薄層光學(xué)層析成像系統(tǒng)淺析范文

本站小編為你精心準備了薄層光學(xué)層析成像系統(tǒng)淺析參考范文，愿這些范文能點燃您思維的火花，激發(fā)您的寫作靈感。歡迎深入閱讀并收藏。

《紅外與毫米波學(xué)報》2016年第6期

摘要:

首先研究了LOT中光線傾斜角度對光在組織體內(nèi)分布的影響，在此基礎(chǔ)上設(shè)計并完成了壓縮傾角薄層光學(xué)層析成像系統(tǒng)，提出了矯正掃描振鏡枕型畸變的新方法，并發(fā)展了基于虛擬源-擴散近似技術(shù)和GPU的LOT快速圖像重建算法．光路模擬結(jié)果表明，cdaLOT系統(tǒng)可使入射主光線傾角減小為傳統(tǒng)LOT系統(tǒng)的1/2．cdaLOT系統(tǒng)將測量值與蒙特卡洛模擬結(jié)果的相對誤差由傳統(tǒng)系統(tǒng)的38%降低為18%，從而緩解了實際測量方式和正向數(shù)學(xué)模型的不匹配性．仿體成像實驗表明:重建異質(zhì)體的吸收系數(shù)、位置和形狀與真實情況基本相符．

關(guān)鍵詞:

薄層光學(xué)層析成像;傾角;圖像重建;測量系統(tǒng)

引言

薄層光學(xué)層析成像是一種能夠?qū)崿F(xiàn)深度分辨的介觀功能光學(xué)成像方法，以幾百微米的空間分辨率獲得毫米級深度下的血氧變化等功能［1］，有望在皮膚癌、宮頸癌等的在體早期診斷上獲得應(yīng)用．LOT利用600～900nm的紅和近紅外光，采用類似共聚焦掃描顯微鏡的光學(xué)結(jié)構(gòu)實現(xiàn)非接觸的柵格化掃描．和共聚焦掃描顯微鏡不同的是:LOT以面陣或線陣探測器采集從組織體內(nèi)出射的漫射光;在每個光源點下，探測器的不同通道對應(yīng)于目標物體表面上與光源點距離不同的探測點位置，這樣由光源點的平面掃描即可獲取不同源-探距離下的二維原圖像序列．根據(jù)光在散射媒質(zhì)中的傳播規(guī)律，不同SDS對應(yīng)于不同的探測深度，因此，采用類似于漫射光層析成像的圖像重建算法可獲取目標物體的斷層圖像，進而獲得目標的三維光學(xué)結(jié)構(gòu)．E．M．Hillman等人率先進行了LOT系統(tǒng)的研究并進一步對系統(tǒng)進行了改良［2-3］，例如他們發(fā)展了機械臂和光纖束形式的LOT［4］．S．Yuan等人研究了與光學(xué)相干層析成像(OCT)相結(jié)合的熒光LOT系統(tǒng)，實現(xiàn)了功能成像和結(jié)構(gòu)成像的結(jié)合［5］．LOT系統(tǒng)中，設(shè)以樣品表面的中心為坐標原點時，在掃描過程中，入射或出射主光線與探測面法線的夾角會隨著入射點或探測點的坐標的不同而不同:例如入射點的坐標越大，入射光線和探測面法線間的夾角越大;而在同一入射點時，源-探距離越大出射主光線與探測面法線間的夾角也越大．對于傳統(tǒng)LOT系統(tǒng)，當視場為5mm×5mm時，最大入射傾角將達到2°．和DOT類似，LOT的圖像重建依賴于對正向模型(如蒙特卡洛模擬)的多次迭代計算．在正向模型計算中，雖然對一個源點的單次計算中可設(shè)定入射光角度，但考慮到LOT測量中源掃描點數(shù)眾多且不同源點時入射角并不固定，以及探測主光線的出射角不易提前獲知等因素，在圖像重建中計入變化的入射角的方法是不現(xiàn)實的．因此目前LOT的正向數(shù)學(xué)模型的計算通常是基于入射光束角度不變的［1-6］，從而造成了實際測量與正向數(shù)學(xué)模型的不匹配，進而加大重建圖像的誤差．在共聚焦顯微成像中，為了實現(xiàn)整個掃描區(qū)域內(nèi)入射和返回主光線與探測面法線間夾角的不變，一個有效的方法是讓待測物體做二維平動來代替掃描振鏡的二維掃描，雖然這種掃描方式實現(xiàn)起來相對簡單，但其一方面犧牲了系統(tǒng)的掃描速度，另一方面所需要的亞毫米移動也很難應(yīng)用到對人體等的在體檢測．因此，研究適合LOT系統(tǒng)的小傾角系統(tǒng)是十分必要的［6］．本文在研究傾角對LOT系統(tǒng)影響的基礎(chǔ)上，研制了壓縮傾角LOT系統(tǒng)(LOTwithcondenseddipan-gle，cdaLOT)，在不移動被測對象的前提下，使得入射和返回主光線在整個成像區(qū)域內(nèi)都近乎垂直于探測面，以期緩解實際測量方式和數(shù)學(xué)模型的不匹配問題．最后利用所發(fā)展的cdaLOT系統(tǒng)和算法進行仿體成像，驗證所發(fā)展的系統(tǒng)的有效性．

