一种针对小动物荧光层析成像系统的信息提取方法

摘要

本发明属于医学断层成像技术领域，涉及一种针对小动物荧光层析成像系统的信息提取方法，包括：校准成像系统，使成像腔外边缘处于镜头的焦平面；分别绘制激发光及荧光出射光光强分布曲线；选择成像腔圆心角θ范围和映射到探测图像的信息提取区域S大小；根据出射光光强分布曲线，在信息提取区域S内的光强值较小范围内对应的像素数据单独作为一个子区域，把两侧光强值较高范围内对应的像素数据再分别各自地作为一个子区域；分别对每个子区域内的测量数据求平均值，作为一个平均探测值，将所有提取出来的平均探测值用于图像重建。本发明简化了计算，消除了两侧杂散光的影响。

权利要求

1.一种针对小动物荧光层析成像系统的信息提取方法，所采用的成像系统，采用空间扫描激光光源，光源发射出波长为660nm的稳态激光，激光经过入射光纤传递至耦合透镜进行光束准直，由计算机控制安装于二维平移台上的耦合透镜进行某个方向的移动，结合旋转台实现成像腔的圆周位置改变，从而使激光束对圆柱型成像腔进行全三维扫描，同时在对侧利用EMCCD对其进行成像，包括下列步骤：(1)校准成像系统，使成像腔外边缘处于镜头的焦平面；

(2)对于每一幅EMCCD探测到的图像，仅采用成像腔表面映射到图像的中央部分像素区域S，对应圆心角θ，作为信息提取区域，确定信息提取区域S及圆心角θ的大小的方法如下：a.在成像腔一周均匀地设置多个探测点，利用描述光在组织体内传播的扩散方程模型对经过成像腔的出射光光强进行数值模拟计算，得到成像腔在光源对侧的半周上的各个探测点接收的激发光及荧光出射光的光强值；

b.计算各个探测点相对于焦平面的位置偏移量，对所得激发光及荧光出射光的光强值和偏移量的数据进行归一化，即把二者数据成比例缩放到同一数值范围内，然后利用归一化后的激发光及荧光出射光的光强值分别与偏移量作比，得到一系列对应各个探测点的比值，并分别绘制激发光及荧光出射光光强分布曲线；

c.从激发光及荧光出射光光强分布曲线看出，随着圆心角θ的增加，偏移量的增长速度远大于激发光或荧光出射光强的增长速度，散焦程度更加明显，根据这种现象，选择成像腔圆心角θ范围和映射到探测图像的信息提取区域S大小；

(3)根据出射光光强分布曲线，在信息提取区域S内的光强值较小范围内对应的像素数据单独作为一个子区域，把两侧光强值较高范围内对应的像素数据再分别各自地作为一个子区域；

(4)分别对每个子区域内的测量数据求平均值，各得到一个平均探测值，将所有提取出来的平均探测值用于图像重建。

2.根据权利要求1所述的信息提取方法，其特征在于，选择成像腔圆心角θ范围在

54°～66°，映射到探测图像的信息提取区域S大小为整个图像大小的46.3％～54.5％。

3.根据权利要求1所述的信息提取方法，其特征在于，三个子区域即一侧，中间，另一侧之间的大小之比为1:2:1。

说明书

一种针对小动物荧光层析成像系统的信息提取方法

技术领域

[0001] 本发明属于医学断层成像技术领域，涉及一种针对小动物荧光层析成像系统的信息提取方法。

背景技术

[0002] 荧光扩散光层析成像技术（Fluorescence diffuse optical tomography,FDOT）作为一种具有应用前景的小动物成像[1-2]手段正日益得到广泛关注。其目的是在特异性荧光分子探针的标定下，通过照射激发光并测量组织边界发出的荧光信号，对小动物内部肿瘤的产生、转移、肿瘤血管生成及抗肿瘤药物治疗反应等进行实时、非侵入式、特异性的跟踪和探测，为今后临床实践中进行肿瘤的早期诊断、皮下肿瘤的检测等提供了有效的工具。

