基于医学图像拼接的微表面三维测试系统开发

引言

对于消化道疾病的诊断，目前最常用的方法是采用内窥镜，但传统1. 引言

MEMS（微机电系统）广泛地应用于自动控制、信息、生化、医疗、环境监测、航空航天和国防军事等各个领域[1] [2]。随着MEMS器件的迅速发展，对其测试技术也相应的提出了更高的要求，如应最大可能同时具有大视场、横向和纵向分辨率高等性能[3]。干涉测量技术和光学显微镜相结合，具有表面信息直观、测量精度高和全视场三维测量等优点，常被用于表面显微结构的测量[4]；尤其是引入相移干涉技术后，使得干涉显微镜的测量精度大为提高。而为了取得高分辨率，视场会非常小。如果要保持分辨率为一个常数，则需要使用更大的检测器阵列，但最多也只能得到二倍的区域；还有一个途径可以得到更大的视场，就是将一些较小范围视场的测量结果进行拼接[5]。

本文基于计算机微视觉和显微干涉技术测试平台，加入电控二维平移系统；利用重叠区域的匹配对被测件子区域图像进行拼接，并对不同比例的重叠区域做了对比实验，对结果进行误差分析和平面度评价。

2. 基本原理

2.1相移显微干涉检测原理

相移显微干涉系统的主要构架如图1所示。系统采用中心波长为617nm的orange-red LED提供连续照明。分光路干涉显微镜选用Mirau型干涉[6]：从光源出发的光束经显微物镜后透过参考板，被分光板上的半透半反膜分成两路。一路透过分光板后透射到被测面上，反射后经分光板和参考板回到显微物镜。另一路被分光板反射到参考板上表面的小镜面上，从小镜面上反射回的光束再次被分光板反射，然后穿过参考板到达显微物镜。两束光在显微物镜视场中会合并发生干涉。使用CCD采集干涉图样并传输到计算机进行后续处理工作。将干涉物镜与纳米定位仪的执行部分组合固定，定位仪施加不同的电压，其执行部分PZT（压电陶瓷传感器）带动干涉物镜产生垂直于载物平台方向的步进位移。PZT带动干涉物镜每移动一次，计算机进行一次图像采集[7]。

相位提取算法本文将采用五步相移算法（Hariharan）[8]。每次相移90°，一共五次，得到五幅连续的相移干涉条纹图。通过以下公式，可以用五幅干涉图的光强得到每一个像素点的包裹相位值。

其中 是像素点（x，y）的包裹相位值， 为第i幅干涉图在（x，y）点的光强。而由于物体表面高度的相位变化范围通常超过一个周期相位变化的范围，得到的相位分布被包裹，形成呈阶跃分布的不连续的相位分布图样。因此需要进行相位展开（或相位解包裹，phase unwraping），将多个截断相位的区域拼接展开成连续相位 。本文相位展开后的图像，其元素包含的数据是相位 信息，需要经过相位－高度转换才能得到每个像素点的离面高度数据：

其中 是光源的波长。

2.2微表面三维测试系统概述

测量系统分为以下四个子系统，如图2所示：

相移显微干涉系统：为本文系统的测试基础，其基本原理在上一节讲明，实现视场内被测件表面高度信息的测量。

二维电控平移系统：主要包括二维电控平移台、控制平移台运动的驱动器、灵活设计脉冲的单片机以及提供合适电压的直流稳压电源，实现了被测件的面内平移，扩大了被测表面的测量范围，解决了物镜视场局限的问题。并加入精密升降台一个，以方便被测件的调焦对准。

采集系统：包括CCD和图像采集卡，用于图像信息的采集。

图像处理系统：为本文系统的核心部分，对采集的图像信息进行拼接、相位提取、相位展开等处理，输出对被测表面测量的结果。

3. 拼接测量

为了保证一定的分辨率，采用较高倍率的显微镜，因而视场范围很小。比如，放大倍率为50×，又CCD使用800×800像素的阵列，实测的范围仅为173.6×173.6 。，为得到高分辨率大视场的结果，将测得的较小范围视场的结果进行拼接。被测件分割成有重叠部分的区域分别测量，利用重叠区域将邻近的两幅图拼接，需要知道在测量时样品被移动的精确距离，可通过电控平移台的精确定位实现。通过单片机设定的脉冲可以控制平移台移动的距离：

