專利名稱：混濁媒體中的光學(xué)計(jì)算斷層攝影術(shù)的制作方法
相關(guān)的專利申請(qǐng)這份申請(qǐng)享受于2000年5月5日申請(qǐng)的美國(guó)專利申請(qǐng)第60/201,938號(hào)的利益。上述申請(qǐng)的全部教導(dǎo)在此通過(guò)引證全部并入本文。政府的支持本發(fā)明通過(guò)專用撥款第P41-RR02594號(hào)全部或部份地得到來(lái)自國(guó)立健康研究所的資助。政府在本發(fā)明中有某種權(quán)利。
本發(fā)明的現(xiàn)有技術(shù)X射線計(jì)算斷層攝影術(shù)(CT)在人體內(nèi)部結(jié)構(gòu)成像方面已經(jīng)是非常成功的。它已提供一種供臨床使用的準(zhǔn)確的、微分辨的和實(shí)時(shí)的醫(yī)學(xué)成像工具。然而，使用X射線有一些缺點(diǎn)。反差對(duì)于某些類型的腫瘤(例如早期乳癌)是低的。X射線乳房照相術(shù)的誤診率是高的，而且X射線是誘導(dǎo)有機(jī)體突變的物質(zhì)。近幾年，基于光量子的成像技術(shù)已顯著地引人關(guān)注。在被稱為治療窗的700和900nm之間的光譜區(qū)域中，光子不引起誘導(dǎo)有機(jī)體突變的效應(yīng)，而且由于在這些波長(zhǎng)下光線的吸收弱，所以它們能夠深深地穿透到組織之中。對(duì)光學(xué)反差的敏感性是高的，而且能夠獲得光譜信息。再者，反差能夠通過(guò)注射瞄準(zhǔn)腫瘤細(xì)胞的外源性染劑得到提高。因此，由光量子提供的信息能夠補(bǔ)足X射線CT的信息，也許還能提供用來(lái)檢測(cè)身體內(nèi)部的腫瘤和其它反常的替代的診斷工具。
問(wèn)題可以通過(guò)比較光量子和X-光線在人體組織中的傳播而被理解。如同眾所周知的那樣，穿越身體的X-射線沿著直線傳播(

圖1a)。反之，由于散射，光量子的傳播具有三維空間的傳播。光量子路徑的分布可以被想象成連接光源和檢測(cè)器的管子(圖1b)。管子的橫截面的寬度按照到達(dá)光子被收集的時(shí)間變化。
光子路徑分布的一些特征可以被注意首先，在飛行時(shí)間限制方面這種管子減少到一條直線，而且問(wèn)題被減少到傳統(tǒng)的X射線CT的問(wèn)題。然而，這些所謂的彈道光子所生產(chǎn)的信號(hào)極其微弱，而且就厚的組織而言本質(zhì)上是檢測(cè)不到的；其次，對(duì)于早期檢測(cè)時(shí)間[在飛行時(shí)間之后數(shù)百微微秒(ps)]，管子仍然非常狹窄，而且光子路徑被很好地定義。被傳輸?shù)男盘?hào)是重要的，而且空間信息仍然得到很好的保護(hù)；第三，在后期檢測(cè)時(shí)間[幾納秒(ns)]，管子能夠完全充滿感興趣的器官，而空間分辨率被大大降低。這種狀況被稱為擴(kuò)散極限。
通過(guò)用早期時(shí)間光子路徑分布的狹窄管子代替X-光線的直線路徑，光學(xué)CT程序可以被使用，即在X射線CT中使用的那個(gè)程序的修改。
在光學(xué)狀況下，早期到達(dá)光子類似于X射線光子。與高度擴(kuò)散的光子相比它們?cè)馐茌^少的散射事件，因此保持大量的空間信息。就早期到達(dá)的光子而言信號(hào)水平仍然可能比較高。使用早期時(shí)間檢測(cè)進(jìn)行的測(cè)量與用連續(xù)波(CW)和頻域技術(shù)獲得的那些相比具有比較高的分辨率。清晰的圖像可以使用光子路徑密度的概念予以重建。眾所周知，擴(kuò)散近似解沒(méi)有很好地描述早期到達(dá)的光子。直到t-t0≈600ps時(shí)間窗用點(diǎn)展寬函數(shù)預(yù)測(cè)擴(kuò)散近似值不適合正確的圖像重建。考慮因果關(guān)系的點(diǎn)展寬函數(shù)(PSF)產(chǎn)生好得多的結(jié)果。用于早期時(shí)間的點(diǎn)展寬函數(shù)的正確形式對(duì)于圖像重建起重要的作用。
本發(fā)明的圖像重建方法是以在散射占主導(dǎo)地位而且光源和檢測(cè)器之間的光子路徑分布必須予以考慮的光學(xué)狀況下使用級(jí)數(shù)展開(kāi)方法為基礎(chǔ)的。為了完成這個(gè)，PSF被用來(lái)產(chǎn)生權(quán)重函數(shù)矩陣。先前，已經(jīng)使用擴(kuò)散近似、微觀的Beer-Lambert定律和Monte Carlo模擬對(duì)權(quán)重函數(shù)進(jìn)行過(guò)討論和計(jì)算。然而，PSF的使用提供深入選擇權(quán)重函數(shù)的指導(dǎo)。根據(jù)PSF物理解釋是比較清楚的，而且關(guān)于光子遷移的不同理論能夠被檢驗(yàn)，因?yàn)樗鼈冾A(yù)測(cè)不同的PSF。此外，如同下面在方程(12)中所展示的那樣，實(shí)際上有二組權(quán)重函數(shù)，一組用于散射反差，另一組用于吸收反差。例如，乳房組織中的腫瘤呈現(xiàn)吸收和散射兩種反差。光子遷移曲線的早期部分對(duì)散射反差比對(duì)吸收反差更敏感。