[0003] 近年来FDOT系统多采用了基于EMCCD（Electron-Multiplying CCD，电子倍增电荷耦合器件）的非接触式测量方法以增加空间采样率，常利用形状固定且加入匹配液的圆柱型成像腔，优点在于边界信息已知并且轮廓规则，可以简化数值模型的计算。同时可以保证小鼠保持自然状态放置，不会挤压到小鼠，更有利于实验结果。

[0004] 但该类FDOT系统也存在一些缺陷：首先，由于使用圆柱型成像腔，腔体表面是圆弧曲面而非平面，两侧随着表面的弧度逐渐偏离焦点位置，因此通过EMCCD相机得到的图像因散焦而造成两侧模糊不清。这两侧的大量信息不仅在反映探测对象的性质和特征方面存在偏差，而且增加了图像重建的时间，降低了重建的效率。目前对于散焦常用的解决方法是通过焦点矫正算法[3]进行优化，或者使用大景深的镜头成像，因此计算复杂、系统成本较高。其次，成像时需将小鼠头部以下躯体浸泡在匹配液中，由于小鼠个体间存在差异性（即使同一活体小鼠，骨骼、血液和内脏组织等不同部分的吸收系数和散射系数也极不均匀），很难配制与小鼠组织的光学参数类似的匹配液，又由于CCD动态范围的限制，在传统的采用CCD全部图像的方法中，若采用的匹配液吸收系数过大将导致出射光太弱使得测量数据信噪比过低，而若匹配液吸收系数过小将导致两侧的CCD像素饱和，给测量和重建带来困难。再次，经过本实验室系统[4-5]对小鼠光学参数的实验估测及经验可知，小鼠的吸收-1系数μa大约在0.1mm 量级，强烈的光衰减使得对测量系统的灵敏度要求极高，此时空间杂散光成为暗室内难以消除的背景噪声，最终影响图像重建结果。

[0005] 针对以上问题，本发明提出了一种针对上述非接触式小动物FDOT系统的信息提取方法，在仅有一对光源-探测器的情况下，使用小角度内有效信息进行重建，能够避免焦点矫正计算和对匹配液光学参数的严格要求，并且可消除杂散光的影响。

[0006] 参考文献

[0007] Willmann J K,van Bruggen N,Dinkelborg L M,et al.Molecular imaging in drug development[J].Nature Reviews Drug Discovery,2008,7(7):591-607.[0008] Koenig A,HervéL,Josserand V,et al.In vivo mice lung tumor follow-up with fluorescence diffuse optical tomography[J].Journal of biomedical optics,2008,13(1):011008-011008-9.

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[0010] 张丽敏.时域荧光扩散光层析的基本理论与实验研究[D].天津大学,2009.[0011] 张伟,高峰,武林会,等.面向乳腺肿瘤诊断的时域扩散荧光——光学层析成像系统[J].红外与毫米波学报,2013,32(2):181.

[0012] Arridge S R.Optical tomography in medical imaging[J].Inverse problems,1999,15(2):R41.

[0013] Contini D,Martelli F,Zaccanti G.Photon migration through a turbid slab described by a model based on diffusion approximation.I.Theory[J].Applied optics,1997,36(19):4587-4599.

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发明内容

[0015] 本发明的目的在于提供一种针对小动物FDOT系统的信息提取方法，该系统仅有一对光源-探测器，采用空间光透射式测量，源探之间放置圆柱型成像腔，该方法主要提取探测图像中间小区域内的有效信息进行重建，避免以往复杂的焦点矫正计算和对匹配液光学参数的严格要求，并且可消除杂散光的影响。本发明所采用的技术方案如下：

[0016] 一种针对小动物荧光层析成像系统的信息提取方法，所采用的成像系统，采用空间扫描激光光源，光源发射出波长为660nm的稳态激光，激光经过入射光纤传递至耦合透镜进行光束准直，由计算机控制安装于二维平移台上的耦合透镜进行某个方向的移动，结合旋转台实现成像腔的圆周位置改变，从而使激光束对圆柱型成像腔进行全三维扫描，同时在对侧利用EMCCD对其进行成像，包括下列步骤：