1傾角的影響

利用蒙特卡洛模擬(MC)研究當準直光以不同角度斜入射時，媒質(zhì)內(nèi)部的光子密度分布．模擬時，入射光子數(shù)取為108，根據(jù)皮膚、肌肉等生物組織體在近紅外波段的光學(xué)參數(shù)［7］，媒質(zhì)的光學(xué)參數(shù)設(shè)為:吸收系數(shù)μa=0．01mm-1，散射系數(shù)μs=10mm-1，各向異性因子g=0．9．設(shè)X-Y平面與媒質(zhì)表面重合，圖1(a)-(d)的上排分別是當準直光入射角分別為0°、1°、2°和6°時媒質(zhì)深度方向(X-Z截面)內(nèi)的光子密度分布，下排為斜入射與垂直入射時的光子密度的偏差ε．從圖1可以看出，光源斜入射的影響更多地集中分布在入射點附近的近場區(qū)．斜入射對遠場區(qū)影響小源于生物組織的散射作用，光在生物組織中傳播時原有的方向性逐漸消失，至完全擴散區(qū)(半徑范圍大于5～10個平均散射自由程，根據(jù)本文所采用的散射系數(shù)，對應(yīng)于0．5～1．0mm)時入射光最初的方向性將消失殆盡．雖然光斜入射對遠場區(qū)影響較小，但LOT系統(tǒng)是對被測物面進行移動的二維柵格掃描，柵格間距以及最小探測距離約為200μm左右，也就是說異質(zhì)體定將位于入射點的近場，因此，斜入射對近場的影響將導(dǎo)致異質(zhì)體附近光子傳輸及分布的改變，從而加大異質(zhì)體光學(xué)參數(shù)重建的誤差．圖2顯示了圖1中沿x=0．1mm的ε，可以看出，在近場處ε呈現(xiàn)先增大再逐漸減小的趨勢，在z=0．5mm時ε達到極大值，而這一深度恰好是LOT的主要成像深度，因此入射傾角對LOT這樣具有亞毫米成像深度的系統(tǒng)具有很大的影響．