光學(xué)CT的分辨率受一些因素限制，例如，散射效應(yīng)和重建程序中不確定的性質(zhì)。此外，投影和測(cè)量的總數(shù)可以增加，扇形光束的幾何形狀可以被用來(lái)改善數(shù)據(jù)收集效率。纖維光學(xué)系統(tǒng)可以在診察中用于傳輸和/或收集來(lái)自患者的組織的光。使用重建程序用計(jì)算機(jī)實(shí)現(xiàn)的精密的時(shí)域光子遷移儀器能夠提供高質(zhì)量的乳房、腦和體內(nèi)其它地方的光學(xué)CT圖像。
圖1A和1B是把代數(shù)的重建技術(shù)用于光學(xué)CT的示意圖，其中正在研究的樣品被分成N×N×N元音，而吸收分布是用每個(gè)voxel之內(nèi)的平均吸收表示的。
圖2A和2B圖解說(shuō)明每個(gè)voxel被賦予一個(gè)包括用于X射線的權(quán)重因素，其中軌道上的voxel有100％貢獻(xiàn)，而脫離軌道者有0％貢獻(xiàn)，而且就光量子而言，權(quán)重因素是由光子路徑分布分別確定的。
圖3A和3B是依照本發(fā)明用來(lái)完成光學(xué)計(jì)算斷層攝影的系統(tǒng)示意圖。
圖4圖解說(shuō)明散射媒體的尺寸和掃描幾何學(xué)的實(shí)例。
圖5A-5D是強(qiáng)度的等值線圖1-物體(a)-(b)和2-物體(c)-(d)；時(shí)間窗(a)-(b)Δt＝534ps，寬度50ps；(c)-(d)Δt＝607ps，寬度50ps。
圖6A-6D是點(diǎn)展寬函數(shù)，其中光源和檢測(cè)器分別在(0，-3.2，0)厘米和(0，3.2，0)厘米，而且四個(gè)組合是給定的(A)用擴(kuò)散近似計(jì)算的z＝0平面的側(cè)視圖；(B)用因果關(guān)系修正計(jì)算的Z＝0平面的側(cè)視圖；(C)用擴(kuò)散近似計(jì)算的y＝0平面的俯視圖；(D)因果關(guān)系修正計(jì)算的y＝0平面的俯視圖。
圖7A-7D是有一個(gè)植入物體的重建圖像，包括(A)用直接的X射線算法重建；(B)用擴(kuò)散近似重建；(C)用因果關(guān)系修正重建；(D)精確的結(jié)構(gòu)。
圖8A-8D是兩個(gè)植入物體的圖像，包括(A)用直接的X射線算法重建；(B)用擴(kuò)散近似重建；(C)與因果關(guān)系修正重建；(D)精確的結(jié)構(gòu)。用直接的X射線算法重建不分辨兩個(gè)植入物體。另一方面，用擴(kuò)散近似重建去卷積做得過(guò)分而且導(dǎo)致比較小的圖像。比較小的物體從3D視圖中是看不到的。
圖9A-9D展示圖8C中的重建圖像的四個(gè)切片的等值線圖，其中這些切片是(a)Z＝10mm；(b)Z＝-6mm；(c)Z＝2mm；和(d)Z＝10mm。
圖10圖解說(shuō)明本發(fā)明的優(yōu)選實(shí)施方案的處理順序。
本發(fā)明的詳細(xì)說(shuō)明穿過(guò)人體的X射線強(qiáng)度的衰減的表達(dá)被很好地建立起來(lái)。假設(shè)正在研究的人體組織對(duì)于單色的X射線具有衰減分布μax(r’)。然后，越過(guò)身體傳輸?shù)腦射線強(qiáng)度是I(r)=I0exp[-∫r0rdlμax(r′)]-----(1)]]>其中積分沿著連接在r0處的光源和在r處的檢測(cè)器的直線。方程(1)可以被重新寫成-[lnl(r)-InI0]=∫r0rdlμax(r1)----(2)]]>上述的線積分往往被稱為Radon變換。
不同于X-光線，近紅外線在人體組織中遭受強(qiáng)烈的散射而且不遵循直線路徑。光量子在它們被檢測(cè)或被組織吸收之前遭受多重散射事件。在均勻一致的散射媒體中光子路徑的分布已經(jīng)采用各種不同的方法進(jìn)行研究。業(yè)已確定，光子路徑的分布在早期檢測(cè)時(shí)間是狹窄的，但是隨著時(shí)間增加而展開(kāi)。
一般地說(shuō)，腫瘤的出現(xiàn)產(chǎn)生光學(xué)的不均勻性，這種不均勻性是作為組織的散射和吸收性質(zhì)的局部變化出現(xiàn)的。對(duì)于早期階段的腫瘤，這些變化可以被看作是小的擾動(dòng)。
