一种基于针孔阵列的X射线光场成像及标定方法

摘要

本发明公开了一种基于针孔阵列的X射线光场成像及标定方法，包括步骤1：建立基于针孔阵列的X射线光场成像模型，包括X射线光源阵列、针孔阵列和X射线图像传感器；步骤2：建立线性曝光映射图，实现X射线光场影像的曝光归一化；步骤3：标定X射线光场影像的针孔中心，以提取每个针孔影像的中心位置；步骤4：根据步骤3中获得的针孔影像中心，提取每个X射线光源影像；步骤5：根据步骤4提取每个X射线光源影像，提取每个针孔影像中相同位置处的像素，重组为一帧X射线光源影像；步骤6：将所提取的X射线光源影像转换为正交排列的X射线光源影像。本发明将可见光的光场成像理论拓展到X射线成像中，满足了临床诊疗中对X射线影像的成像质量的要求。

权利要求

1.一种基于针孔阵列的X射线光场成像及标定方法，其特征在于：包括以下步骤：步骤1：建立基于针孔阵列的X射线光场成像模型，包括X射线光源阵列、针孔阵列和X射线图像传感器，所述的X射线光源阵列是由多个X射线光源组成M×N正交排列的二维平面阵列，所述的针孔阵列是由一组设置在X射线掩模板上呈P×Q六边形排列的针孔组成，所述的X射线图像传感器为一个X射线可直接成像的数字图像传感器；

步骤2：建立线性曝光映射图，实现X射线光场影像的曝光归一化，具体为：在X射线光源阵列中所有X射线光源关闭的情况下获取一帧X射线光场影像作为噪声影像In；

在X射线光源阵列中所有X射线光源打开，X射线图像传感器电子快门时间设置为最短的情况下，获取一帧X射线光场影像作为低曝光影像Il；

在X射线光源阵列中所有X射线光源打开，X射线图像传感器电子快门时间设置为最长的情况下，获取一帧X射线光场影像作为高曝光影像Ih；

建立线性曝光映射图M：

其中avg(·)为计算影像中所有像素的均值；

对于一帧X射线光场影像I，曝光归一化后影像I′为：

步骤3：标定X射线光场影像的针孔中心，以提取每个针孔影像的中心位置，具体为：根据理想的针孔影像大小，在X射线光场影像上提取每个针孔影像的理想中心位置；

所述的理想针孔影像大小，是指根据设计参数确定并期望获得的针孔影像的大小，所述的理想中心位置，是指在参数设计过程中设定好的位置；

采用方差为σ＝w/6，均值为0的二维高斯函数对高曝光影像Ih进行二维高斯滤波，获得滤波后的光场影像Ig；其中针孔影像的空间分辨率为w×w像素，其中w取M和N的最大值；

根据光场影像Ig，在针孔影像的理想中心位置附近寻找峰值点作为该针孔影像中心；

步骤4：根据步骤3中获得的针孔影像中心，提取每个X射线光源影像，具体为：对于某个针孔的针孔影像中心(u0，v0)，采用二维图像插值方法提取(u0+i，v0+j)位置处的像素值，其中i和j取[-w/2，w/2]间整数值；将提取的所有像素组成该针孔的针孔影像，共可获得P×Q个针孔影像；

步骤5：根据步骤4提取每个X射线光源影像，提取每个针孔影像中相同位置处的像素，重组为一帧X射线光源影像；X射线光源影像空间分辨率为P×Q像素，可获得X射线光源影像的个数为针孔影像的像素个数；由于针孔阵列按六边形排列，因此所提取X射线光源影像中的像素也是按六边形排列；

步骤6：采用六边形-正交排列格点转换方法，将所提取的X射线光源影像转换为正交排列的X射线光源影像；

所有正交排列的X射线光源影像组成为校正后的X射线光场数据，所述的X射线光场数据是一组大小为光源阵列大小的X射线光源影像。

2.根据权利要求1所述的一种基于针孔阵列的X射线光场成像及标定方法，其特征在于：所述的X射线光源阵列中相邻两X射线光源的间距u满足：其中x为X射线图像传感器中相邻两传感单元的间距，L为针孔阵列到X射线光源阵列的距离，L′为针孔阵列到X射线图像传感器的距离。