2cdaLOT系統(tǒng)的研究

2．1硬件系統(tǒng)設(shè)計及優(yōu)化

圖3cdaLOT系統(tǒng)原理圖Fig．3SchematicdiagramofthedevelopedcdaLOTsystem設(shè)計并搭建的cdaLOT系統(tǒng)的原理如圖3，系統(tǒng)的光源和探測器分別為2mW的He-Ne激光器和線陣PMT．由于組織體對632．8nm光具有強烈的散射和較大的吸收，由組織內(nèi)部出射的漫射光極其微弱，為了防止表面的直接反射光對待測的微弱漫射光信號的干擾，根據(jù)散射可導(dǎo)致光的偏振性發(fā)生改變的原理，系統(tǒng)采用偏振光入射和偏振檢測的方法以濾除表面的直接反射光．p偏光經(jīng)過起偏器和立方體偏振分束器過濾掉殘余的s偏光．為了實現(xiàn)二維柵格掃描，采用鋸齒波和階梯波分別控制X和Y振鏡．進行行掃描時，Y振鏡保持靜止，X振鏡在斜波控制下以一定的角度間隔旋轉(zhuǎn)，實現(xiàn)行方向上的點掃描．一行掃描完畢后，X振鏡回到最初位置，Y振鏡在階梯波的控制下旋轉(zhuǎn)到下一個角度，X振鏡重復(fù)進行下一行的點掃描．重復(fù)上述過程直至掃描結(jié)束．背向散射光經(jīng)過掃描光路后在分束器處被反射，經(jīng)過檢偏器后被成像透鏡聚焦至與樣品面共軛的PMT上．根據(jù)近紅外光在生物組織中的傳播規(guī)律，一般來說，光出射點距源點越遠則探測到的光在被測物內(nèi)傳播的越深，因此線陣PMT不同通道上的探測信號反映了被測物內(nèi)不同深度下的光學(xué)參數(shù)(吸收系數(shù)和散射系數(shù))信息，該探測信號作為測量數(shù)據(jù)輸入圖像重建算法即可獲得光學(xué)參數(shù)的三維分布．為了壓縮傾角，借鑒掃描顯微鏡的掃描光路，本文將傳統(tǒng)LOT系統(tǒng)中的二倍倒像掃描改進為遠心掃描，如圖4所示．通過掃描透鏡和雙遠心物鏡組成壓縮傾角雙遠心掃描光路，掃描透鏡的后焦面在X、Y振鏡中間，掃描透鏡和雙遠心透鏡組中的筒鏡構(gòu)成一個4f系統(tǒng)，把掃描振鏡成像在雙遠心透鏡組的物鏡的入瞳位置，使得從掃描振鏡出射的且與光軸有一定夾角的平行光束也能近似垂直地入射在樣品的探測面上．根據(jù)圖3，系統(tǒng)的放大倍率由各個平行光透鏡組的放大倍率級乘得到．成像透鏡和掃描透鏡為一組平行光透鏡組，成像透鏡的焦距fimaging=200mm，掃描透鏡的焦距fscan的選擇則充分考慮到視場、源探距離、探測深度的要求，選為75mm，則該組的放大倍數(shù)m1=fimaging/fscan=2．67．選取雙遠心透鏡的物像放大倍數(shù)為m2=2，則系統(tǒng)的總放大倍數(shù)m=5.34．根據(jù)物像放大倍數(shù)的定義，最小源探距離ΔSDS為線陣PMT每個通道的寬度Δchannel的1/m倍，本文所采用的Δchannel=1mm，因此可計算得ΔSDS=0.187mm．采用的PMT共有16通道，則在某一個源點時，最大的源探距離可約達3mm．為了矯正掃描振鏡固有的枕型畸變，本文發(fā)展的矯正方法為:將二維光電位置檢測器(PSD)置于探測面，采集不同掃描振鏡角度下的實際光點坐標(X，Y)值并建立數(shù)據(jù)庫;使用二元多項式模型對已建立的數(shù)據(jù)庫作最優(yōu)擬合，最后根據(jù)實際中所需要的光電坐標從擬合模型獲得所需的振鏡旋轉(zhuǎn)角度．本文擬合階數(shù)選取為7，得到坐標X和Y的擬合誤差分別小于13．38μm和16．42μm，滿足LOT的應(yīng)用要求，用本方法矯正前后的光點軌跡如圖5所示．

2．2圖像重建算法

考慮到LOT測量時源探距離小于擴散近似的適用范圍，采用本課題組發(fā)展的基于虛擬源-擴散近似技術(shù)(Virtual-sourcediffusionapproximation，VS-DA)的光子輸運模型作為正向模型［7-8］，該方法所獲得的解析式避免了傳統(tǒng)LOT中對每一個源點進行一次MC模擬所帶來的巨大計算量．在逆問題中，利用互易原理得到雅可比矩陣:J=VG(r－rd)Φ(r－rs)，(1)其中，Ф為光子密度;G為格林函數(shù);rd(s)代表探測器(或光源)的空間位置矢量;V為VS-DA模型剖分單元的體積．同時，考慮到LOT系統(tǒng)的高密度柵格化掃描造成雅可比矩陣規(guī)模劇增，利用GPU多重算術(shù)邏輯單元(ALU)實現(xiàn)了雅可比矩陣的并行計算．完整的線性化圖像重建流程如圖6所示．最終利用Tikhonov正則化方法完成系統(tǒng)矩陣方程的逆運算［9］，得到吸收微擾的空間分布:δμa=J(JJT+λI)-1ΔMFM，(2)其中δμa代表吸收系數(shù)的微擾;ΔM為無擾動條件下的測量值M與擾動下的測量值之差;F為正向模型預(yù)測值，由VS-DA模型在無擾動條件下求得．

