專利名稱：一種基于電子倍增ccd的擴(kuò)散光學(xué)層析成像系統(tǒng)及方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明屬于生理參數(shù)測量技術(shù)領(lǐng)域，具體涉及應(yīng)用擴(kuò)散光學(xué)層析成像技術(shù)，
背景技術(shù)：
擴(kuò)散光學(xué)層析成像(Diffuse Optical Tomography, DOT)技術(shù),是利用近紅外光照射組織體，探測經(jīng)由組織體出射的擴(kuò)散光，從而獲得人體組織的光學(xué)參數(shù)分布圖像，并由這些光學(xué)參數(shù)推測出組織的生理狀況和病變信息，進(jìn)而實(shí)現(xiàn)對(duì)疾病的診斷。擴(kuò)散光學(xué)層析成像技術(shù)具有無創(chuàng)、安全、非電離輻射和高特異性等特點(diǎn)，在乳房腫瘤的早期診斷[1_3]、腦功能成像[4’5]和小動(dòng)物成像[6’7]等領(lǐng)域具有極大的實(shí)際應(yīng)用潛力。但是，與其他已經(jīng)成熟的成像方式相比(如CT、MRI等等)，D0T技術(shù)最大的不足就是空間分辨率較低(約在cm量級(jí))。為了提高成像的空間分辨率，一個(gè)最可靠的辦法是增加光源和探測器的數(shù)量，即提高空間的采樣率[8]。使用CCD探測器和空間掃描光源的代替?zhèn)鹘y(tǒng)接觸式DOT測量系統(tǒng)中的光纖陣列，可以極大的提高源和探測器的數(shù)目[8]。但是，大量的測量數(shù)據(jù)，會(huì)帶來大量的數(shù)據(jù)處理時(shí)間和計(jì)算時(shí)間，為成像算法帶來了挑戰(zhàn)。尤其在某些需要滿足動(dòng)態(tài)成像的要求的情況下，一個(gè)合理的數(shù)據(jù)采集方式與一個(gè)高效而精確的重建算法顯得至關(guān)重要。為了提高計(jì)算效率，可以運(yùn)用三維的蒙特卡洛模擬，較以往的模擬速度整整提高了 300多倍，為DOT的重建算法提供了圖形處理器并行計(jì)算的可能性?；虿捎弥苯幽娼馕龈袷?，避免了傳統(tǒng)優(yōu)化算法的迭代運(yùn)算，大大提高了重建算法的計(jì)算效率。也可采用調(diào)制光源照明及壓縮傳感技術(shù)，在節(jié)省光源掃描時(shí)間的同時(shí)，最大限度的實(shí)現(xiàn)了 CCD有效信息的提取。雖然國內(nèi)外各個(gè)課題組都致力于提高DOT的成像質(zhì)量和計(jì)算效率，但是因?yàn)榻M織體對(duì)近紅外光的高散射性，DOT技術(shù)目前存在的主要問題仍然是空間分辨率的不足。而且， 臨床上對(duì)動(dòng)態(tài)成像的要求越來越多，如何快速而有效地處理大量的測量數(shù)據(jù)，目前還沒有特別理想的方法。針對(duì)非接觸的測量方式，光在空間中傳播的擴(kuò)散角度對(duì)重建的影響也沒有涉及。[I] A. Corlu, R. Choe, T. Durduran, M. A. Rosen, M. Schweiger, S. R. Arridge, M. D. Schnall, and A. G. Yodh, Three-dimensional in vivo fluorescence diffuse optical tomography of breast cancer in humans， Opt.Express, Vol(15)， 6696-6716(2007).