近紅外線光子在人體組織中傳播是用遷移方程很好地描述的。對(duì)于散射分布為μs(r)而吸收分布為μa(r)的媒體，輻射強(qiáng)度L(r，，t)滿足1c∂L(r,s^,t)∂t+s^·▿L(r,s^,t)=-[μa(r)+μs(r)]L(r,s^,t)-----(3)]]>+μs(r)∫4∫πL(r,s^,t)fr(s^·s^′)dΩ′+Q(r,s^,t)]]>而通常稱之為相位函數(shù)的標(biāo)準(zhǔn)化的微分散射截面fΓ(·＇)滿足∫4∫πfr(s^·s^′)dΩ′=1------(4)]]>在方程(3)中，c是在媒體中的光速，而Q(r，，t)是光源項(xiàng)。對(duì)于擾動(dòng)系統(tǒng)，吸收、散射和相位函數(shù)的分布有小的形式變化 其中δμ~s(r,s^·s^′)=δμs(r)f(s^·s^′)+μs[fr(s^·s^′)-f(s^·s^′)]]]>
在方程(5)中，μa和μs分別是平均的吸收系數(shù)和散射系數(shù)；δμa(r)(＜＜μa)和δMs(r)(＜＜μs) 是由腫瘤引起的擾動(dòng)。一般地說(shuō)，來(lái)自全局相位函數(shù)f(·＇)的相位函數(shù)fr(·＇)的局部變化對(duì)于某些角度可能不小，但是方程(4)要求這樣的變化在所有的立體角上積分之后彼此抵消。因此，把 (r，·＇)處理成小擾動(dòng)。
在方程(5)給定的變化下，方程(3)能夠能用擾動(dòng)理論求解。對(duì)于點(diǎn)光源的情況，Q(r,s^,t)=14πδ(r-r0)δ(t-t0),------(6)]]>方程(3)是用于有展開(kāi)方程(7)的格林函數(shù)G(r，t|r0，t0)的方程式，Gs^(r,t|r0,t0)=Gs^(0)(r,t0|r0,t0)+Gs^(1)(r,t0|r0,t0)+...----(7)]]>其中Gs(0)(r，t|r0，t0)是沒(méi)有擾動(dòng)時(shí)正常的格林函數(shù)，而Gs(1)(r，t|r0，t0)是由擾動(dòng)造成的一階修正。把方程(5)-(7)代入方程(3)而且僅僅保留到一階項(xiàng)，我們有1c∂Gs^(0)(r,t|r0t0)∂t+s^·▿Gs^(0)(r,t|r0t0)+(μa+μs)Gs(0)(r,t|r0t0)-----(8)]]>-μs∫4∫πGs^(0)(r,t|r0,t0)f(s^·s^′)dΩ′=14πδ(r-r0)δ(t-t0)]]>和1c∂Gs^(1)(r,t|r0t0)∂t+s^·▿Gs^(1)(r,t|r0t0)+(μa+μs)Gs(1)(r,t|r0t0)-----(9)]]>-μs∫4∫πGs^(1)(r,t|r0,t0)f(s^·s^′)dΩ′]]>=-[δμ(a)(r)+δμ(r)]Gs^(0)(r,t|r0,t0)+∫4∫πGs^(0)(r,t|r0,t0)δμ~s(r,s^·s^′)dΩ′]]>方程(9)可以通過(guò)方程(8)的伴隨方程求解，該伴隨方程是1c∂Gs^(0)(r,t|r0t0)∂t0-s^·▿0Gs^(0)(r,t|r0t0)+(μa+μs)Gs^(0)(r,t|r0t0)-----(10)]]>-μs∫4∫πGs^′(0)(r,t|r0,t0)f(s^·s^′)dΩ′=14πδ(r-r0)δ(t-t0).]]>顯然，方程(9)的解能滿足14π∫4∫πdΩGs^(0)(r,t|r0,t0)=∫t0t1+-dt′∫d3r′[δμa(r′)+δμs(r′)]∫4∫πdGs^(0)(r,t|r0,t0)Gs^(0)(r′,t′|r0,t0)---(11)]]>+∫t0t1+dt′∫d3r′∫4∫πdΩ′∫4∫πdΩGs^(0)(r,t|r0,t0)Gs^(0)(r′,t′|r0,t0)δμ~s(r,s^,s^′)]]>
假設(shè)遷移方程的解是唯一的，方程(11)可以被減化到14πGs^(0)(r,t|r0,t0)=-∫t0t+dt′∫d3r′δμa(r′)Gs^(0)(r,t|r′,t′)Gs^(0)(r′,t′|r0,t0)---(12)]]>-∫t0t+dt′∫d3r′δμs(r′)Gs^(0)(r,t|r′,t′)Gs^(0)(r′,t′|r0,t0)]]>+∫t0t+dt′∫d3r′∫4∫πdΩ′Gs^(0)(r,t|r′,t′)Gs^(0)(r′,t′|r0,t0)δμ~s(r,s^,s^′)]]> 方程(12)右側(cè)的第一項(xiàng)是歸因于吸收變化的修正，第二和第三項(xiàng)包含歸因于散射變化的修正；第三項(xiàng)還包括歸因于相位函數(shù)變化的附加修正。