3.根据权利要求1所述的一种基于针孔阵列的X射线光场成像及标定方法，其特征在于：针孔阵列中每个针孔形成的针孔影像空间分辨率为w×w像素，其中w取M和N的最大值；针孔阵列中相邻针孔间距p为x·w；

针孔直径d满足：

其中t为X射线掩模板的厚度；x为X射线图像传感器中相邻两传感单元的间距，L′为针孔阵列到X射线图像传感器的距离；

针孔成像视角α为：

说明书

一种基于针孔阵列的X射线光场成像及标定方法

技术领域

[0001] 本发明涉及X射线医学影像领域中的光场成像技术，特别是指一种基于针孔阵列的X射线光场成像及标定方法。

背景技术

[0002] 光场成像是在传统成像设备的基础上，通过相机阵列、编码孔径或微透镜阵列来实现光场采集。在基于相机阵列的光场成像方面，美国斯坦福大学M.Levoy在1996年构建[1]了由128个相机组成的4维光场采集平台 。美国南加州大学P.Debevec在2000年首次[2]
实现了用于人脸采集的4维静态变光照采集系统 ，国内清华大学戴琼海教授搭建了国内[3]
首个直径6米，包含40台相机和310个LED光源的变光照动态光场采集系统 。2012年项目组与清华大学在杭州电子科技大学共同搭建了目前亚洲最大的直径10米、高7米的七[4]
维动态光场采集系统 。

[0003] A.Levin[5]和A.Veeraraghavan[6]等人提出了基于编码孔径的光场捕获技术。它是在传统相机的镜头光圈处插入模式遮光片，利用透镜模型推导出目标到焦平面的距离与散焦模糊间的关系，并结合概率模型恢复深度信息和全焦点图像。但该方法需要较长的曝光时间且图像信噪比较低。

[0004] 美国麻省理工E.Adelson在1992年首次提出了光场相机[7]的概念，2005年美国[8]斯坦福大学R.Ng 进一步完善。该方法在传统相机的成像平面处插入微透镜阵列，用以记录入射光的辐射角分布，并通 过一个中继透镜传递到光电传感器上实现4维静态光场成像。其核心思想是以微透镜阵列取代相机阵列，以牺牲成像空间分辨率换取辐射角分辨率，不可避免地存在空间分辨率低的缺陷。近期A.Lumsdaine和T.Georgiev等人提出了会聚式[9，10]
光场相机Plenoptic2.0 ，结合超分辨率重建技术可重构出较高空间分辨率的视图。相对于相机阵列和编码孔径方法，基于微透镜阵列的光场成像技术更趋于成熟，2012年美国硅谷的创业公司Lytro推出了全球首款消费级的便携式光场相机，可实现先拍照后对焦功能。德国Raytrix公司也推出了科研和工业应用级的光场相机。

[0005] 光场成像技术突破了传统成像模型的局限，这为医学影像成像和计算也提供了新思路和新方法。然而现已提出的光场成像技术都是基于可见光反射成像原理，而在医学影像中通常是透射衰减成像，在成像机理上存在本质上的差异，两者影像亮度所代表的物理含义也不相同。近年来国内外研究人员一直致力于将光场成像技术与医学影像相结合，[11]M.Levoy提出了基于可见光透射成像的光场显微镜 ；国内胡家升等人提出了基于编码孔[12]
径的X射线成像及其高精度图像重构 ；王小龙等人提出了采用Lytro相机的X射线成[13]
像闪烁体成像方法 。然而上述方法目前都无法满足临床诊疗中对X射线影像的成像质量。

发明内容

[0006] 本发明针对现有技术的不足，将可见光的光场成像理论拓展到X射线成像中，以解决临床诊疗中X射线影像丢失深度信息，造成不 同深度影像重叠且难以区分的问题，而提出一种无深度信息丢失，无影像重叠、具有低剂量、快速成像、满足临床诊疗中对X射线影像的成像质量要求的基于针孔阵列的X射线光场成像及标定方法。