[2]T.S. Chan L Chen. N Chen. Mo, w.Quantitative characterization of optical and physiological parameters innormal breasts using time-resolved spectroscopy in vivo results of 19 Singapore women. J. Biomed. Opt. ,14(6) 064004(2009).[3] P. Taroni , D. Comel I i , A. Pifferi , A. Torricelli，and R. Cubeddu, “Absorption of collagen effects on theestimate of breast composition andrelated diagnostic implications,，，J. Biomed. Opt. 12,014021 (2007) ·[4]S. Perrey. Non-invasive nir spectroscopy of human brain function during exercise. Methods,45(4) :289-299, 2008.[5] J. Selb, D. K. Joseph, and D. A. Boas, “Time-gated optical system for depth-resolved functional brainimaging,，，J. Biomed. Opt. 11,044008 (2006).[6] R. Weissleder and. V. Ntziachristos，“Shedding light onto live molecular targets,，，Nature Med. 9,123-128 (2003) ·[7]A. Koenig, L. Herve, V. Josserand, M. Berger, J. Boutet, A. D. Silva, J. _M. Dinten, P.Peltie, J. -L. Coll, and P.Rizo, uIn vivo mice lung tumor follow-up with fluorescence diffuse optical tomography,，，J. Biomed. Opt. 13,011008 (2008) ·[8]C. D. Andrea, N. Ducros, A. Bassi, et al, Fast 3D optical reconstruction in turbid media using spatiallymodulated light, Biol. Opt. Express, Vol. I, No. 2, 471-481(2010).[9]Simon R Arridge, John C Schotland, Optical tomography forward and inverse problems, INVERSEPROBLEMS, VOL. 25,123010 :1-59(2009).

發(fā)明內(nèi)容
因?yàn)榻M織體對(duì)近紅外光的高散射性，DOT技術(shù)目前存在的主要問題仍然是空間分辨率的不足的問題。本發(fā)明針對(duì)此問題，提出一種能夠提高空間采樣率，進(jìn)而提高成像的空間分辨率的擴(kuò)散光學(xué)層析成像系統(tǒng)。