CN102579011B - 一种基于电子倍增ccd的扩散光学层析成像系统及方法 - Google Patents
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Abstract
本发明属于生理参数测量技术领域，涉及一种基于电子倍增CCD的扩散光学层析成像系统，包括稳态激光光源、平移台，耦合透镜，镜头，电子倍增CCD和计算机，由稳态激光光源发射出的稳态激光，经过入射光纤照射到仿体或待测物体上，由平移台带动光纤头移动，使得激光照射到仿体的各个成像点，之后镜头接受经由仿体而出的透射光，使其在电子倍增CCD中成像，成像结果被传送至计算机，由计算机实现图像重建。本发明同时提供一种采用上述系统实现的成像方法。本发明可以提高重建图像的成像质量，最大可能消除成像算法呈现出的欠定的病态特性，提高图像重建的效率和精度。
Description
发明领域
本发明属于生理参数测量技术领域，具体涉及应用扩散光学层析成像技术，
背景技术
扩散光学层析成像(Diffuse Optical Tomography，DOT)技术，是利用近红外光照射组织体，探测经由组织体出射的扩散光，从而获得人体组织的光学参数分布图像，并由这些光学参数推测出组织的生理状况和病变信息，进而实现对疾病的诊断。扩散光学层析成像技术具有无创、安全、非电离辐射和高特异性等特点，在乳房肿瘤的早期诊断[1-3]、脑功能成像[4，5]和小动物成像[6，7]等领域具有极大的实际应用潜力。
但是，与其他已经成熟的成像方式相比(如CT、MRI等等)，DOT技术最大的不足就是空间分辨率较低(约在cm量级)。为了提高成像的空间分辨率，一个最可靠的办法是增加光源和探测器的数量，即提高空间的采样率[8]。使用CCD探测器和空间扫描光源的代替传统接触式DOT测量系统中的光纤阵列，可以极大的提高源和探测器的数目[8]。但是，大量的测量数据，会带来大量的数据处理时间和计算时间，为成像算法带来了挑战。尤其在某些需要满足动态成像的要求的情况下，一个合理的数据采集方式与一个高效而精确的重建算法显得至关重要。
为了提高计算效率，可以运用三维的蒙特卡洛模拟，较以往的模拟速度整整提高了300多倍，为DOT的重建算法提供了图形处理器并行计算的可能性。或采用直接逆解析格式，避免了传统优化算法的迭代运算，大大提高了重建算法的计算效率。也可采用调制光源照明及压缩传感技术，在节省光源扫描时间的同时，最大限度的实现了CCD有效信息的提取。
虽然国内外各个课题组都致力于提高DOT的成像质量和计算效率，但是因为组织体对近红外光的高散射性，DOT技术目前存在的主要问题仍然是空间分辨率的不足。而且，临床上对动态成像的要求越来越多，如何快速而有效地处理大量的测量数据，目前还没有特别理想的方法。针对非接触的测量方式，光在空间中传播的扩散角度对重建的影响也没有涉及。
[1]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.Comelli，A.Pifferi，A.Torricelli，and R.Cubeddu，“Absorption of collagen：effects on theestimate of breast composition and related 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，“In 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.1，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).