[0007] 本发明实现其技术目的所采用的技术方案是：一种基于针孔阵列的X射线光场成像及标定方法，包括以下步骤：

[0008] 步骤1：建立基于针孔阵列的X射线光场成像模型，包括X射线光源阵列、针孔阵列和X射线图像传感器，所述的X射线光源阵列是由多个X射线光源组成M×N正交排列的二维平面阵列，所述的针孔阵列是由一组设置在X射线掩模板上呈P×Q六边形排列的针孔组成，所述的X射线图像传感器为一组X射线可直接成像的数字图像传感器；

[0009] 步骤2：建立线性曝光映射图，实现X射线光场影像的曝光归一化，具体为：

[0010] 在X光源阵列中所有X光源关闭的情况下获取一帧光场影像作为噪声影像In；

[0011] 在X光源阵列中所有X光源打开，X射线图像传感器电子快门时间设置为最短的情况下，获取一帧光场影像作为低曝光影像Il；

[0012] 在X光源阵列中所有X光源打开，X射线图像传感器电子快门时间设置为最长的情况下，获取一帧光场影像作为高曝光影像Ih；

[0013] 建立线性曝光映射图M：

[0014]

[0015] 其中avg(·)为计算影像中所有像素的均值；

[0016] 对于一帧X射线光场影像I，曝光归一化后影像I′为：

[0017]

[0018] 步骤3：标定X射线光场影像的针孔中心，以提取每个针孔影像的中心位置，具体为：

[0019] 根据理想的针孔影像大小，在X射线光场影像上提取每个针孔影像的理想中心位置；所述的理想针孔影像大小，是指根据设计参数确定并期望获得的针孔影像的大小，所述的理想中心位置，是指在参数设计过程中设定好的位置；

[0020] 采用方差为σ＝w/6，均值为0的二维高斯函数对高曝光影像Ih进行二维高斯滤波，获得滤波后的光场影像Ig；

[0021] 根据光场影像Ig，在针孔影像的理想中心位置附近寻找峰值点作为该针孔影像中心；

[0022] 步骤4：根据步骤3中获得的针孔影像中心，提取每个X射线光源影像，具体为：

[0023] 对于某个针孔的针孔影像中心(u0，v0)，采用二维图像插值方法提取(u0+i，v0+j)位置处的像素值，其中i和j取[-w/2，w/2]间整数值，将提取的所有像素组成该针孔的针孔影像，共可获得P×Q个针孔影像。

[0024] 步骤5：根据步骤4提取每个X射线光源影像，提取每个针孔影像中相同位置处的像素，重组为一帧X射线光源影像；X射线光源影像空间分辨率为P×Q像素，可获得X射线光源影像的个数为针孔影像的像素个数；由于针孔阵列按六边形排列，因此所提取X射线光源影像中的像素也是按六边形排列；

[0025] 步骤6：采用六边形-正交排列格点转换方法，将所提取的X射线光源影像转换为正交排列的X射线光源影像；

[0026] 所有正交排列的X射线光源影像组成为校正后的X射线光场数据，所述的X射线光场数据是一组大小为光源阵列大小的X射线光源影像。

[0027] 该发明的技术方案将可见光的光场成像理论拓展到X射线成像中，针对X射线透射衰减成像特性，设计了一种基于针孔阵列的X射线光场成像方法，并提出相应的X射线光场影像标定方法。从而可将可见光的光场成像理论和处理算法应用于X射线成像领域。该发明的技术方案结合目前成熟的可见光光场重对焦算法，仅需一次曝光拍摄就可实现不同深度位置的重对焦，建立对应拍摄角度下的三维层析影像，解决临床诊疗中X射线影像丢失深度信息，造成不同深度影像重叠且难以区分的问题，同时具有低剂量和快速成像的特点，适用于临床诊疗要求。

[0028] 作为优选，所述的X射线光源阵列中相邻两X射线光源的间距u满足：

[0029]