為此，本發(fā)明采用如下的技術(shù)方案—種基于電子倍增CCD的擴(kuò)散光學(xué)層析成像系統(tǒng),包括穩(wěn)態(tài)激光光源、平移臺(tái),率禹合透鏡，鏡頭，電子倍增CCD和計(jì)算機(jī)，由穩(wěn)態(tài)激光光源發(fā)射出的穩(wěn)態(tài)激光，經(jīng)過入射光纖照射到仿體或待測物體上，由平移臺(tái)帶動(dòng)光纖頭移動(dòng)，使得激光照射到仿體的各個(gè)成像點(diǎn)， 之后鏡頭接受經(jīng)由仿體而出的透射光，使其在電子倍增CCD中成像，成像結(jié)果被傳送至計(jì)算機(jī)，由計(jì)算機(jī)實(shí)現(xiàn)圖像重建。本發(fā)明同時(shí)提供一種采用上述系統(tǒng)實(shí)現(xiàn)的圖像重建方法，該方法假設(shè)光源的個(gè)數(shù)即亦即平移臺(tái)掃描的點(diǎn)數(shù)為SX S，電子倍增CXD獲取的圖像有DXD個(gè)像素點(diǎn)，即有DXD個(gè)探測點(diǎn)，系統(tǒng)結(jié)束圖像采集時(shí)共得到SXS幅均勻平板仿體的圖像和SXS幅待測平板仿體的圖像，包括下列步驟I)根據(jù)光源位置的不同，將每個(gè)光源照射下的均勻平板仿體圖像和待測平板仿體圖像合并為一組，此時(shí)可得到SXS組圖像，每組圖像中包含有一幅均勻仿體的圖像和一幅待測仿體的圖像，由于圖像的像素點(diǎn)的幅值代表著該位置的出射光強(qiáng)，所以每幅圖像共可得到DXD個(gè)出射光強(qiáng)，這里用ItlOv rd)表示光源在光源位置rs處照射、在探測點(diǎn)位置！^ 處探測得到的經(jīng)過均勻仿體的出射光強(qiáng)，I(rs，rd)表示光源在光源位置rs處照射、在探測點(diǎn)位置rd處探測得到的經(jīng)過待測仿體的出射光強(qiáng)。2)將在同一個(gè)光源位置&處，每組待測平板仿體和均勻平板仿體的圖像中對(duì)應(yīng)同一探測點(diǎn)！^的出射光強(qiáng)作比，得到相對(duì)量r(rs,rd) = ^^，此時(shí)，對(duì)于每組圖像，共可以得到DXD個(gè)T(rs，rd)值，表現(xiàn)為一個(gè)DXD的矩陣Mtl，矩陣的每個(gè)元素代表對(duì)應(yīng)于(rs，rd)所測量到的相對(duì)量T(rs，rd)的值，由于共有SXS組圖像對(duì)，可得到SXS個(gè)DXD矩陣，之后將這SX S個(gè)DXD矩陣組合成一個(gè)以SXS為列數(shù)，DXD為行數(shù)的矩陣M。3)基于格林函數(shù)的微擾理論和一階利托夫近似，得到中間變量Φ(ι> rd) =-GtlCrs, rd) In Μ,其中，GtlCrs, rd)為模擬計(jì)算得到的準(zhǔn)確值,代表光源在rs處照射、在探測點(diǎn)rd處探測得到的均質(zhì)格林函數(shù)解，中間變量<Hrs, rd)是一個(gè)以SX S為列數(shù),DXD為行數(shù)的矩陣，且為已知值；4)根據(jù)平板仿體，建立三維平面直角坐標(biāo)系XYZ，將中間變量Φ (rs，rd)中的光源位置rs和探測器位置rd，通過所建立的坐標(biāo)系表示為X、Y和Z方向上的分量，在給定的Z 坐標(biāo)下，分別對(duì)光源位置rs和探測器位置rd的X方向和Y方向的分量做傅里葉變換，得到光源位置rs和探測器位置rd的X方向和Y方向相應(yīng)的頻譜信息；5)然后根據(jù)光源位置rs和探測器位置rd的X方向和Y方向相應(yīng)的頻譜信息，建立一維逆積分方程，求得吸收系數(shù)的變化量δ μ3(Γ)中X方向和Y方向相應(yīng)的頻譜信息，再對(duì)δ ya(r)中X方向和Y方向上的分量做傅里葉逆變換，即可求得δ ya(r)在X方向和Y 方向的分量；6)改變Z坐標(biāo)，就可以求出任意Z坐標(biāo)下δ ya(r)在X方向和Y方向的分量，完成對(duì)待測仿體的圖像重建過程。