在式(12)中最后一項(xiàng)是面積分并且與邊界條件有關(guān)。對(duì)于普遍采用的邊界條件，例如在我們的系統(tǒng)中下面描述的零-邊界條件，面積分在高階作貢獻(xiàn)，因此可以舍棄。為了使公式簡(jiǎn)化，把點(diǎn)展寬函數(shù)定義為PSF(r,t;r′;r0,t0)=4π∫-∞t+dt′Gs^(0)(r,t|r′,t′)Gs^(0)(r′,t′|r0,t0).---(13)]]>所以，方程(7)和方程(12)可以被重新寫成-[Gs^(r,t|r0,t)-Gs^(0)(r,t|r0,t0)]=∫d3r′δμa(r′)PSF(r,t;r′;r0,t0).-----(14)]]>請(qǐng)注意在方程(2)和方程(14)之間顯著的相似性。實(shí)際上，PSF(r，t；r’；r0，t0)是光子在時(shí)間t0在源點(diǎn)r0被注入、在時(shí)間t之前途經(jīng)場(chǎng)測(cè)量點(diǎn)r＇而且在時(shí)間t在點(diǎn)r被檢測(cè)器收集到的概率。它代表在時(shí)間t在光源和檢測(cè)器之間的光子路徑分布。在彈道范圍內(nèi)，橫向(即，垂直于r-r0的方向)的光子路徑分布收縮到δ函數(shù)PSF(r,t;r′;r0,0)→t→|r-r0|fcδ⊥(r-r0)-----(15)]]>因此，方程(14)對(duì)r，h，s的體積分被簡(jiǎn)化成沿著r-ro的線積分，而且方程(2)和方程(14)本質(zhì)上是同一的。
重要的是注意方程(14)的推演不使用擴(kuò)散近似的假設(shè)。方程(13)中的格林函數(shù)G(0)(r，t|r＇，t＇)可以使用各種不同的模型計(jì)算出來(lái)。三個(gè)例子是路徑積分解，隨機(jī)游動(dòng)解和傳統(tǒng)的擴(kuò)散近似解。關(guān)于定時(shí)選通成像法的進(jìn)一步的細(xì)節(jié)在美國(guó)專利第5,919,140號(hào)中能夠找到，在此通過(guò)引證將其全部?jī)?nèi)容并入。事實(shí)上，這些重建表明傳統(tǒng)的擴(kuò)散解不適合用早期到達(dá)的光子成像。它預(yù)示太寬的點(diǎn)展寬函數(shù)并且提供太小的圖像。因果關(guān)系令人滿意的解是必需的。
為了比較，考慮擴(kuò)散近似
其中μtr是定義為μtr＝μa+μ＇s的散射輸運(yùn)特性，而μ＇s＝(1-g)μs，其中g(shù)是向前散射角的平均余弦。從方程(11)可以看出對(duì)格林函數(shù)的一階修正是G(1)(r,t|r0,t0)=-∫d3r′δμa(r′)∫t0t-+dt′[G(0)(r,t|r′,t′)G(0)(r′,t′|r0,t0)------(17)]]>+13μtr2▿G(0)(r,t|r′,t′)·▿′G(0)(r′,t′|r0,t0)]]]>-+13μtr2∫d3r′δμs′(r′)∫t0t+dt′▿G(0)(r,t|r′,t′)·▿′G(0)(r′,t′|r0,t0).]]>上述的方程與用擾動(dòng)理論直接依據(jù)散射方程計(jì)算的修正是一致的。
本發(fā)明包括用于光學(xué)CT的級(jí)數(shù)展開(kāi)方法和代數(shù)重建技術(shù)(ART)。待成像的體積被分割成N×N×N立方體的voxel。每個(gè)voxel被賦予一個(gè)代表吸收分布的本地平均值的數(shù)值。成像問(wèn)題在X射線的情況下是二維的。然后，方程(2)中的線性衰減被簡(jiǎn)化成這些voxel數(shù)值沿著光源-檢測(cè)器線的總和。光線總數(shù)可能是完全地表示成yj=Σi=1N2bijwijμi------(18)]]>在方程(18)中，yj是第j次測(cè)量的數(shù)據(jù)；w是與第j次測(cè)量的傾斜角相關(guān)的幾何學(xué)因子，而且它等于在voxel i之內(nèi)第j條射線的線段長(zhǎng)度；μi是在voxel i之內(nèi)吸收的局部平均值。在方程(18)右側(cè)的總和是在檢測(cè)平面上N2個(gè)voxel的總和。在X射線的情況下，因子bij被給定為 如圖2A所示，通過(guò)引入權(quán)重因素bij，方程(18)中的平面求和實(shí)際上是線求和。那些落在線上的voxel對(duì)X射線函數(shù)做出100％的貢獻(xiàn)，而那些落在線外的給出0％的貢獻(xiàn)。
