学及工业检测领域。图像重建是CT技术的关键内容,有两类方法:解析算法和迭代算法。迭代算法中比较常用的是代数迭代算法(algebraic reconstruction technique,ART)。ART算法适合于不完全投影数据的图像重建,抗噪声干扰能力强,还可以结合一些先验知识求解;但不足是计算量大,重建速度慢,已成为该算法应用发展的瓶颈[1]。若射线条数为I,ART收敛于最优解约需(3~8)I次的迭代,在ART重建方法中,对于┮环n×n的图像,取m个投影,每个方向的投影有n条射线,如果直接用ART方法重建,则系数矩阵的元素个数约为o(n4);对于一幅256×256或者更大的图像,计算量巨大。目前对ART算法的研究主要是针对算法本身,还不能把算法直接固化到硬件中实现,该算法在通用计算机上进行图像重建时速度慢,耗费时间长[2-3]。
选用高性能的处理器能够有效提高图像重建的速度,目前DSP技术已经广泛应用各种领域,如图像处理[4-5],这主要是因为DSP技术适合应用于有大量的数据,并且数据需要较为快速的数学计算场合[6]。DSP技术在ART算法计算中的应用能够有效缩短该算法的图像重建时间,从而有助于进一步扩大CT技术的应用范围。本文选用TMS320C6416是一款高性能的定点DSP,主频高达1 GHz,能力处理可达8 000 MIPS,并且有专门的硬件乘法器,可满足CT图像重建中大量数据需要高速计算的要求。
1 ART算法原理
ART算法首先是将要重建的图像离散化,即假设在所要重建的未知图像上叠加一个n×n方格网,方格网内的每个单元表示相应的像素,像素值为常量,断层截面与投影的几何布置见图1所示。
图1 断层截面与投影的几何布置
该图像重建算法可用下列线性方程组表示:
r11f1+r12f2+…+r1NfN=p1
r21f1+r22f2+…+r2NfN=p2
rM1f1+rM2f2+…+rMNfN=pM(1)
式中:N=n×n为像素总数;M为投影射线总数;rij为投影系数,即加权因子,反映了第j个像素对i根射线积分的贡献;fj表示第j(j=1,2,…,N)个方格(像素)内的常量值。┦(1)写成i,j=1,2,…,NЬ卣笮问轿:
RF=P(2)
式中:R=(rij)M×N为投影系数矩阵;F=(f1,f2,…,fN)T为图像矢量;P=(p1,p2,…,pM)T为投影矢量。对于式(1)的求解一般不直接通过矩阵求逆的方法求解,而采用迭代算法。迭代公式如式(3)所示:
Xi=Xi-1-αRiXi-1-piRi•RiRi(3)
式中:i表示射线号;X表示需要重建的图像向量;Ri表示投影系数矩阵的i行;α代表松弛系数,取值范围为(0,2)。
2 CT图像重建ART算法的DSP实现
2.1 ART算法数据的定点DSP表示
ART迭代算法中含有大量的实数数据,包含有整数部分和小数部分。结合定点DSP和ART算法的特点,本文采用了两种数据表示方法:定标法和直接表示法。
定标法,通过小数点的不同位置来表示不同的实数,小数点前为整数部分,其后为小数部分。本文采用32位定点DSP,所能表示的整数数值范围为[-232-1, 232-1-1]。定点DSP在表示算法数据时,需要考虑计算数据的数值范围[7]。针对定标法,考虑了该算法的如下参量值[1]:
(1) 投影系数矩阵元素,见图1。它表示所要重建图像的像素对射线积分的贡献,值等于射线穿过像素所占部分的面积,其数值取值范围为[0,1];
(2) 投影矢量pi,pi=∑jrijxj。表示i根射线经过的所有像素总的投影之和。其中,rij为投影系数矩阵元素;xj为j号像素的像素值。为了说明情况,设定rij数值均为1,将xj设为灰度值255,pi为232-1-1,求得j的总数约为1.7×107(图像数据矩阵约4 000×4 000)。换言之,当投影矢量元素为定标法所能表示32位定点数的最大值时,图像数据矩阵约为4 000×4 000,每个像素的灰度值为最大值255;投影系数矩阵元素rij均为1。实际中,图像数据矩阵一般小于4 000×4 000,并且投影系数矩阵是含有大量零元素的稀疏矩阵[1],故投影矢量pi可用32位定点数表示。