本發(fā)明的實(shí)質(zhì)性特點(diǎn)是，利用增加光源和探測器數(shù)量的方法，提高空間采樣率，進(jìn)而提高成像的空間分辨率。系統(tǒng)為非接觸式DOT測量系統(tǒng)，采用空間掃描光源，以電子倍增CXD(Electron-Multiplying (XD，EM(XD)作為探測器?；诖讼到y(tǒng)，可以獲得大量測量信息，提高重建圖像的成像質(zhì)量，最大可能消除成像算法呈現(xiàn)出的欠定(under-determine) 的病態(tài)(ill-posed)特性，極大提高圖像重建的效率和精度。本發(fā)明作為一種基于電子倍增CCD的快速、高分辨率DOT成像系統(tǒng)，有如下優(yōu)點(diǎn)I、本發(fā)明屬于穩(wěn)態(tài)測量模式，并采用電控平移臺(tái)控制光纖移動(dòng)，可以實(shí)現(xiàn)動(dòng)態(tài)圖像采集，即每隔一定時(shí)間可以由電子倍增CCD通過鏡頭獲取一副圖像，并由計(jì)算機(jī)將圖像儲(chǔ)存至指定位置，實(shí)現(xiàn)實(shí)驗(yàn)測量的自動(dòng)化及系統(tǒng)化。2、本發(fā)明中入射光纖采用的是非接觸測量模式，電動(dòng)平移臺(tái)通過移動(dòng)光纖，可以提供多個(gè)源點(diǎn)，而電子倍增CCD由于其本身的特點(diǎn)，可以提供多個(gè)探測點(diǎn)，這種多源-多探測的測量方式，相較于傳統(tǒng)的光纖測量方式，可以極大提高圖像采集數(shù)據(jù)量。3、本發(fā)明采用空間光測量方法，相較與傳統(tǒng)的光纖耦合的測量方式，該方法可以消除光纖和組織體接觸所產(chǎn)生的耦合因子(耦合誤差)，提高圖像重建的效率和精度。并設(shè)計(jì)合理的測量方式，優(yōu)化測量數(shù)據(jù)的處理方法，利用測量信息，使得在最大不損失有效信息的情況下，減少重建計(jì)算量。4、本發(fā)明在重建算法方面，采用穩(wěn)態(tài)擴(kuò)散方程的直接逆解析格式，避免了傳統(tǒng)優(yōu)化算法的迭代過程，結(jié)合快速傅里葉變換技術(shù)，提高成像效率。對(duì)現(xiàn)有經(jīng)典成像算法進(jìn)行深入的探討，并結(jié)合先驗(yàn)信息知識(shí)，研究提高重建算法計(jì)算速度的途徑。


圖I基于電子倍增CXD的DOT測量系統(tǒng)圖。圖2平移臺(tái)掃描過程說明圖。
圖3差分式測量模式圖例，其中(a)為仿體I示意圖，(b)為仿體2示意圖。
具體實(shí)施例方式本發(fā)明為非接觸式DOT測量系統(tǒng)，采用空間掃描光源，以電子倍增CCD作為探測器。利用增加光源和探測器數(shù)量的方法，提高空間采樣率，進(jìn)而提高成像的空間分辨率?；诖讼到y(tǒng)，可以獲得大量測量信息，提高重建圖像的成像質(zhì)量。本發(fā)明的系統(tǒng)結(jié)構(gòu)如圖I所示，主要由光源I、電控箱2、平移臺(tái)3、耦合透鏡4、仿體5、鏡頭6、(XD7及計(jì)算機(jī)8組成。光源發(fā)射出的波長為785nm的穩(wěn)態(tài)激光,經(jīng)過入射光纖(芯徑為500 μ m),傳遞至平移臺(tái)。平移臺(tái)通過上下移動(dòng)，帶動(dòng)光纖頭移動(dòng)，從而使得激光照射到仿體的各個(gè)成像點(diǎn)， 之后鏡頭接受經(jīng)由仿體而出的透射光，使其在CCD中成像，最終將圖像傳遞至計(jì)算機(jī)，實(shí)時(shí)顯示并保存。