发明内容
因为组织体对近红外光的高散射性，DOT技术目前存在的主要问题仍然是空间分辨率的不足的问题。本发明针对此问题，提出一种能够提高空间采样率，进而提高成像的空间分辨率的扩散光学层析成像系统。为此，本发明采用如下的技术方案：
一种基于电子倍增CCD的扩散光学层析成像系统，包括稳态激光光源、平移台，耦合透镜，镜头，电子倍增CCD和计算机，由稳态激光光源发射出的稳态激光，经过入射光纤照射到仿体或待测物体上，由平移台带动光纤头移动，使得激光照射到仿体的各个成像点，之后镜头接受经由仿体而出的透射光，使其在电子倍增CCD中成像，成像结果被传送至计算机，由计算机实现图像重建。
本发明同时提供一种采用上述系统实现的图像重建方法，该方法假设光源的个数即亦即平移台扫描的点数为S×S，电子倍增CCD获取的图像有D×D个像素点，即有D×D个探测点，系统结束图像采集时共得到S×S幅均匀平板仿体的图像和S×S幅待测平板仿体的图像，包括下列步骤：
1)根据光源位置的不同，将每个光源照射下的均匀平板仿体图像和待测平板仿体图像合并为一组，此时可得到S×S组图像，每组图像中包含有一幅均匀仿体的图像和一幅待测仿体的图像，由于图像的像素点的幅值代表着该位置的出射光强，所以每幅图像共可得到D×D个出射光强，这里用I0(rs，rd)表示光源在光源位置rs处照射、在探测点位置rd处探测得到的经过均匀仿体的出射光强，I(rs，rd)表示光源在光源位置rs处照射、在探测点位置rd处探测得到的经过待测仿体的出射光强。
2)将在同一个光源位置rs处，每组待测平板仿体和均匀平板仿体的图像中对应同一探测点rd的出射光强作比，得到相对量
此时，对于每组图像，共可以得到D×D个T(rs，rd)值，表现为一个D×D的矩阵M0，矩阵的每个元素代表对应于(rs，rd)所测量到的相对量T(rs，rd)的值，由于共有S×S组图像对，可得到S×S个D×D矩阵，之后将这S×S个D×D矩阵组合成一个以S×S为列数，D×D为行数的矩阵M。
3)基于格林函数的微扰理论和一阶利托夫近似，得到中间变量φ(rs，rd)＝-G0(rs，rd)ln M，其中，G0(rs，rd)为模拟计算得到的准确值，代表光源在rs处照射、在探测点rd处探测得到的均质格林函数解，中间变量φ(rs，rd)是一个以S×S为列数，D×D为行数的矩阵，且为已知值；
4)根据平板仿体，建立三维平面直角坐标系XYZ，将中间变量φ(rs，rd)中的光源位置rs和探测器位置rd，通过所建立的坐标系表示为X、Y和Z方向上的分量，在给定的Z坐标下，分别对光源位置rs和探测器位置rd的X方向和Y方向的分量做傅里叶变换，得到光源位置rs和探测器位置rd的X方向和Y方向相应的频谱信息；
5)然后根据光源位置rs和探测器位置rd的X方向和Y方向相应的频谱信息，建立一维逆积分方程，求得吸收系数的变化量δμa(r)中X方向和Y方向相应的频谱信息，再对δμa(r)中X方向和Y方向上的分量做傅里叶逆变换，即可求得δμa(r)在X方向和Y方向的分量；
6)改变Z坐标，就可以求出任意Z坐标下δμa(r)在X方向和Y方向的分量，完成对待测仿体的图像重建过程。
本发明的实质性特点是，利用增加光源和探测器数量的方法，提高空间采样率，进而提高成像的空间分辨率。系统为非接触式DOT测量系统，采用空间扫描光源，以电子倍增CCD(Electron-Multiplying CCD，EMCCD)作为探测器。基于此系统，可以获得大量测量信息，提高重建图像的成像质量，最大可能消除成像算法呈现出的欠定(under-determine)的病态(ill-posed)特性，极大提高图像重建的效率和精度。本发明作为一种基于电子倍增CCD的快速、高分辨率DOT成像系统，有如下优点：