[0017] （1）校准成像系统，使成像腔外边缘处于镜头的焦平面；

[0018] （2）对于每一幅EMCCD探测到的图像，仅采用成像腔表面映射到图像的中央部分像素区域S，对应圆心角θ，作为信息提取区域，确定信息提取区域S及圆心角θ的大小的方法如下：在成像腔一周均匀地设置多个探测点，利用描述光在组织体内传播的扩散方程[6-7]模型 对经过成像腔的出射光光强进行数值模拟计算，得到成像腔在光源对侧的半周上的各个探测点接收的激发光及荧光出射光的光强值；

[0019] （3）计算各个探测点相对于焦平面的位置偏移量，对所得激发光及荧光出射光的光强值和偏移量的数据进行归一化，即把二者数据成比例缩放到同一数值范围内，然后利用归一化后的激发光及荧光出射光的光强值分别与偏移量作比，得到一系列对应各个探测器的比值，并分别绘制激发光及荧光出射光光强分布曲线；

[0020] （4）从激发光及荧光出射光光强分布曲线看出，随着圆心角θ的增加，偏移量的增长速度远大于激发光或荧光出射光强的增长速度，散焦程度更加明显，根据这种现象，选择成像腔圆心角θ范围和映射到探测图像的信息提取区域S大小；

[0021] （5）根据出射光光强分布曲线，在信息提取区域S内的光强值较小范围内对应的像素数据单独作为一个子区域，把两侧光强值较高范围内对应的像素数据再分别各自地作为一个子区域。

[0022] （6）分别对每个子区域内的测量数据求平均值，作为一个平均探测值，将所有提取出来的平均探测值用于图像重建。

[0023] 其中，选择成像腔圆心角θ范围在54°～66°，映射到探测图像的信息提取区域S大小为整个图像大小的46.3%～54.5%。

[0024] 三个子区域即一侧，中间，另一侧之间的大小之比为1:2:1。

[0025] 本发明信息提取方法的主要特点及优势体现在：

[0026] 1.本发明与传统的采用整幅CCD图像用以进行重建不同，仅采用与镜头焦面处对应的CCD探测图像的中间部分像素作为有效探测信息，舍去了两侧由于散焦造成的失真数据，避免了复杂焦点矫正计算。

[0027] 2.本发明避免了对匹配液的严格要求，消除了两侧杂散光的影响。

[0028] 3.本发明提取了代表组织特性的有效数据，在保证足够数据量的情况下消除了错误数据，提高了重建精度及效率。

附图说明

[0029] 图1.小动物FDOT测量系统结构图；

[0030] 图2平移台及旋转台扫描过程示意图；

[0031] 图3探测点分布示意图；

[0032] 图4测量中的提取信息区域S及对应成像腔圆心角示意图；

[0033] 图5出射光强与偏移量曲线，（a）为激发光出射光，（b）为荧光出射光；

[0034] 图6归一化出射光光强与偏移量比值曲线，（a）为激发光出射光，（b）为荧光出射光；

[0035] 图7仿体尺寸示意图，（a）为固体仿体立体示意图，（b）为仿体截面示意图。

具体实施方式

[0036] 下面结合附图和具体实施对本发明作进一步详细说明。

[0037] 本发明针对的系统结构如图1所示，主要由光源1、入射光纤2、电控箱3、二维平移台4、耦合透镜5、旋转台6、圆柱成像腔7、滤光轮8、光学镜头9、电子倍增电荷耦合器件10、计算机11组成。

[0038] 本发明针对的是非接触式小动物FDOT测量系统，该类系统采用空间扫描激光光源，光源发射出波长为660nm的稳态激光，功率7.5mW。激光经过入射光纤传递至耦合透镜进行光束准直。由计算机控制安装于二维平移台上的耦合透镜进行Y方向的移动，结合旋转台实现成像腔的圆周位置改变，从而使激光束对圆柱型成像腔进行全三维扫描，如图2所示，同时在对侧利用EMCCD对其进行成像。光学镜头前放置六孔马达驱动滤光轮，测量荧光时可用中心波长为716nm的带通滤光片将激发光滤除。测量激发光时选用中性密度衰减片对其进行线性衰减。在Windows平台下利用Visual C++6.0开发了系统自动控制数据采集软件，实现了计算机对平移台、滤光轮等的集成控制和连续扫描测量。