入射光在照射到仿體之前，必須先用耦合透鏡準(zhǔn)直，它的作用是使光最大效率的耦合進(jìn)入仿體。關(guān)于系統(tǒng)有如下幾點(diǎn)說明I、平移臺(tái)的動(dòng)作由電控箱控制，而電控箱的指令由計(jì)算機(jī)給出。在系統(tǒng)運(yùn)行之前， 操作人員需要鍵入平移臺(tái)的運(yùn)行速度、掃描距離、掃描間隔、延時(shí)時(shí)間、運(yùn)行軸及運(yùn)行次數(shù)等參數(shù)，目的是設(shè)置平移臺(tái)的運(yùn)行方案，以便平移臺(tái)自動(dòng)完成空間光測量的任務(wù)。2、平移臺(tái)掃描方式說明。本系統(tǒng)可以測量SXS個(gè)掃描點(diǎn)，這里僅以平移臺(tái)掃描 16(4X4)個(gè)點(diǎn)為例，即每行(X軸方向)4個(gè)點(diǎn)，共4行，如圖2所示，X軸和Y軸方向如圖中標(biāo)注。系統(tǒng)啟動(dòng)時(shí)，X軸方向起始位置為0(平移臺(tái)默認(rèn)值，在此為仿體邊緣)，Y軸方向起始位置亦為O (平移臺(tái)默認(rèn)值，在此沿仿體邊緣)，即平移臺(tái)位置在圖2中原點(diǎn)O位置。之后將掃描原點(diǎn)設(shè)為位置1，其沿X軸方向與原點(diǎn)O的距離為a毫米(a為一設(shè)定值，可在系統(tǒng)初始化前根據(jù)實(shí)際情況進(jìn)行設(shè)置)，沿Y軸方向與原點(diǎn)O的距離為b毫米(b為一設(shè)定值， 可在系統(tǒng)初始化前根據(jù)實(shí)際情況進(jìn)行設(shè)置)。掃描間隔d為10毫米(d為一設(shè)定值，可在系統(tǒng)初始化前根據(jù)實(shí)際情況進(jìn)行設(shè)置)，在這里特別指出，后續(xù)重建圖像時(shí)，要求采集的成像點(diǎn)在在X軸和Y軸方向間隔相等，即如圖2中所示，例如，位置4與位置3和位置5的距離都為d。延時(shí)時(shí)間設(shè)置為5秒。首先,(XD會(huì)將位置I的圖像保存,延遲5秒后,平移臺(tái)開始移動(dòng)，移動(dòng)至位置2，延遲5秒，CXD獲取圖像并保存，如此循環(huán)至位置4。當(dāng)保存完位置 4圖像后，平移臺(tái)沿Y軸方向移動(dòng)一個(gè)掃描間隔10毫米，再退回到X軸方向起始位置，之后沿X軸方向移動(dòng)距離a，即平移臺(tái)回到位置5，繼續(xù)成像。如此重復(fù)移動(dòng)，直至掃描完設(shè)置的 16個(gè)點(diǎn)，完成圖像獲取工作。3、為了使系統(tǒng)集成一體化，系統(tǒng)將光源、電控箱和CCD的控制系統(tǒng)全部集成于計(jì)算機(jī)內(nèi)，完全實(shí)現(xiàn)自動(dòng)化，操作人員只需給出系統(tǒng)初始設(shè)置，之后系統(tǒng)將自動(dòng)根據(jù)這些設(shè)置完成各自的工作，直至系統(tǒng)采集圖像完畢。4、為了在圖像重建時(shí)得到相對(duì)準(zhǔn)確的信息，這里我們采用了差分式測量模式，即先對(duì)與待測體具有相同背景光學(xué)參數(shù)的均勻仿體進(jìn)行測量，再對(duì)包含異質(zhì)體的待測體進(jìn)行測量。本系統(tǒng)中，具體實(shí)現(xiàn)過程如下如圖3所示，本系統(tǒng)采用兩塊具有相同背景光學(xué)參數(shù)的仿體進(jìn)行測量，其中仿體I為一均勻仿體，仿體2為一帶有抑制體(圖中陰影部分)的待測仿體。