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)。為了提高成像的空間分辨率，一個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)，會帶來大量的數(shù)據(jù)處理時間和計算時間，為成像算法帶來了挑戰(zhàn)。尤其在某些需要滿足動態(tài)成像的要求的情況下，一個合理的數(shù)據(jù)采集方式與一個高效而精確的重建算法顯得至關(guān)重要。為了提高計算效率，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算的可能性。或采用直接逆解析格式，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)省光源掃描時間的同時，最大限度的實(shí)現(xiàn)了 CCD有效信息的提取。雖然國內(nèi)外各個課題組都致力于提高DOT的成像質(zhì)量和計算效率，但是因?yàn)榻M織體對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， 臨床上對動態(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。針對非接觸的測量方式，光在空間中傳播的擴(kuò)散角度對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,率禹合透鏡，鏡頭，電子倍增CCD和計算機(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，由平移臺帶動光纖頭移動，使得激光照射到仿體的各個成像點(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)果被傳送至計算機(jī)，由計算機(jī)實(shí)現(xiàn)圖像重建。本發(fā)明同時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)光源的個數(shù)即亦即平移臺掃描的點(diǎn)數(shù)為SX S，電子倍增CXD獲取的圖像有DXD個像素點(diǎn)，即有DXD個探測點(diǎn)，系統(tǒng)結(jié)束圖像采集時共得到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應(yīng)同一探測點(diǎn)！^的出射光強(qiáng)作比，得到相對量r(rs,rd) = ^^，此時，對于每組圖像，共可以得到DXD個T(rs，rd)值，表現(xiàn)為一個DXD的矩陣Mtl，矩陣的每個元素代表對應(yīng)于(rs，rd)所測量到的相對量T(rs，rd)的值，由于共有SXS組圖像對，可得到SXS個DXD矩陣，之后將這SX S個DXD矩陣組合成一個以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，并采用電控平移臺控制光纖移動，可以實(shí)現(xiàn)動態(tài)圖像采集，即每隔一定時間可以由電子倍增CCD通過鏡頭獲取一副圖像，并由計算機(jī)將圖像儲存至指定位置，實(shí)現(xiàn)實(shí)驗(yàn)測量的自動化及系統(tǒng)化。2、本發(fā)明中入射光纖采用的是非接觸測量模式，電動平移臺通過移動光纖，可以提供多個源點(diǎn)，而電子倍增CCD由于其本身的特點(diǎn)，可以提供多個探測點(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，研究提高重建算法計算速度的途徑。


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3、耦合透鏡4、仿體5、鏡頭6、(XD7及計算機(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。平移臺通過上下移動，帶動光纖頭移動，從而使得激光照射到仿體的各個成像點(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算機(jī)，實(shí)時顯示并保存。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、平移臺的動作由電控箱控制，而電控箱的指令由計算機(jī)給出。在系統(tǒng)運(yùn)行之前， 操作人員需要鍵入平移臺的運(yùn)行速度、掃描距離、掃描間隔、延時時間、運(yùn)行軸及運(yùn)行次數(shù)等參數(shù)，目的是設(shè)置平移臺的運(yùn)行方案，以便平移臺自動完成空間光測量的任務(wù)。2、平移臺掃描方式說明。本系統(tǒng)可以測量SXS個掃描點(diǎn)，這里僅以平移臺掃描 16(4X4)個點(diǎn)為例，即每行(X軸方向)4個點(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)啟動時，X軸方向起始位置為0(平移臺默認(rèn)值，在此為仿體邊緣)，Y軸方向起始位置亦為O (平移臺默認(rèn)值，在此沿仿體邊緣)，即平移臺位置在圖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，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。延時時間設(shè)置為5秒。首先,(XD會將位置I的圖像保存,延遲5秒后,平移臺開始移動，移動至位置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，平移臺沿Y軸方向移動一個掃描間隔10毫米，再退回到X軸方向起始位置，之后沿X軸方向移動距離a，即平移臺回到位置5，繼續(xù)成像。如此重復(fù)移動，直至掃描完設(shè)置的 16個點(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)全部集成于計算機(jī)內(nèi)，完全實(shí)現(xiàn)自動化，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、為了在圖像重建時得到相對準(zhǔn)確的信息，這里我們采用了差分式測量模式，即先對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，首先對仿體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，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，存儲至計算機(jī)硬盤中，此時計算機(jī)將根據(jù)計算機(jī)中儲存的圖像重建的處理方法對測量到圖像信息進(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)會相應(yīng)的改變。使用光源點(diǎn)和探測點(diǎn)陣列對經(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)光源的個數(shù)為SXS(亦即平移臺掃描的點(diǎn)數(shù))，且CCD獲取的圖像有DXD 個像素點(diǎn)(亦即有DXD個探測點(diǎn))，由上述說明可知，系統(tǒng)結(jié)束圖像采集時共得到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，可將每個光源照射下的的兩幅圖像合并為一組，此時可得到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)將每個光源(同一 rs)處，每組待測仿體和均勻仿體的圖像中對應(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，記為相對量r(i；,rd) =，目的
是消去測量中的絕對光強(qiáng)及系統(tǒng)因子。此時對于每組圖像，共可以得到DXD個T(rs，rd)值， 表現(xiàn)為一個DXD的矩陣Mci,矩陣的每個元素代表對應(yīng)于(rs, rd)所測量到的相對量T(rs, rd)的值。因?yàn)橐还灿蠸XS組圖像對，此時共可得到SXS個DXD矩陣。之后將這SX S個 DXD矩陣組合成一個以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]。由于上述變換是對矩陣M中的每個元素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。為了提高計算速度，做變換時可以采用快速傅里葉變化進(jìn)行計算。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,I禹合透鏡，鏡頭，電子倍增CCD和計算機(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，由平移臺帶動光纖頭移動，使得激光照射到仿體的各個成像點(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)果被傳送至計算機(jī)，由計算機(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)光源的個數(shù)即亦即平移臺掃描的點(diǎn)數(shù)為S X S，電子倍增CCD獲取的圖像有D X D個像素點(diǎn)，即有D X D個探測點(diǎn)，系統(tǒng)結(jié)束圖像采集時共得到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應(yīng)同一探測點(diǎn)rdW出射光強(qiáng)作比，得到相對量r(rs,rd) = ^^，此時，對于每組圖像，共可以得到DXD個T(rs，rd)值，表現(xiàn)為一個DXD的矩陣Mtl，矩陣的每個元素代表對應(yīng)于(rs，rd)所測量到的相對量T (rs,rd)的值，由于共有SXS組圖像對，可得到S X S個D X D矩陣，之后將這 SXS個DXD矩陣組合成一個以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 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，耦合透鏡，鏡頭，電子倍增CCD和計算機(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，由平移臺帶動光纖頭移動，使得激光照射到仿體的各個成像點(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)果被傳送至計算機(jī)，由計算機(jī)實(shí)現(xiàn)圖像重建。本發(fā)明同時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, 趙會娟, 高峰 申請人:天津大學(xué)