[0039] 为保证采集图像的准确性，对系统进行如下校准：①对焦：观察计算机上显示的成像腔所成的像，通过对EMCCD的镜头进行焦距微调，使成像腔的像达到最清晰的状态。②准直：将光源，成像腔和光学镜头中心对准，并保持在一条水平线上。③确定成像范围：观察EMCCD对成像腔所成的像并进行边界标定，进而确定从实物到图像尺寸的映射，保证可对整个成像腔进行成像。

[0040] 对于圆柱型成像腔，将皮下植入荧光目标体的小鼠竖直放入成像腔中，将EMCCD聚焦在小鼠的前表面上进行拍摄成像。对获得的每幅图像进行信息提取：

[0041] 首先，确定信息提取区域S以及对应的圆心角θ，如图4所示。已知背景和荧光目标体的光学参数和源点-探测点分布，其中探测器个数为D（为便于说明，设D=100），采用正向模型——扩散方程（Diffuse Equation，DE）模型的数值模拟计算，得到成像腔在光源对侧半周上D/2（D/2=50）个探测点所接收的出射光（激发光和荧光）光强值。

[0042] 根据D/2个探测点处出射光光强值I，并计算D/2个探测点偏移量d，得到二者的分布曲线，如图3所示。可以发现：d的增长速度较快，而I相对于d增长比较平缓，如图4所示。比较两者的变化趋势，对两者的数据进行归一化后作比得到Inorm/dnorm。由Inorm/dnorm曲线可以看出，Inorm/dnorm在探测点M1～Ma和Mb～MD/2的值远远小于在Ma～Mb的值(1≤a＜b≤D/2)，如图5所示。由此可以说明：仅在圆柱成像腔表面中央小角度内的偏移量d开始很小，所以Inorm/dnorm比值较大，该区域内的成像腔表面可以近似认为为平面。但随着圆心角θ的增加，偏移量d的增长速度远大于出射光强I的增长速度，偏移量d迅速增大，而Inorm/dnorm迅速减小，散焦程度更加明显。因此在Ma～Mb探测点之间的圆心角θ为可以接受的范围，由此可以推算出θ=(b-a)/(D/2)*180°，一般取θ=54°～66°；对应的信息提取区域S=2R×sin(θ/2)（其中R为成像腔半径），S占整个图像中央范围的46.3%～54.5%。

[0043] 其次，确定划分原则。对于提取区域s，该区域内包含了图像上的n个像素，将这n个像素划分为3组。划分原则如下：图像的像素点灰度值代表了对应位置的出射光强。根据出射光强数值的模拟结果，位于光源正对侧位置的出射光强值最小，信噪比最小，从中间向两侧出射光强逐渐增大，信噪比逐渐提高。因此，将中间出射光强值较低的n1个像素单独作为一组，将两侧出射光强值较高的n2,n3个像素再分别各自地作为一组（其中n1+n2+n3=n）。

[0044] 为了确定n1、n2和n3的大小关系，我们采用与成像腔相同尺寸的圆柱形仿体（光学参数与小鼠一致的模型）成像，仿体内加工两个圆柱形孔并加入荧光溶液，其表示了荧光目标体的大小和位置，如图7所示。选取θ=60°所对应的区域S为信息提取区域，S刚好为整个探测图像的50%，，对应了探测图像上的n个像素，根据划分原则将n个像素分别分成n2:n1:n3=1:1:1；4:8:4；5:6:5；6:4:6和7:2:7。定量的分析空间分辨率，引入评估参数[8]R ，如表一所示。

[0045] 表一不同划分方式结果的空间分辨率对比

[0046]

[0047] 一般定义在R＞0.1时，两个目标体可以被肉眼分辨开。R越大，重建图像的空间分辨率越大，说明成像效果越好，根据表一可以看出，通常分为n2:n1:n3=4:8:4即1:2:1时，效果最好。

[0048] 最后，经过划分后可以得到3组像素，对这3组分别求平均，得到代表这3组像素的平均灰度值作为有效探测数据，参与图像的重建。这种做法可以保证给图像重建算法提供足够的测量量以降低逆问题的病态性，同时使最佳提取区域内的各点信噪比比较均匀，重建效果更好。