在測量時(shí)，首先對(duì)仿體I進(jìn)行光學(xué)測量，得到相應(yīng)的16幅參考圖像；再對(duì)仿體2進(jìn)行光學(xué)測量，得到相應(yīng)的16幅包含異質(zhì)體的圖像，此時(shí)，系統(tǒng)共得到兩組圖像信息，完成了圖像采集工作。系統(tǒng)采集完兩組圖像后，存儲(chǔ)至計(jì)算機(jī)硬盤中，此時(shí)計(jì)算機(jī)將根據(jù)計(jì)算機(jī)中儲(chǔ)存的圖像重建的處理方法對(duì)測量到圖像信息進(jìn)行重建，最終求得吸收系數(shù)的變化量 δ μ a(r)。由于通過系統(tǒng)獲取的圖像數(shù)據(jù)量大，本發(fā)明在重建算法方面發(fā)展了一種直接基于解析格式的擴(kuò)散光學(xué)層析重建方法，該方法可以像CT重建算法一樣不需最優(yōu)化迭代，直接得到待求吸收系數(shù)變化量的δ ya(r)的解析形式的結(jié)果，從而大幅度的提高了計(jì)算效率， 特別適合于可獲得大數(shù)據(jù)量的非接觸空間光DOT測量系統(tǒng)。該重建算法的基本思想是，光學(xué)參數(shù)的線性擾動(dòng)引起空間擴(kuò)散波的變化，如果有異質(zhì)體，擴(kuò)散波函數(shù)會(huì)相應(yīng)的改變。使用光源點(diǎn)和探測點(diǎn)陣列對(duì)經(jīng)過組織體傳輸?shù)目臻g擴(kuò)散波進(jìn)行采樣，然后將空域采樣的結(jié)果變換到頻域，目的是消去空域的位置函數(shù)變量，得到相應(yīng)的頻譜信息，最后再對(duì)這些頻譜信息變換回空域，重建出光學(xué)參數(shù)微擾的空間位置分布。其具體的步驟為(以下下腳標(biāo)s表示源，d表示探測器)I)假設(shè)光源的個(gè)數(shù)為SXS(亦即平移臺(tái)掃描的點(diǎn)數(shù))，且CCD獲取的圖像有DXD 個(gè)像素點(diǎn)(亦即有DXD個(gè)探測點(diǎn))，由上述說明可知，系統(tǒng)結(jié)束圖像采集時(shí)共得到SXS幅均勻仿體的圖像和SXS幅待測仿體(包含有抑制體)的圖像，根據(jù)光源位置的不同，可將每個(gè)光源照射下的的兩幅圖像合并為一組，此時(shí)可得到SXS組圖像，每組圖像中包含有一幅均勻仿體的圖像和一幅待測仿體的圖像。由于圖像的像素點(diǎn)(或探測點(diǎn))的幅值代表著該位置的出射光強(qiáng)，所以每幅圖像共可得到DXD個(gè)出射光強(qiáng)，這里用ItlOvrd)表示光源在 rs(光源位置)處照射、在rd(探測點(diǎn)位置)處探測得到的經(jīng)過均勻仿體的出射光強(qiáng)，I (rs， rd)表示光源在rs處照射、在rd處探測得到的經(jīng)過待測仿體的出射光強(qiáng)。2)將每個(gè)光源(同一 rs)處，每組待測仿體和均勻仿體的圖像中對(duì)應(yīng)同一探測點(diǎn)
(rd)的出射光強(qiáng)作比，即將I(rs，rd)和IQ(rs，rd)作比，記為相對(duì)量r(i；,rd) =，目的
是消去測量中的絕對(duì)光強(qiáng)及系統(tǒng)因子。此時(shí)對(duì)于每組圖像，共可以得到DXD個(gè)T(rs，rd)值， 表現(xiàn)為一個(gè)DXD的矩陣Mci,矩陣的每個(gè)元素代表對(duì)應(yīng)于(rs, rd)所測量到的相對(duì)量T(rs, rd)的值。因?yàn)橐还灿蠸XS組圖像對(duì)，此時(shí)共可得到SXS個(gè)DXD矩陣。之后將這SX S個(gè) DXD矩陣組合成一個(gè)以SXS為列數(shù)，DXD為行數(shù)的矩陣M。