其中，S是电机步距角： ；L是螺杆导程：1mm；P是脉冲数；F是电控平移台驱动器的细分数。最大可取128细分，平移台的最小位移量可达39nm。

本文将被测件分为四个邻接的表面按2×2阵列分开。由于每个子区域的测量都使用了相移技术，经过相位展开的处理后，子区域在离面位置上有偏差，其灰度图很明显的可以看出子区域平面的不一致。选取第一个子区域的底面部分作为基准建立平面方程：

a（1）x+a（2）y+a（3）+z=0 （4）

将其它子区域的底面分别按照此基准进行修正。然后，对得到的表面信息通过平面度的评定，以了解拼接对被测表面平面度的影响。

4. 实验分析

本文使用美国标准计量局（NIST）认证的标准三角形台阶作为被测件进行测试实验。图3是重叠度为35% 时利用式（1）得到的子区域的包裹相位图。图4是拼接后的未调平的灰度图。图5是调平后的灰度图。图6是调平后的3D形貌图。

分别对其三角台阶表面和底面的平面度进行评定，得到台阶表面平面度为4.100nm，底面平面度为2.725nm。考虑重叠区域比例大小对拼接的影响，又分别在重叠度为20%和35%的情况下进行拼接测量，得到对比数据如表1。

在实验过程中，发现重叠比例越大，拼接效率越高，据以上数据分析显示平面度也越好。但是，若针对较大型的被测件，重叠度越大，则子区域数量越大，拼接次数也越多，拼接过程造成的误差累积也越大，且影响了拼接的速度。综合考虑以上因素，可选取重叠度20%进行拼接。

5.小结

本文对微表面三维测量进行系统的研究和探讨，搭建了测试平台、设计了相关图像处理程序，通过实验验证了系统的可行性，并进行一组对比实验，对不同重叠度的影响进行了有益的探讨。

参考文献

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本文来自： 赛微电子网-电子工程师社区 原文地址：http://www.srvee.com/med/apply/jyyxtxpjdwbmswcsxtkf_3401.html内窥镜使用插入导管的方式，存在着诸多弊端，例如操作困难；属于有创检测，给病人带来很大的肉体痛苦；诊察范围有限，仅限于诊断上消化道及大肠的病变，而对小肠疾病的诊断存在很大的盲区等等。[1]鉴于此，近十年来，世界各国有不少科研机构在从事人体消化道无创检测设备的研究开发工作，而本文所提到的无线胶囊内窥镜系统就是其中有代表性的设备之一。

本论文重点介绍了一种无线胶囊内窥镜诊断系统体外接收器的原理与结构。该系统采用双片高速单片机（Silicon Laboratory 8051F130）与FPGA、FIFO相结合的架构，成功实现了将体内胶囊内窥镜传输出的图像数据实时接收存储的功能。