我們對(duì)光學(xué)CT的拓展是通過(guò)權(quán)重因子bij。因?yàn)樯⑸?，光子沿著不同的路徑行進(jìn)具有不同的概率。所以，每voxel對(duì)光源-檢測(cè)器測(cè)量的貢獻(xiàn)是用橫越它的光子路徑密度加權(quán)的。對(duì)于光學(xué)情況，b的數(shù)值是光子路徑概率的數(shù)值(圖2B)；然后，可以直接應(yīng)用于方程(18)?；貞浺幌拢∠庾勇窂绞侨S的管子，在三維上求和是必要的。廣義方程是yj=Σi=1N3pijwij⟨δμa⟩i.-----(20)]]>
這完全地是在固定的時(shí)間t方程(14)的離散形式，如果我們?cè)O(shè)定 其中Δv是每個(gè)voxel的體積元素。方程(20)可以用如下緊湊的矩陣形式重寫(22)y＝Rx+n，其中y是測(cè)量矢量(維數(shù)M)；x是圖像矢量(維數(shù)N3)；R是包含幾何和光子路徑信息的射影矩陣(維數(shù)M×N3)；而n表示誤差矢量。
在圖像重建方面，把X射線CT的加法ART直接應(yīng)用于光學(xué)CT。由于成像問(wèn)題可能不是超定的就是欠定的，因此直接求解方程y＝Rx是不適當(dāng)?shù)?，因?yàn)樗赡苋粵](méi)有任何解，或者它可能有許多解，但是沒(méi)有一個(gè)是適當(dāng)?shù)摹?br> 成像矢量的估計(jì)通常是根據(jù)向前模型的預(yù)測(cè)結(jié)果與實(shí)驗(yàn)數(shù)據(jù)之間的誤差以及關(guān)于成像區(qū)域的先驗(yàn)的信息使用優(yōu)化判據(jù)完成的。一個(gè)例子是作為Bayesian估計(jì)的特殊情況的所謂的規(guī)則化的最小二乘準(zhǔn)則。重建試圖尋找的圖像是通過(guò)使下面的函數(shù)減至最小完成的
(23)r2‖y-Rx‖2+‖x-δμ0‖2在方程(23)中，r是在文獻(xiàn)中通常稱之為信噪比的參數(shù)，δμ0對(duì)于成像矢量(N3×1)是預(yù)先了解的并且也被用作圖像的初始估計(jì)，而‖...‖2表示矢量的模的平方。保持第二項(xiàng)小將保證照片離預(yù)先了解的不太遠(yuǎn)，而保持第一項(xiàng)小則保證照片與測(cè)量結(jié)果一致。
一種使方程(20)最小化的疊代程序?qū)⒎謩e引入N3維和M維的矢量x(k)和u(k)的兩個(gè)序列。最初，設(shè)定x(0)等于δμ0，而將u(0)設(shè)定為零矢量。通過(guò)引證在此并入的疊代步驟G.T.Herman，Reconstruction From ProjectionThe Fundamentalsof Computerized Tomography(依據(jù)投影重建計(jì)算機(jī)化的斷層攝影術(shù)的基本原理)(Academic Press，New York，New York，1980)是用下式給定的 其中c(k)=λr(yik-Σj=1N3Rik,jxj(k))-uik(k)1+r2||Rik||2-----(25)]]>
其中ik＝k(mod N3)+1，Ri是矩陣R的第i行的轉(zhuǎn)置矩陣，e是在第i行中為1、否則為0的M維的列矢量，而λ是稱之為馳豫參量的實(shí)數(shù)。業(yè)已證明只要0＜λ＜2，序列{x(k)}在極限情況下收斂到方程(23)的最小值(minimizer)。
為了證明這項(xiàng)光學(xué)CT技術(shù)，測(cè)量是在裝滿了像組織一樣的散射媒體的邊長(zhǎng)6.35cm的立方體玻璃容器中進(jìn)行的。選擇立方體的幾何形狀是因?yàn)樗倪吔缫?guī)則便于簡(jiǎn)化理論模型。散射媒體是用1.072微米直徑的苯乙烯珠子(PolyScience公司)以0.27％的濃度制備的儲(chǔ)備溶液。媒體的散射和吸收性質(zhì)都是通過(guò)調(diào)整透射的漫射光實(shí)時(shí)地確定的。在圖3A和3B中給出系統(tǒng)100的示意圖。光源102是按毫微微-模式操作并且用Coherent Innova 400型多線氬離子激光器104抽運(yùn)的CoherentMira 900型Ti/藍(lán)寶石鎖模激光器。波長(zhǎng)是800nm，而重復(fù)頻率是76MHz。脈寬是大約150毫微微秒。檢測(cè)系統(tǒng)106是帶M 5675型同步掃描單元的Hamamatsu條紋照相機(jī)C5680。激光束光的一小部分被石英板反射到快速光敏二極管108(Hamamatsu C 1808-02)，后者產(chǎn)生用于條紋照相機(jī)的觸發(fā)信號(hào)110。立方體玻璃容器被安裝在用來(lái)在光源、檢測(cè)器和待掃描的物體之間激勵(lì)相對(duì)運(yùn)動(dòng)的平移平臺(tái)。