[0030] 其中x为X射线图像传感器(阵列)中相邻两传感单元的间距，L为针孔阵列到X射线光源阵列的距离，L′为针孔阵列到X射线图像传感器的距离。由于X射线光源阵列的大小决定了X射线光场成像的角度分辨率，当X射线光源阵列中相邻两X射线光源的间距u满足上述条件时，X射线光场成像的角度分辨率能够达到最优。

[0031] 作为优选，针孔阵列中每个针孔形成的针孔影像空间分辨率为w×w像素，其中w取M和N的最大值；针孔阵列中相邻针孔间距p为x·w；

[0032] 针孔直径d满足：

[0033]

[0034] 其中t为X射线掩模板的厚度。

[0035] 针孔成像视角α为：

[0036]

[0037] 本发明的有益效果是：该基于针孔阵列的X射线光场成像及标定方法，仅需一次曝光拍摄就可实现不同深度位置的重对焦，建立对应拍摄角度下的三维层析影像，解决了临床诊疗中X射线影像丢失深度信息，造成不同深度影像重叠且难以区分的问题，同时具有低剂量和快速成像的特点。

[0038] 该基于针孔阵列的X射线光场成像及标定方法，将可见光的光场成像理论拓展到X射线成像中，针孔阵列采用六边形排列确保了X射线成像面上传感单元的高覆盖率，满足了临床诊疗中对X射线影像的成像质量的要求。

附图说明

[0039] 图1是本发明中X射线光场成像的一种平面结构示意图；

[0040] 图2是本发明中X射线光源阵列M×N正交排列的一种结构示意图；

[0041] 图3是本发明中X射线针孔成像的一种几何结构示意图；

[0042] 图4是本发明中针孔阵列一种P×Q六边形排列的结构示意图；

[0043] 图5是本发明中针孔成像几何模型的一种结构示意图；

具体实施方式

[0044] 下面通过具体实施例并结合附图对本发明的技术方案作进一步详细说明。

[0045] 实施例1：

[0046] 一种基于针孔阵列的X射线光场成像及标定方法，包括以下步骤：

[0047] 步骤1：建立一种基于针孔阵列的X射线光场成像模型，其成像平面结构示意图如图1所示，包括X射线光源阵列、针孔阵列和X射线图像传感器。X射线图像传感器采用X射线可直接成像的数字图像传感器。X射线图像传感器阵列为一组X射线可直接成像的数字图像传感器。本实施例中，图像传感器采用的是一块CCD或CMOS芯片。

[0048] X射线光源阵列由多个X射线光源组成M×N正交排列的二维平面阵列，如图2所示。X射线光源阵列的大小决定了X射线光场成像的角度分辨率。

[0049] 根据图3中X射线针孔成像几何，相邻X射线光源的间距u满足：

[0050]

[0051] 其中x为X射线图像传感器中相邻传感单元的间距，L为针孔阵列到X射线光源阵列的距离，L′为针孔阵列到X射线图像传感器的距离。针孔阵列为在X射线掩模板上钻取P×Q六边形排列的一组针孔组成，如图4所示。针孔阵列的大小决定了X射线光场成像的空间分辨率。采用六边形排列以确保X射线成像面上传感单元的高覆盖率，而且，采用六边形排列在保证高覆盖率的前提下，便于实现六边形到正交排列的转换。

[0052] 根据图5所示的针孔成像模型，每个针孔形成的针孔影像空间分辨率为w×w像素，其中w取M和N的最大值。针孔阵列中相邻针孔间距p为x·w。

[0053] 针孔直径d满足：

[0054]

[0055] 其中t为X射线掩模板的厚度。

[0056] 针孔成像视角α为：

[0057]

[0058] 步骤2：X射线光场影像的曝光归一化，以改善X射线光场影像的亮度级，消除X射线图像传感器的固定模式噪声和暗电流噪声。具体为：

[0059] 在X射线光源阵列中所有X射线光源关闭的情况下获取一帧X射线光场影像作为噪声影像In；

[0060] 在X射线光源阵列中所有X射线光源打开，X射线图像传感器电子快门时间设置为最短的情况下，获取一帧X射线光场影像作为低曝光影像Il；

[0061] 在X射线光源阵列中所有X射线光源打开，X射线图像传感器电子快门时间设置为最长的情况下，获取一帧X射线光场影像作为高曝光影像Ih；

[0062] 建立线性曝光映射图M：

[0063]