(3) 松弛系数。该值范围为(0,2),目前已经有大量的试验表明,选择低的松弛因子,一般为[0.05,0.25],往往能获得较好的重建结果,在某些投影噪声很大的情况下,松弛因子会选得更低,本文选择0.05;
(4) 图像灰度。每一个像素的灰度值由8位表示,值域为[0,255]。
由上述4点可知,采用定标法能够满足ART算法中参量数据的数值范围要求。
直接表示法:编译环境支持直接表示浮点数据,即将相应的数据类型定义为float型,其在内存中是按指数形式存放的。定点DSP对于直接法表示的浮点数据,没有硬件单元来直接进行浮点运算,是以整型数据计算的形式,通过软件算法进行浮点数据运算的。
作者在实现定点DSP算法的计算中,首先使用直接法表示DSP接受到的该算法参量数据,并编写算法程序,即将接收到的数据类型定义为float型,以确保接受正确数据;其后的优化算法则将参量float型浮点数据转化为定点形式,以定标法为手段[4,7]优化算法。
总之,在ART算法图像重建计算中,定点DSP能够满足算法参量数值范围的要求,并能实现算法计算。
2.2 算法的DSP计算实现
本文以DSP和PC机的USB2.0协议数据传输及DSP计算过程来实现ART算法的定点DSP计算方案。
2.2.1 数据传输过程[8]
(1) 数据传输硬件实现。DSP作为USB的设备端;PC作为USB的主机端。ART算法每次计算所需数据量大,故首先将探测器得到的数据,即投影系数矩阵数据从USB主机端通过USB 2.0接口传给SDRAM缓存,DSP从SDRAM取数进行算法计算,计算所得的最终结果存放在SDRAM,然后再通过USB 2.0接口返回给主机端,显示重建后的结果图像。数据传输过程的硬件框图如图2所示。
图2 数据传输过程的硬件框图
在图2中,SDRAM为大容量的64位缓存,配置在DSP的EMIFA(外部存储器接口A,64位的数据宽度)的CE0空间,DSP映射地址范围为0x80000000~0x8FFFFFFF。在USB 2.0接口芯片(CY7C68001)进行数据传输时[9],数据宽度为16 b,配置在EMIFB(外部存储器接口B,16位数据宽度)的CE3空间,DSP地址映射范围为0x6C000000~0x6FFFFFFF。
(2) DSP及PC机的数据传输实现[10]:采用USB 2.0的bulk批传送方式传输数据。对于数据传输,考虑两种方法,并结合算法特点进行了取舍。
椒ㄒ:在发送端将实数小数点后移,即放大发送前的数据,再将放大后的数据转化为shortint,使其满足USB 2.0接口的16 b的数据宽度,然后在接收端将得到的相应数据小数点前移,以恢复发送端的数据。该方案只能处理整数类型的数据,对于含有小数部分的实数只能保证正确接收到数据的整数部分,传输数据误差大。由于ART算法的参量数据大多为含有小数部分的实数,故本文没有采用这种方法。
方法二:直接传输浮点型数据,以确保算法参量数据的正确传输。一方面,由于USB接口芯片CY7C68001寄存器均以8 b数据宽度操作,本文方法是一种利用标准C语言的共用体结构(结构内的成员共同占有同一段内存单元),共用体内成员为一个浮点型数据(32 b)和4个字符型数据(4×8=32 b),每次针对字符型数据(8 b)进行读写操作。另一方面,由于USB 2.0接口的数据宽度是16 b,决定了浮点型数据不能一次传输,本文采用2次传输,在DSP设备端,根据接口芯片(CY7C68001)对OUT型端口(端口号2,端口号4)的读操作进行相应顺序的整合后,完成一次浮点数据的接收,另外采用同样的方法,将结果数据以浮点类型传送给PC主机端,显示重建图像。