奔騰-2計(jì)算機(jī)120作為中央控制和數(shù)據(jù)獲得單元。為了在掃描期間監(jiān)視激光功率漂移，DT2801-A卡(Data Translation，Inc.)被安裝在計(jì)算機(jī)上并且為了記錄來(lái)自光源的控制盒的激光器供電電壓而編程，另外它還為驅(qū)動(dòng)平移平臺(tái)的步進(jìn)電機(jī)服務(wù)。用于全行掃描的數(shù)據(jù)獲得的整體自動(dòng)化是通過(guò)給條紋照相機(jī)軟件的用戶界面編程實(shí)現(xiàn)的。條紋照相機(jī)是按模擬模式操作的。它把光信號(hào)的瞬時(shí)演變轉(zhuǎn)換成垂直的條紋圖像。透射的光是用四條粘在一起的纖維束130收集的。每條光纖束都具有500μm的芯徑而且是由一萬(wàn)條單模石英纖維組成的。四條纖維的近端被捆在一起以增加收集面積。檢測(cè)系統(tǒng)的總時(shí)間分辨率被設(shè)定為30ps。
容器被放在平移平臺(tái)上的樣品架之內(nèi)。多個(gè)物體在混濁媒體內(nèi)部被鑲嵌在固定的位置。樣品架是這樣設(shè)計(jì)的，以致容器的頂面、底面和左右邊界全都是黑色的。激光脈沖從前面?zhèn)鬏數(shù)矫襟w之中，而透射的信號(hào)是對(duì)面收集的。入射的激光束和收集纖維按同軸的幾何形狀對(duì)齊。表面掃描是在XZ和YZ方向上實(shí)施的，所以吸收分布的3D圖像可以被重建。掃描面積是沿著每個(gè)方向4cm×4cm見(jiàn)方。掃描在水平和垂直兩個(gè)方向上都是每步2毫米，從而導(dǎo)致2個(gè)投影，總共882次掃描測(cè)量。用于每個(gè)點(diǎn)的數(shù)據(jù)獲得時(shí)間是8秒。一兩個(gè)不透明的物體被鑲嵌在媒體之中。在每種情況下都首先對(duì)XZ平面進(jìn)行掃描，然后容器旋轉(zhuǎn)90°，繼續(xù)對(duì)YZ平面掃描。
點(diǎn)展寬函數(shù)的計(jì)算需要了解散射媒體的平均散射和吸收性質(zhì)(μ’s和μa)。為了確定μ’s和μa，隨著吸收體從散射媒體中移開(kāi)和在X-表面的中心對(duì)齊，2.2ns時(shí)間窗的同軸傳輸信號(hào)被收集起來(lái)。這條隨時(shí)間變化的曲線是使用零邊界條件的散射近似解擬合的。最好的擬合是通過(guò)μ’s＝7.38cm-1和μa＝0.03cm-1給出的。這些數(shù)值類似于人類乳房組織的那些數(shù)值。
在這些測(cè)量中，數(shù)據(jù)是為兩種配置收集的。在第一種情況下，8毫米直徑的黑色球體被放在容器的中心(“一個(gè)物體的配置”)。在第二種情況下，8毫米直徑的黑色球體放在距中心(0.56，56，-0.56)厘米的被置，而6毫米直徑的第二個(gè)黑色球體被放在距中心(-0.56，-0.56，56)厘米的位置(“兩個(gè)物體的配置”)。對(duì)于每種情況，掃描是按2毫米的步幅在表面上進(jìn)行的，而透射信號(hào)的882條時(shí)間演變曲線是實(shí)測(cè)的，每個(gè)掃描點(diǎn)一條。因?yàn)楣庠?檢測(cè)器距離對(duì)于所有的882次測(cè)量保持一樣的，時(shí)間刻度是一樣的，而強(qiáng)度可以在同一時(shí)間點(diǎn)進(jìn)行比較。當(dāng)光源-檢測(cè)器線穿越吸收體的時(shí)候信號(hào)水平下降，反之亦然。投影強(qiáng)度圖通過(guò)繪制所有的882條時(shí)間演變曲線在同一時(shí)間點(diǎn)的強(qiáng)度等值線圖就能夠輕易地產(chǎn)生。為了達(dá)到比較高的計(jì)數(shù)還降低噪音，這樣的強(qiáng)度可以是在可與檢測(cè)系統(tǒng)的時(shí)間分辨率比較的時(shí)間窗上的計(jì)數(shù)總和。時(shí)間點(diǎn)的選擇是以空間分辨率和信噪比水平的折衷為基礎(chǔ)的。早期時(shí)間部分有比較好的空間分辨率，但是低信號(hào)水平遭受相對(duì)比較高的噪音并且將扭曲圖像。后期時(shí)間部分有比較高的信號(hào)水平，但是空間分辨率下降。用于求和的時(shí)間窗的選擇如下對(duì)于一個(gè)物體的配置，時(shí)間窗是534-600ps；對(duì)于兩個(gè)物體的配置，時(shí)間窗是607-657ps。在這里計(jì)時(shí)零是飛行時(shí)間。投影強(qiáng)度圖是在圖5中提交的。如同預(yù)期的那樣，穿越吸收體的投影線具有比較弱的強(qiáng)度。吸收體在投影強(qiáng)度圖上是作為陰影出現(xiàn)的。嵌入一個(gè)吸收體的投影(圖5A和5B)不同于嵌入兩個(gè)吸收體的那些(圖5C和5D)。圖5a-5D被稱為零階圖像。它們已經(jīng)展現(xiàn)了諸如嵌入物體的中央位置之類的特征，盡管這些圖像由于散射是雜亂的。