在数据存储上则采用了Sandisk公司的4G大容量高速CF卡SDCFH-4096对采集的数据信号进行存储，满足了实时非压缩数据信号对大容量存储空间的要求。

1 体外无线接收存储系统的组成

无线胶囊内窥镜体外接收存储系统的接口框图如图1所示。整个系统可以分为数据接收与同步模块和数据存储模块两大基本模块。

1.1 数据接收与同步模块

数据接收与同步模块包括模拟射频接收器、低通滤波器、箝位电路、视频放大器、同步检测器、模数转换器、信号处理器MCU1等。

从模拟射频接收器接收的帧模拟信号经过低通滤波器滤掉高频干扰分量。低通滤波器采用无源三阶巴特沃斯滤波器实现。射频接收器输出的是交流耦合信号，经低通滤波器后仍为交流耦合信号，为了恢复信号的直流分量，必须对通过箝位电路对其进行箝位。经箝位电路后，信号的直流分量将为0.38V。视频放大器的作用是对箝位电路输出的信号进行适当的放大，一方面提高信号的幅值，便于进行模数转换，另一方面，可以提高驱动能力，带动后级负载。同步检测器的功能是从输入的信号中分离出帧同步和行同步信号，使得可以采用模数转换器转换图像数据。同步检测采用对信号幅值进行比较的方法实现，其具体结构是一个电压比较器。信号处理器MCU1的作用在于通过检测同步检测器的输出信号判定帧同步信号与行同步信号，据此控制AD转换器的CLK信号，向后续的数据存储模块提供相应的同步标志位SYNC，同时控制数据存储模块的部分电路。

1.2 数据存储模块

数据存储模块包括CF控制器MCU2、FIFO、FPGA、CF卡等部分，详细结构及原理过程将在第3部分作进一步介绍。

2 CF卡简介

2.1 CF卡结构与工作模式

CF卡是体外接收存储系统的存储介质，其结构如图2所示。CF卡全称Compact Flash卡，由控制器与Flash存储器两大部分组成。控制器主要用来实现与主机的接口并控制数据在存储模块中的传输，Flash存储器主要负责数据的存储。控制器通过协议转换，将外设对Flash Memory的读写转化成对控制器的访问，统一了读写访问的标准（符合PC机内存卡国际联合会PCMCIA和ATA接口规范），从而保证了不同CF卡的兼容性。[2]同时CF卡采用了缓冲区结构，使CF卡与外界通信的同时可以对内部Flash Memory进行操作，提高了数据传输的速率。

CF卡支持包含Memory Mapped、I/O Card和True IDE在内的三种访问模式。本系统采用的是True IDE模式。上电时，将OE-脚置为低电平，则CF卡进入True IDE模式。上电时，OE-为高电平，CF进入PCMCIA模式，即Memory Mapped模式或I/O Card模式。然后可以通过配置选项寄存器进入相应的模式。

2.2 CF卡的操作方式

CF卡与硬盘类似，采用柱面/磁道/扇区的方式组织存放数据。[3]其扇区寻址方式有逻辑寻址（LBA）和物理寻址（CHS）两种。物理寻址方式（CHS）使用柱面、磁头、扇区号来表示一个特定的扇区；逻辑寻址方式（LBA）将整块CF 卡进行同一寻址，在访问连续的扇区时，操作速度比物理寻址方式要快，而且也简化了对磁盘的访问。文中使用逻辑寻址方式（LBA）。二者的换算关系为逻辑LBA地址=（柱面号×磁头数+磁头号）×扇区数+扇区号-1。

3.1 FIFO与FPGA、MCU2协同工作流程

作为该体外接收存储系统接收信号的发射源，无线胶囊内窥镜使用的是由Omnivision公司提供的OV6650微型图像传感器。其输出图像大小设定为CIF格式（352×288），图像格式为Raw RGB。[4]为降低功耗，胶囊内窥镜采用输出一帧图像后即进入休眠状态的工作方式。每帧图像的持续时间约为63ms，两帧之间的休眠时间约为430ms。单帧图像的数据量在90K左右。图像数据的每帧数据量大，传输速率快，在图像传感器的PCLK管脚输入为2MHz的情况下，每个像素点的传输时间为500ns。考虑到今后提高传输速率的需要，采用在胶囊工作时用MCU1控制FIFO，直接将一帧图像数据缓存，在胶囊休眠期间将FIFO中的图像写入CF卡的解决方案。另外考虑到以后扩展的方便，在设计中采用了FPGA作为FIFO与高速单片机MCU2 （8051F130）之间的读操作时钟源，完成单片机对FIFO的读时序控制。

数据存储模块的具体电路连接图如图3所示。该部分结构对应于图1的虚线框。FIFO采用Cypress公司的CY7C4291V。该低电压FIFO芯片的缓存为128K×9。[5]AD转换芯片采用TI公司的ADS931。MCU采用Silicon Laboratory公司的8051F130，经过倍频后可达到100MIPS的处理速率，可为以后系统升级预留足够的空间。