3)基于格林函數(shù)的微擾理論和一階利托夫近似(Rytov approximation),得到中間變量Φ (rs, rd) = -GtlCrs, rd) In Μ,其中，GtlCrs, rd)為可模擬計(jì)算得到的準(zhǔn)確值,代表光源在rs處照射、在探測點(diǎn)rd處探測得到的均質(zhì)格林函數(shù)解[9]。由于上述變換是對(duì)矩陣M中的每個(gè)元素T(rs, rd)進(jìn)行變換,所以通過此步得到的中間變量Φ (rs, rd)也是一個(gè)以SXS 為列數(shù)，DXD為行數(shù)的矩陣,且為已知值。4)本系統(tǒng)采用的是平板仿體，根據(jù)平板模型建立三維平面直角坐標(biāo)系XYZ (如圖3 中坐標(biāo)系所示)，則中間變量Φ (rs, rd)中的光源位置rs和探測器位置!^也可以通過上述建立的坐標(biāo)系表示為X、Y和Z方向上的分量。在給定的Z坐標(biāo)下，分別對(duì)光源位置rs和探測器位置rd的X方向和Y方向的分量做傅里葉變換，得到光源位置rs和探測器位置rd的X 方向和Y方向相應(yīng)的頻譜信息。為了提高計(jì)算速度，做變換時(shí)可以采用快速傅里葉變化進(jìn)行計(jì)算。5)然后根據(jù)光源位置rs和探測器位置rd的X方向和Y方向相應(yīng)的頻譜信息，建立一維逆積分方程[9]，可以求得吸收系數(shù)的變化量δ ya(r)中X方向和Y方向相應(yīng)的頻譜信息。在對(duì)S ya(r)中X方向和Y方向做傅里葉逆變換，即可求得δ ya(r)在X方向和Y 方向的分量。6)改變Z坐標(biāo)，就可以求出任意Z坐標(biāo)下δ μ a(r)在X方向和Y方向的分量，即得到了對(duì)仿體進(jìn)行圖像重建的目的。
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權(quán)利要求
1.一種基于電子倍增CCD的擴(kuò)散光學(xué)層析成像系統(tǒng),包括穩(wěn)態(tài)激光光源、平移臺(tái),I禹合透鏡，鏡頭，電子倍增CCD和計(jì)算機(jī)，由穩(wěn)態(tài)激光光源發(fā)射出的穩(wěn)態(tài)激光，經(jīng)過入射光纖照射到仿體或待測物體上，由平移臺(tái)帶動(dòng)光纖頭移動(dòng)，使得激光照射到仿體的各個(gè)成像點(diǎn)，之后鏡頭接受經(jīng)由仿體而出的透射光，使其在電子倍增CCD中成像，成像結(jié)果被傳送至計(jì)算機(jī)，由計(jì)算機(jī)實(shí)現(xiàn)圖像重建。
2.一種采用權(quán)利要求I所述的系統(tǒng)實(shí)現(xiàn)的圖像重建方法，該方法假設(shè)光源的個(gè)數(shù)即亦即平移臺(tái)掃描的點(diǎn)數(shù)為S X S，電子倍增CCD獲取的圖像有D X D個(gè)像素點(diǎn)，即有D X D個(gè)探測點(diǎn)，系統(tǒng)結(jié)束圖像采集時(shí)共得到SXS幅均勻平板仿體的圖像和SXS幅待測平板仿體的圖像，包括下列步驟1)根據(jù)光源位置的不同，將每個(gè)光源照射下的均勻平板仿體圖像和待測平板仿體圖像合并為一組，此時(shí)可得到SXS組圖像，每組圖像中包含有一幅均勻仿體的圖像和一幅待測仿體的圖像，由于圖像的像素點(diǎn)的幅值代表著該位置的出射光強(qiáng)，所以每幅圖像共可得到 DXD個(gè)出射光強(qiáng)，這里用IciOv rd)表示光源在光源位置rs處照射、在探測點(diǎn)位置!