在處理圖5a-5D的數(shù)據(jù)之前，由于極小的氣泡和表面的不對(duì)稱性在邊緣造成的人為現(xiàn)象是人工去除的，并且格子被產(chǎn)生。在這項(xiàng)分析中，選擇2毫米的掃描步幅作為每個(gè)格子的大小，從而導(dǎo)致213＝9261個(gè)voxel。當(dāng)9261個(gè)voxel數(shù)值是依據(jù)882個(gè)測(cè)量結(jié)果重建的時(shí)候，逆元是欠定的。
然后，成像重建程序是在兩個(gè)步驟中應(yīng)用的。首先，X射線CT的直線PSF被應(yīng)用于在初始估計(jì)值δμ＝0(見(jiàn)方程(23))和“信噪比”r＝60的情況下使用ART(方程(24)和(25))的數(shù)據(jù)。其次，用直線PSF獲得的合成圖像隨后被作為初始估計(jì)值使用并且被應(yīng)用于使用特定的光子遷移PSF的數(shù)據(jù)。方程(23)中的“信噪比”再一次被設(shè)定為r＝60，而方程(25)中的馳豫參量被設(shè)定為λ＝1。重建是用從擴(kuò)散近似解和因果關(guān)系修正解(見(jiàn)下文)兩者計(jì)算出來(lái)的點(diǎn)展寬函數(shù)計(jì)算的。疊代步驟的次數(shù)被設(shè)定為2×105。在Pentium-II 450MHz PC上，每次重建花費(fèi)大約40秒。疊代步驟的次數(shù)增加到2×106沒(méi)有觀察到更多的改善。
第二個(gè)步驟包括依據(jù)遷移方程的解計(jì)算PSF。擴(kuò)散近似解在在文獻(xiàn)中是被廣泛使用的。然而，眾所周知，這個(gè)解違反因果關(guān)系而且在早期時(shí)間狀況中崩潰。具體表現(xiàn)因果關(guān)系的解對(duì)于以隨機(jī)游動(dòng)和路徑積分理論為基礎(chǔ)的模型已被解決。具體表現(xiàn)因果關(guān)系并且對(duì)于早期到達(dá)的光子有效的格林函數(shù)已被使用。這個(gè)格林函數(shù)是通過(guò)用t0+tir(其中tir是未被散射的光子從光源傳播到檢測(cè)器的飛行時(shí)間)代替把脈沖注入媒體的時(shí)間t0依據(jù)擴(kuò)散近似格林函數(shù)G(r，t|r0，t0)構(gòu)成的。具體地說(shuō)，這個(gè)程序考慮到散射在光脈沖橫越媒體之后才開(kāi)始這一事實(shí)。
圖6A-6D展示用擴(kuò)散近似解和因果關(guān)系修正解計(jì)算的點(diǎn)展寬函數(shù)。請(qǐng)注意，圖6A-6D中所有的等值線圖都對(duì)應(yīng)于供兩個(gè)物體情況使用的實(shí)驗(yàn)數(shù)據(jù)的時(shí)間窗。使用擴(kuò)散近似計(jì)算的點(diǎn)展寬函數(shù)比使用因果關(guān)系修正程序計(jì)算的寬。
對(duì)于X射線(直線PSF)、擴(kuò)散近似、因果關(guān)系修正和實(shí)際配置的圖像重建結(jié)果是在圖7A-7D和圖8A-8D的等值線圖表中展現(xiàn)的。圖9A-9D用二維等值線圖給出圖8C的特征切片。這些切片是在z＝-10毫米、z＝-6毫米、z＝2毫米和z＝10毫米的平面上挑選的。如同在圖7A-7D和8A-8D中清楚地看到的那樣，用直線路徑(X射線CT)重建的圖像沒(méi)有高分辨率，而用擴(kuò)散近似重建的圖像與球體的實(shí)際尺寸相比太小，對(duì)于兩個(gè)物體的情況尤為如此，對(duì)于這種情況較小的物體是看不見(jiàn)的。由于實(shí)驗(yàn)數(shù)據(jù)中的噪聲，對(duì)于一個(gè)物體的配置重建的圖像呈現(xiàn)一些扭曲。顯然，對(duì)于兩個(gè)物體的配置，用因果關(guān)系修正重建的圖像給出鑲嵌物體的正確的尺寸。如圖9所示，voxel數(shù)值離得越遠(yuǎn)物體就越近乎于零，這自然是起因于反演程序。在圖8C中，8毫米物體的大小和位置和6毫米物體的大小都是正確的，而6毫米物體的位置偏離其實(shí)際位置2毫米。這可能表明當(dāng)鑲嵌兩個(gè)物體的時(shí)候外來(lái)干擾存在于逆元之中。