滤波箝位后的模拟帧数据信号在MCU1产生的时钟信号CLKIN的控制下，经过ADS931转换为8位数据。MCU1同时向CY7C4291V提供WCLK、/WEN1、WEN2引脚的输入控制，将模数转换后的图像数据缓存入FIFO。在检测到SYNC_IN管脚输入的一帧结束标志后，MCU1停止向ADS931及FIFO输出时钟，并向FPGA的SYNC管脚提供一个脉冲。此时对FIFO的控制权转交给FPGA。在FPGA产生的RCLK，/REN1，/REN2，ADCLK1的时序控制下，MCU2将FIFO中所缓存一帧图像以较低的速率读入，并写入CF卡缓存，达到了与CF Card写入周期的匹配。[6]

FPGA各引脚时序图如图4所示。

3.2 向CF中存储数据

对CF卡的操作只需读写任务寄存器即可。CF卡共有30条指令，数据读写的最小单位为1个扇区。8位格式访问时对应1个扇区数据量为512字节，16位格式访问是对应1个扇区数据量为256字。连续存取字节两次则依次存取数据寄存器的偶字节和奇字节。本系统中采用8位模式进行操作。在MCU2对CF卡进行写入操作之前，先向命令寄存器写入0Efh，将默认的16位模式改为8位模式。每次执行CF卡命令前，需要读取状态寄存器（偏移量为07H）来确定当前CF卡所处的状态。状态寄存器D7位为零，表示控制空闲；D6，D4均为1，表示CF卡准备好接收下一条指令。执行命令前，程序要写7个寄存器，其中前6个为参数，最后1个为命令码。[7]读扇区命令字为20H或21H，写扇区命令字为：30H或31H。其中扇区读写流程如图5所示。

在实际的程序运行过程中，在FIFO存储完一帧图像数据后，FPGA开始向MCU2提供ADCLK1时钟。在MCU2检测到第一个时钟下降沿时，向CF卡任务寄存器写入写卡指令，之后读CF卡状态寄存器，当返回值为58H时，表明CF卡已进入等待数据写入状态。在之后的每个ADCLK1的下降沿，对应一个像素点的8位数据从FIFO读入MCU2，随后即时送入CF卡的缓存。当一个扇区的数据，即512Bytes的数据写入缓存后，CF卡需要一定的响应时间等待写扇区指令的执行。所以FPGA在产生连续512个周期为200us的ADCLK1后将产生一个800us的延时，从而保证CF卡有足够时间写入一个扇区的数据，避免丢失数据的情况发生。在此同时，程序查询状态寄存器的值，若为50H，说明一个扇区的数据已被写入CF卡。此时FPGA继续产生ADCLK1时钟，MCU2则继续在时钟下降沿查询FIFO的输入，并将其写入CF数据缓存，如此重复写入数扇区，直至一帧图像数据完全写入CF卡为止。

4 实验结果与结论

（1） 采用4G的CF卡（SDCFH-4096）实现了连续6.2小时的图像录制，与胶囊内窥镜系统在人体内由SR69W氧化银电池供能条件下可连续工作时间（7小时左右）相近，基本满足了实时存储内窥镜图像的要求。在对胶囊端的工作频率进行提高后，有望达到更高的图像接收速率。

（2） 图6为使用该系统接收的一帧CIF格式8位色Raw RGB图像数据在PC上还原得到的图像，图像质量较为理想。这说明接收器可以正确接收同步图像信号并正确写入CF卡。

（3） 由于受模拟传输干扰的影响，接收图像会随机出现同步位错误造成的图像失真（图7），具体出现概率主要取决于接收器的接收频率是否准确，总体上对接收图像的影响不大。

经过实验证明，按此种方案设计的无线胶囊内窥镜体外接收存储系统可以满足实时接收并存储WCE（Wireless Capsule Endoscopy）模拟图像数据的要求。

参考文献：

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