3結(jié)果

3．1系統(tǒng)傾角的改善

采用ZemaxTM分別對傳統(tǒng)LOT和本文提出的cdaLOT進行光路追跡．傳統(tǒng)LOT的物鏡為普通透鏡，焦距為200mm，為了保持兩個系統(tǒng)的放大倍率近似相等，傳統(tǒng)LOT中的掃描透鏡的焦距取為50mm．假設(shè)入射光線與被測物表面垂直處位于被測物中心，且將該點設(shè)為坐標原點．圖7為傳統(tǒng)LOT和cdaLOT系統(tǒng)入射主光線傾角β與物面坐標間的關(guān)系．可以看出入射光線與光軸的夾角與物點坐標成近似線性關(guān)系，坐標值越大則入射傾斜角度β越大．傳統(tǒng)LOT在(x，y)坐標為(1．5mm，0)和(2．5mm，0)處的β可達1．1°和1．8°，而cdaLOT系統(tǒng)對應(yīng)的β僅分別為0．3°和0．9°，即cdaLOT系統(tǒng)至少能夠使β減小為傳統(tǒng)LOT系統(tǒng)的1/2．

3．2與正向模型符合度的驗證

將實驗結(jié)果與MC模擬出的漫射光強進行對比，以驗證壓縮光束入射角對改善實驗條件與正向模型匹配度的作用．MC模擬中，光線垂直入射到媒質(zhì)上．本文制作了以環(huán)氧樹脂作為基底，墨水和TiO2顆粒分別作為吸收體和散射體的固體仿體，μa=0.01mm-1，μs=10mm-1，g=0．68．在傳統(tǒng)LOT和cdaLOT系統(tǒng)下，仿體面上的采集坐標均為(0，0)、(1．5mm，0)和(2．5mm，0)，獲取7個SDS(對應(yīng)于PMT的前7個通道)下的漫射光強值．以各自最大SDS下的漫射光測量值作為基準進行歸一化后與MC的模擬值進行對比，結(jié)果如圖8所示．需要說明的是，由于兩個系統(tǒng)的放大倍率略有差異，因此圖8(a)和(b)的橫坐標取點略有不同．對比可見，cdaL-OT的測量結(jié)果更加接近于MC模擬值，測量結(jié)果與MC計算結(jié)果間的相對誤差由原來的最大達38．8%降低到18%．