1、本发明属于稳态测量模式，并采用电控平移台控制光纤移动，可以实现动态图像采集，即每隔一定时间可以由电子倍增CCD通过镜头获取一副图像，并由计算机将图像储存至指定位置，实现实验测量的自动化及系统化。
2、本发明中入射光纤采用的是非接触测量模式，电动平移台通过移动光纤，可以提供多个源点，而电子倍增CCD由于其本身的特点，可以提供多个探测点，这种多源-多探测的测量方式，相较于传统的光纤测量方式，可以极大提高图像采集数据量。
3、本发明采用空间光测量方法，相较与传统的光纤耦合的测量方式，该方法可以消除光纤和组织体接触所产生的耦合因子(耦合误差)，提高图像重建的效率和精度。并设计合理的测量方式，优化测量数据的处理方法，利用测量信息，使得在最大不损失有效信息的情况下，减少重建计算量。
4、本发明在重建算法方面，采用稳态扩散方程的直接逆解析格式，避免了传统优化算法的迭代过程，结合快速傅里叶变换技术，提高成像效率。对现有经典成像算法进行深入的探讨，并结合先验信息知识，研究提高重建算法计算速度的途径。
附图说明
图1基于电子倍增CCD的DOT测量系统图。
图2平移台扫描过程说明图。
图3差分式测量模式图例，其中(a)为仿体1示意图，(b)为仿体2示意图。
具体实施方式
本发明为非接触式DOT测量系统，采用空间扫描光源，以电子倍增CCD作为探测器。利用增加光源和探测器数量的方法，提高空间采样率，进而提高成像的空间分辨率。基于此系统，可以获得大量测量信息，提高重建图像的成像质量。
本发明的系统结构如图1所示，主要由光源1、电控箱2、平移台3、耦合透镜4、仿体5、镜头6、CCD7及计算机8组成。
光源发射出的波长为785nm的稳态激光，经过入射光纤(芯径为500μm)，传递至平移台。平移台通过上下移动，带动光纤头移动，从而使得激光照射到仿体的各个成像点，之后镜头接受经由仿体而出的透射光，使其在CCD中成像，最终将图像传递至计算机，实时显示并保存。入射光在照射到仿体之前，必须先用耦合透镜准直，它的作用是使光最大效率的耦合进入仿体。
关于系统有如下几点说明：
1、平移台的动作由电控箱控制，而电控箱的指令由计算机给出。在系统运行之前，操作人员需要键入平移台的运行速度、扫描距离、扫描间隔、延时时间、运行轴及运行次数等参数，目的是设置平移台的运行方案，以便平移台自动完成空间光测量的任务。
2、平移台扫描方式说明。本系统可以测量S×S个扫描点，这里仅以平移台扫描16(4×4)个点为例，即每行(X轴方向)4个点，共4行，如图2所示，X轴和Y轴方向如图中标注。系统启动时，X轴方向起始位置为0(平移台默认值，在此为仿体边缘)，Y轴方向起始位置亦为0(平移台默认值，在此沿仿体边缘)，即平移台位置在图2中原点O位置。之后将扫描原点设为位置1，其沿X轴方向与原点O的距离为a毫米(a为一设定值，可在系统初始化前根据实际情况进行设置)，沿Y轴方向与原点O的距离为b毫米(b为一设定值，可在系统初始化前根据实际情况进行设置)。扫描间隔d为10毫米(d为一设定值，可在系统初始化前根据实际情况进行设置)，在这里特别指出，后续重建图像时，要求采集的成像点在在X轴和Y轴方向间隔相等，即如图2中所示，例如，位置4与位置3和位置5的距离都为d。延时时间设置为5秒。首先，CCD会将位置1的图像保存，延迟5秒后，平移台开始移动，移动至位置2，延迟5秒，CCD获取图像并保存，如此循环至位置4。当保存完位置4图像后，平移台沿Y轴方向移动一个扫描间隔10毫米，再退回到X轴方向起始位置，之后沿X轴方向移动距离a，即平移台回到位置5，继续成像。如此重复移动，直至扫描完设置的16个点，完成图像获取工作。
3、为了使系统集成一体化，系统将光源、电控箱和CCD的控制系统全部集成于计算机内，完全实现自动化，操作人员只需给出系统初始设置，之后系统将自动根据这些设置完成各自的工作，直至系统采集图像完毕。