2.2.2 DSP计算过程
(1) TI CCS环境下对算法计算时间测定;
(2) PC端发送投影矢量数据,并缓存在SDRAM;
(3) PC端发送投影系数矩阵的第一行,同样缓存在SDRAM;
(4) DSP针对投影系数矩阵的第一行进行算法计算,并将计算结果缓存在SDRAM中;
(5) DSP计算完成后,PC端发送投影系数矩阵的第二行数据,并将其缓存在SDRAM中;
(6) DSP针对投影系数矩阵的第二行进行算法计算,并再次将计算结果缓存在SDRAM中;主机端根据TI CCS环境下测得的算法计算时间暂停发送数据;
(7) DSP计算完成后,PC端发送投影系数矩阵的第三行数据,过程一直循环,直到PC端将投影系数矩阵数据传送完毕,即DSP完成一次迭代计算;
(8) 下次迭代计算时,DSP直接从SDRAM中取数进行算法计算。
DSP将计算的最终结果缓存在SDRAM,并通过USB 2.0接口传送给PC机进行图像显示。DSP计算过程流程图如图3所示。
图3 DSP计算过程流程图
3 实验结果
实验以Shepp_Logan的头部剖析图(80×80)作为原始图像,设定射线投影次数为90次,每次的射线为70束,即投影矢量数据总数是6 300(90×70);投影系数矩阵为R (6 300×6 400)。实验使用USB 2.0协议进行算法数据的传输,在TI CCS 2.2编译环境进行ART算法编程及运行时间测试,首先采用标准C语言编程,直接将算法计算中的数据定义为浮点型,故ART迭代计算公式以投影矢量的6 300个浮点数据以及投影系数矩阵的1行6 400个浮点数完成公式的单次计算。
作者使用CCS profile功能测试ART算法迭代公式(见式(3))计算1次所需时间。测试结果见图4。
图4 迭代公式计算1次时间
图4中,Incl.Total表示DSP在统计工程中剖析代码段消耗的所有时钟周期数,TMS320C6416的主频为1 GHz即周期为1 ns。可得,迭代公式的单次计算时间为8.768 6 ms,进行1次迭代需要6 300次同样的计算,花费的时间约为55 s。如果多次迭代,算法计算的耗费时间将不能够满足实时性要求,其代码需要被进┮徊姜的优化。通过对算法代码进行分段时间测定发现,浮点数除法运算耗费时间最多,其次为浮点数乘法运算。采用的优化方法主要有[11]:采用TI IQmath库进行重新编写乘除计算;将数组以指针的形式替代表示;将多重for循环展开,优化后将算法迭代公式单次计算时间缩短为0.735 6 ms。另外,本文在Microsoft Visual C++6.0环境中使用标准C语言同样编写算法程序,并测得其算法耗费时间0.793 7 ms,如表1所示。
表1 定点DSP与PC处理器计算时间比较
定点DSP(TMS320C6416)PC AMD处理器(Athlon 3000+,1.81 GHz)
标准C语言乘除运算代码优化后
8.768 6 ms0.735 6 ms0.793 7 ms
通过对表1的分析,被优化后定点DSP算法的代码计算时间比PC AMD处理器进行同样的计算减少0.058 1 ms,即减少了7.32%。
4 结 语
CT ART重建算法所需数据量大,重建时间长。本文通过USB 2.0协议传输算法数据,以及对该算法进行定点DSP (TMS320C6416)的片上算法计算,使其成为该算法在当前PC环境下实现的另外一种可选方案。实验结果表明,选用定点DSP能有效提高ART算法的CT图像重建速度,从而验证了本文方案的可行性。当然,本文算法本身还不是最优的,DSP片上的算法计算还有进一步的优化空间,采用多DSP并行计算也会提高算法的计算速度,这些都是作者今后进一步研究的方向。
参考文献
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