3．3圖像重建結(jié)果

上述方法制作的固體仿體經(jīng)挖槽、灌注等過程制作成淹埋有異質(zhì)體的仿體，如圖9所示．背景和異質(zhì)體的μa分別制作為0．01mm-1和0．05mm-1，分別用于模擬宮頸的正常和病變區(qū)域．二者的μs均為10mm-1，g均為0．68．異質(zhì)體沿X-Z-Y方向的尺寸為1mm×1mm×7mm，上表面距離探測表面的深度為0．4mm．系統(tǒng)的掃描面積為8．33mm×8．33mm，共掃描100×100個點，掃描過程中保證掃描區(qū)域左邊界距離異質(zhì)體左邊界2mm．為了符合光在組織體內(nèi)傳播的過程，正模型計算中將X-Y面內(nèi)的成像域由掃描區(qū)域的中心向外擴展2mm，并離散成84×84個剖分單元，則每個單元代表的長度約為0．123mm，換算得掃描區(qū)域約含68×68個剖分單元．考慮到光的穿透深度和計算量，Z方向剖分深度為2．5mm，該方向剖分單元的尺寸與X(或Y)方向相同．圖10中上排及下排分別為基于傳統(tǒng)LOT及cdaLOT系統(tǒng)用前述的重建算法得到的X-Z平面(a)及Y-Z平面(b)的斷層圖像，其中黑色實線代表目標的實際位置．由圖10可以看出，重建出的異質(zhì)體均不同程度地趨向于表面，這是由于反射測量時測量靈敏度會隨著深度而下降，從而導(dǎo)致基于反射測量的重建圖像具有趨膚效應(yīng)和對深處成像能力的下降［10］．但相比于傳統(tǒng)LOT系統(tǒng)，cdaLOT重建出的異質(zhì)體深度更為準確，這是由于入射光線的傾斜導(dǎo)致介質(zhì)內(nèi)部光子密度發(fā)生變化(如圖1所示)，而入射方向與探測器方向的交叉導(dǎo)致局部吸收靈敏度增強，仍然采用垂直入射情形下的靈敏度函數(shù)進行圖像重建將產(chǎn)生更加嚴重的趨膚效應(yīng)．根據(jù)重建結(jié)果，傳統(tǒng)LOT得到的量化度約為42．05%，在Z=0．9mm處沿Y方向的半高寬約為1．15mm，而對于cdaLOT分別為89．13%及1．05mm，均優(yōu)于傳統(tǒng)LOT．可以看出，該結(jié)果與異質(zhì)體位置重建的準確性一致，這是由于重建過程同時包含對異質(zhì)體位置、形狀、以及光學(xué)參數(shù)的反演，而其中任何一項的誤差將直接影響其余項．

4結(jié)論

研究了入射光傾角對光在組織體內(nèi)分布的影響，發(fā)現(xiàn)傾角對近場區(qū)及LOT的成像深度范圍的光子分布具有更大的影響．為了改善測量條件和正向模型的匹配性，本文研制了壓縮傾角LOT系統(tǒng)(cdaLOT)，并提出了矯正掃描振鏡枕型畸變的新方法，光路模擬結(jié)果表明:cdaLOT系統(tǒng)可使入射主光線傾角減小為傳統(tǒng)LOT系統(tǒng)的1/2．改進的系統(tǒng)將測量值與蒙特卡洛模擬結(jié)果的相對誤差由傳統(tǒng)系統(tǒng)的38%降低為18%．考慮到LOT測量時源探距離小于擴散近似的適用范圍以及LOT的高密度柵格化掃描引起的計算量激增，發(fā)展了基于虛擬源-擴散近似技術(shù)和GPU的LOT快速圖像重建算法．最后利用所發(fā)展的cdaLOT系統(tǒng)和算法進行了仿體成像，結(jié)果表明:重建異質(zhì)體的吸收系數(shù)、位置和形狀與真實情況基本相符．為了同時兼顧空間分辨率及成像效率，LOT中柵格化的掃描區(qū)域邊長尺寸通常只有毫米量級［2，11］，因此在描述表面形貌變化平緩的皮膚、宮頸等人體組織淺層結(jié)構(gòu)時［11］，普遍將探測面視為平面．如果毫米量級下的平面假設(shè)不成立，則現(xiàn)有LOT圖像重建算法不再適用，這是由于LOT中高密度的柵格化掃描限制了傳統(tǒng)逐點建模方式，普遍的加速手段是利用目標幾何結(jié)構(gòu)的對稱性通過一次MC求得完整的正向模型及Jacobian矩陣［11］，而對稱性將隨著平面假設(shè)失敗而遭到破壞．因此在系統(tǒng)設(shè)計中，本文未對探測面的曲率問題作討論．

參考文獻：

易茜，武林會，王欣，等．一種基于穩(wěn)態(tài)光子計數(shù)模式的面向乳腺擴散熒光光學(xué)聯(lián)合層析成像方法．紅外與毫米波學(xué)報)，2014，33(3):318-326．

作者:趙會娟 賈夢宇 秦轉(zhuǎn)萍 王爽 陳雪影 李嬌 張林 高峰 單位:天津大學(xué)精密儀器與光電子工程學(xué)院 天津市生物醫(yī)學(xué)檢測技術(shù)與儀器重點實驗室 天津市信息傳感與智能控制重點實驗室 天津職業(yè)技術(shù)師范大學(xué)自動化與電氣工程學(xué)院