4、为了在图像重建时得到相对准确的信息，这里我们采用了差分式测量模式，即先对与待测体具有相同背景光学参数的均匀仿体进行测量，再对包含异质体的待测体进行测量。本系统中，具体实现过程如下：如图3所示，本系统采用两块具有相同背景光学参数的仿体进行测量，其中仿体1为一均匀仿体，仿体2为一带有抑制体(图中阴影部分)的待测仿体。在测量时，首先对仿体1进行光学测量，得到相应的16幅参考图像；再对仿体2进行光学测量，得到相应的16幅包含异质体的图像，此时，系统共得到两组图像信息，完成了图像采集工作。
系统采集完两组图像后，存储至计算机硬盘中，此时计算机将根据计算机中储存的图像重建的处理方法对测量到图像信息进行重建，最终求得吸收系数的变化量δμa(r)。
由于通过系统获取的图像数据量大，本发明在重建算法方面发展了一种直接基于解析格式的扩散光学层析重建方法，该方法可以像CT重建算法一样不需最优化迭代，直接得到待求吸收系数变化量的δμa(r)的解析形式的结果，从而大幅度的提高了计算效率，特别适合于可获得大数据量的非接触空间光DOT测量系统。该重建算法的基本思想是，光学参数的线性扰动引起空间扩散波的变化，如果有异质体，扩散波函数会相应的改变。使用光源点和探测点阵列对经过组织体传输的空间扩散波进行采样，然后将空域采样的结果变换到频域，目的是消去空域的位置函数变量，得到相应的频谱信息，最后再对这些频谱信息变换回空域，重建出光学参数微扰的空间位置分布。其具体的步骤为：(以下下脚标s表示源，d表示探测器)
1)假设光源的个数为S×S(亦即平移台扫描的点数)，且CCD获取的图像有D×D个像素点(亦即有D×D个探测点)，由上述说明可知，系统结束图像采集时共得到S×S幅均匀仿体的图像和S×S幅待测仿体(包含有抑制体)的图像，根据光源位置的不同，可将每个光源照射下的的两幅图像合并为一组，此时可得到S×S组图像，每组图像中包含有一幅均匀仿体的图像和一幅待测仿体的图像。由于图像的像素点(或探测点)的幅值代表着该位置的出射光强，所以每幅图像共可得到D×D个出射光强，这里用I0(rs，rd)表示光源在rs(光源位置)处照射、在rd(探测点位置)处探测得到的经过均匀仿体的出射光强，I(rs，rd)表示光源在rs处照射、在rd处探测得到的经过待测仿体的出射光强。
2)将每个光源(同一rs)处，每组待测仿体和均匀仿体的图像中对应同一探测点(rd)的出射光强作比，即将I(rs，rd)和I0(rs，rd)作比，记为相对量
目的是消去测量中的绝对光强及系统因子。此时对于每组图像，共可以得到D×D个T(rs，rd)值，表现为一个D×D的矩阵M0，矩阵的每个元素代表对应于(rs，rd)所测量到的相对量T(rs，rd)的值。因为一共有S×S组图像对，此时共可得到S×S个D×D矩阵。之后将这S×S个D×D矩阵组合成一个以S×S为列数，D×D为行数的矩阵M。
3)基于格林函数的微扰理论和一阶利托夫近似(Rytov approximation)，得到中间变量φ(rs，rd)＝-G0(rs，rd)ln M，其中，G0(rs，rd)为可模拟计算得到的准确值，代表光源在rs处照射、在探测点rd处探测得到的均质格林函数解[9]。由于上述变换是对矩阵M中的每个元素T(rs，rd)进行变换，所以通过此步得到的中间变量φ(rs，rd)也是一个以S×S为列数，D×D为行数的矩阵，且为已知值。
4)本系统采用的是平板仿体，根据平板模型建立三维平面直角坐标系XYZ(如图3中坐标系所示)，则中间变量φ(rs，rd)中的光源位置rs和探测器位置rd也可以通过上述建立的坐标系表示为X、Y和Z方向上的分量。在给定的Z坐标下，分别对光源位置rs和探测器位置rd的X方向和Y方向的分量做傅里叶变换，得到光源位置rs和探测器位置rd的X方向和Y方向相应的频谱信息。为了提高计算速度，做变换时可以采用快速傅里叶变化进行计算。