^處探測得到的經(jīng)過均勻仿體的出射光強(qiáng)，I(rs, rd)表示光源在光源位置rs處照射、在探測點(diǎn)位置rd處探測得到的經(jīng)過待測仿體的出射光強(qiáng)；2)將在同一個(gè)光源位置!^處，每組待測平板仿體和均勻平板仿體的圖像中對(duì)應(yīng)同一探測點(diǎn)rdW出射光強(qiáng)作比，得到相對(duì)量r(rs,rd) = ^^，此時(shí)，對(duì)于每組圖像，共可以得到DXD個(gè)T(rs，rd)值，表現(xiàn)為一個(gè)DXD的矩陣Mtl，矩陣的每個(gè)元素代表對(duì)應(yīng)于(rs，rd)所測量到的相對(duì)量T (rs,rd)的值，由于共有SXS組圖像對(duì)，可得到S X S個(gè)D X D矩陣，之后將這 SXS個(gè)DXD矩陣組合成一個(gè)以SXS為列數(shù)，DXD為行數(shù)的矩陣M ；3)基于格林函數(shù)的微擾理論和一階利托夫近似，得到中間變量Φ(rs,rd) = -G0(rs,rd) In M，其中，Gtl(I^rd)為模擬計(jì)算得到的準(zhǔn)確值，代表光源在rs處照射、在探測點(diǎn)rd處探測得到的均質(zhì)格林函數(shù)解，中間變量Φ (rs,rd)是一個(gè)以SXS為列數(shù)，DXD為行數(shù)的矩陣，且為已知值；4)根據(jù)平板仿體，建立三維平面直角坐標(biāo)系XYZ，將中間變量Φ(rs, rd)中的光源位置 rs和探測器位置rd，通過所建立的坐標(biāo)系表示為X、Y和Z方向上的分量，在給定的Z坐標(biāo)下，分別對(duì)光源位置rs和探測器位置rd的X方向和Y方向的分量做傅里葉變換，得到光源位置rs和探測器位置rd的X方向和Y方向相應(yīng)的頻譜信息；5)然后根據(jù)光源位置rs和探測器位置rd的X方向和Y方向相應(yīng)的頻譜信息，建立一維逆積分方程，求得吸收系數(shù)的變化量S ya(r)中X方向和Y方向相應(yīng)的頻譜信息，再對(duì) δ μ a(r)中X方向和Y方向上的分量做傅里葉逆變換，即可求得δ μ a(r)在X方向和Y方向的分量；6)改變Z坐標(biāo)，就可以求出任意Z坐標(biāo)下δya(r)在X方向和Y方向的分量，完成對(duì)待測仿體的圖像重建過程。
全文摘要
本發(fā)明屬于生理參數(shù)測量技術(shù)領(lǐng)域，涉及一種基于電子倍增CCD的擴(kuò)散光學(xué)層析成像系統(tǒng)，包括穩(wěn)態(tài)激光光源、平移臺(tái)，耦合透鏡，鏡頭，電子倍增CCD和計(jì)算機(jī)，由穩(wěn)態(tài)激光光源發(fā)射出的穩(wěn)態(tài)激光，經(jīng)過入射光纖照射到仿體或待測物體上，由平移臺(tái)帶動(dòng)光纖頭移動(dòng)，使得激光照射到仿體的各個(gè)成像點(diǎn)，之后鏡頭接受經(jīng)由仿體而出的透射光，使其在電子倍增CCD中成像，成像結(jié)果被傳送至計(jì)算機(jī)，由計(jì)算機(jī)實(shí)現(xiàn)圖像重建。本發(fā)明同時(shí)提供一種采用上述系統(tǒng)實(shí)現(xiàn)的成像方法。本發(fā)明可以提高重建圖像的成像質(zhì)量，最大可能消除成像算法呈現(xiàn)出的欠定的病態(tài)特性，提高圖像重建的效率和精度。
文檔編號(hào)G01N21/35GK102579011SQ20121005137
公開日2012年7月18日 申請日期2012年3月1日 優(yōu)先權(quán)日2012年3月1日
發(fā)明者侯強(qiáng), 周曉青, 范穎, 趙會(huì)娟, 高峰 申請人:天津大學(xué)