[0064] 其中avg(·)为计算影像中所有像素的均值。

[0065] 对于一帧X射线光场影像I，曝光归一化后影像I′为：

[0066]

[0067] 步骤3：X射线光场影像的针孔中心标定，以提取每个针孔影像的中心位置。具体为：

[0068] 根据理想的针孔影像大小，在X射线光场影像上提取每个针孔影像的理想中心位置，所述的理想针孔影像大小，是指设置定好并期望获得的针孔影像的大小，也可以说是成像参数设计过程中设定好的针孔影像的大小，所述的理想中心位置，是指在参数设计过程中设定 好的位置。

[0069] 理想针孔影像大小和理想中心位置是指，在参数设计过程中，设定好的大小和位置，比如实际设计过程中，期望能获得9×9的影像大小，以及中心位置都是按六边形排列，根据这些期望来设计针孔转孔的大小和位置。但由于工艺和装配精度问题，造成实际影像大小和位置与期望的有偏差。为了保证成像和标定的准确性，而采用理想的针孔影像大小和理想的中心位置。

[0070] 采用方差为σ＝w/6，均值为0的二维高斯函数对高曝光影像Ih进行二维高斯滤波，获得滤波后的光场影像Ig。

[0071] 根据光场影像Ig，在针孔影像的理想中心位置附近寻找峰值点作为该针孔影像中心。

[0072] 步骤4：根据步骤3中获得的针孔影像中心，提取每个X射线光源影像。具体为：

[0073] 对于某个针孔的针孔影像中心(u0，v0)，采用二维图像插值方法提取(u0+i，v0+j)位置处的像素值，其中i和j取[-w/2，w/2]间整数值。将提取的所有像素组成该针孔的针孔影像。共可获得P×Q个针孔影像。

[0074] 步骤5：根据步骤4提取的每个X射线光源影像，提取每个针孔影像中相同位置处的像素，重组为一帧X射线光源影像。X射线光源影像空间分辨率为P×Q像素，可获得X射线光源影像的个数为针孔影像的像素个数。由于针孔阵列按六边形排列，因此所提取X射线光源影像中的像素也是按六边形排列。

[0075] 步骤6：采用L.Condat等人在08年TIP上提出的六边形-正交排列格点转换方法，Laurent Condat提的这种六边形点阵和正交点阵之间的格点转换算法，是通过在3个已选好的方向上连续做错切运算可 将六边形网格转换成正交网格。在每个错切方向上使用1维滤波器来补偿各方向的位置偏移，从而来完成数据转换。该算法完全可逆，并可获得高质量的重采样图像。将所提取的X射线光源影像转换为正交排列的X射线光源影像。所有正交排列的X射线光源影像组成为校正后的X射线光场数据。所述的X射线光场数据是一组大小为光源阵列大小的X射线光源影像。

[0076] 本发明的技术方案将可见光的光场成像理论拓展到X射线成像中，针对X射线透射衰减成像特性，设计了一种基于针孔阵列的X射线光场成像方法，针孔阵列采用六边形排列确保了X射线成像面上传感单元的高覆盖率，并提出相应的X射线光场影像标定方法。从而可将可见光的光场成像理论和处理算法应用于X射线成像领域。本发明的技术方案结合目前成熟的可见光光场重对焦算法，仅需一次曝光拍摄就可实现不同深度位置的重对焦，建立对应拍摄角度下的三维层析影像，解决临床诊疗中X射线影像丢失深度信息，造成不同深度影像重叠且难以区分的问题，同时具有低剂量和快速成像的特点，适用于临床诊疗要求。

[0077] 本发明在借鉴现有技术和现有方法的基础上，将基于微透镜阵列的光场成像技术拓展到X射线医学影像中，提出一种X射线光场成像方法和成像系统。将对临床诊疗中X射线影像成像提供高质量高清晰的影像。

[0078] 参考文献

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