5)然后根据光源位置rs和探测器位置rd的X方向和Y方向相应的频谱信息，建立一维逆积分方程[9]，可以求得吸收系数的变化量δμa(r)中X方向和Y方向相应的频谱信息。在对δμa(r)中X方向和Y方向做傅里叶逆变换，即可求得δμa(r)在X方向和Y方向的分量。
6)改变Z坐标，就可以求出任意Z坐标下δμa(r)在X方向和Y方向的分量，即得到了对仿体进行图像重建的目的。
Claims (1)
1.一种基于电子倍增CCD的扩散光学层析成像系统实现的图像重建方法，所述的基于电子倍增CCD的扩散光学层析成像系统，包括稳态激光光源、平移台、耦合透镜、镜头、电子倍增CCD和计算机，由稳态激光光源发射出的稳态激光，经过入射光纤照射到仿体上，由平移台带动光纤头移动，使得激光照射到仿体的各个成像点，之后镜头接收经由仿体而出的透射光，使其在电子倍增CCD中成像，成像结果被传送至计算机，由计算机实现图像重建；该图像重建方法假设光源的个数即光源随平移台移动扫描的点数为S×S，电子倍增CCD获取的图像有D×D个像素点，即有D×D个探测点，系统结束图像采集时共得到S×S幅均匀平板仿体的图像和S×S幅待测平板仿体的图像，包括下列步骤：
1)根据光源位置的不同，将每个光源照射下的均匀平板仿体图像和待测平板仿体图像合并为一组，此时可得到S×S组图像，每组图像中包含有一幅均匀平板仿体的图像和一幅待测平板仿体的图像，由于图像的像素点的幅值代表着该位置的出射光强，所以每幅图像共可得到D×D个出射光强，这里用I0(rs,rd)表示光源在光源位置rs处照射、在探测点位置rd处探测得到的经过均匀平板仿体的出射光强，I(rs,rd)表示光源在光源位置rs处照射、在探测点位置rd处探测得到的经过待测平板仿体的出射光强；
2)将在同一个光源位置rs处，每组待测平板仿体和均匀平板仿体的图像中对应同一探测点rd的出射光强作比，得到相对量
此时，对于每组图像，共可以得到D×D个T(rs,rd)值，表现为一个D×D的矩阵M0，矩阵的每个元素代表对应于(rs,rd)所测量到的相对量T(rs,rd)的值，由于共有S×S组图像对，可得到S×S个D×D矩阵，之后将这S×S个D×D矩阵组合成一个以S×S为列数，D×D为行数的矩阵M；
3)基于格林函数的微扰理论和一阶利托夫近似，得到中间变量φ(rs,rd)＝-G0(rs,rd)lnM，其中，G0(rs,rd)为模拟计算得到的准确值，代表光源在rs处照射、在探测点rd处探测得到的均质格林函数解，中间变量φ(rs,rd)是一个以S×S为列数，D×D为行数的矩阵；
4)根据均匀平板仿体，建立三维平面直角坐标系XYZ，将中间变量φ(rs,rd)中的光源位置rs和探测器位置rd，通过所建立的坐标系表示为X、Y和Z方向上的分量，在给定的Z坐标下，分别对光源位置rs和探测器位置rd的X方向和Y方向的分量做傅里叶变换，得到光源位置rs和探测器位置rd的X方向和Y方向相应的频谱信息；
5)然后根据光源位置rs和探测器位置rd的X方向和Y方向相应的频谱信息，建立一维逆积分方程，求得吸收系数的变化量δμa(r)中X方向和Y方向相应的频谱信息，再对δμa(r)中X方向和Y方向上的分量做傅里叶逆变换，即可求得δμa(r)在X方向和Y方向的分量；
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| 荧光分子断层成像系统的研究进展与比较;陈延平;《中国生物医学工程学报》;20090630;第28卷(第3期);第463~468页 * |
| 近红外荧光散射断层成像的研究进展;宋小磊;《国外医学生物医学工程分册》;20050430;第28卷(第2期);第70~75页 * |
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