用傳統(tǒng)的擴(kuò)散近似解計(jì)算的點(diǎn)展寬函數(shù)就我們的數(shù)據(jù)的早期時(shí)間窗而言太寬。在這種情況下重建的圖像與物體的實(shí)際尺寸相比太小。尤其是對(duì)于兩個(gè)物體的配置，比較小的吸收體在重建的圖像中基本上是看不見(jiàn)的。另一方面，用因果關(guān)系修正進(jìn)行的同樣的計(jì)算提供改善的分辨率。
圖10圖解說(shuō)明依照本發(fā)明的優(yōu)選實(shí)施方案的處理序列200。在把光分布函數(shù)和/或任何參考數(shù)據(jù)儲(chǔ)存在電子存儲(chǔ)器中202和為了處理針對(duì)特定類型的剖析或組織結(jié)構(gòu)(例如，癌性損傷)收集的圖像數(shù)據(jù)為計(jì)算機(jī)編程204之后，用內(nèi)窺鏡或探針掃描患者或活檢樣品206。為了產(chǎn)生用于顯示和進(jìn)一步處理210的圖像處理收集到的數(shù)據(jù)208。
雖然這項(xiàng)發(fā)明已參照其優(yōu)選實(shí)施方案被具體地展示和描述，但是熟悉這項(xiàng)技術(shù)的人應(yīng)該理解不脫離權(quán)利要求書所囊括的本發(fā)明的范圍可以在形式和細(xì)節(jié)方面做出各種各樣的改變。
權(quán)利要求
1.一種使物體成像的方法，該方法包括提供光分布函數(shù)，該函數(shù)有散射分量和吸收分量；把光引向待成像的物體；檢測(cè)物體發(fā)出的光；用檢測(cè)到的光形成物體的電子表達(dá)；以及使用光分布函數(shù)處理該電子表達(dá)以便形成物體的圖像。
2.根據(jù)權(quán)利要求1的方法進(jìn)一步包括把波長(zhǎng)在700nm到900nm范圍內(nèi)的光引向在物體。
3.根據(jù)權(quán)利要求1的方法，其中物體包括這樣的組織，以致該方法進(jìn)一步包括形成組織的圖像。
4.根據(jù)權(quán)利要求1的方法進(jìn)一步包括提供光源、檢測(cè)器和接到檢測(cè)器上的數(shù)據(jù)處理器。
5.根據(jù)權(quán)利要求1的方法進(jìn)一步包括提供包括級(jí)數(shù)展開(kāi)的光分布函數(shù)。
6.根據(jù)權(quán)利要求1的方法進(jìn)一步包括提供用來(lái)檢測(cè)光的收集時(shí)間，該收集時(shí)間少于1000ps。
7.根據(jù)權(quán)利要求4的方法，其中提供光源的步驟包括提供激光器。
8.根據(jù)權(quán)利要求4的方法，其中提供檢測(cè)器的步驟包括提供條紋照相機(jī)。
9.根據(jù)權(quán)利要求1的方法，其中光分布函數(shù)包括點(diǎn)展寬函數(shù)。
10.根據(jù)權(quán)利要求9的方法進(jìn)一步包括提供眾多權(quán)重函數(shù)。
11.根據(jù)權(quán)利要求1的方法進(jìn)一步包括確定組織中癌性損傷的大小。
12.一種用來(lái)使物體成像的系統(tǒng)，該系統(tǒng)包括有光發(fā)布函數(shù)的數(shù)據(jù)處理器，該函數(shù)有散射分量和吸收分量；把光線傳輸?shù)酱上竦奈矬w上的光傳輸系統(tǒng)；檢測(cè)物體發(fā)出的光線的光傳感器，該傳感器被這樣連接到數(shù)據(jù)處理器上，以致物體的電子表達(dá)是用檢測(cè)到的光線形成的，該電子表達(dá)是用光分布函數(shù)進(jìn)行處理的，以便形成物體的圖像。
13.根據(jù)權(quán)利要求12的系統(tǒng)進(jìn)一步包括把波長(zhǎng)在700nm到900nm范圍內(nèi)的光線引導(dǎo)到物體上。
14.根據(jù)權(quán)利要求12的系統(tǒng)，其中物體包括組織，而且進(jìn)一步包括接在數(shù)據(jù)處理器上顯示組織圖像的顯示器。
15.根據(jù)權(quán)利要求12的系統(tǒng)進(jìn)一步包括與檢測(cè)器排成直線的光源。
16.根據(jù)權(quán)利要求12的系統(tǒng)進(jìn)一步包括其中包括級(jí)數(shù)展開(kāi)的光分布函數(shù)。
17.根據(jù)權(quán)利要求12的系統(tǒng)進(jìn)一步包括控制用來(lái)檢測(cè)光線的收集時(shí)間的控制器，該收集時(shí)間少于1000ps。
18.根據(jù)權(quán)利要求15的系統(tǒng)，其中光源包括激光器。
19.根據(jù)權(quán)利要求12的系統(tǒng)，其中傳感器包括條紋照相機(jī)。
20.根據(jù)權(quán)利要求12的系統(tǒng)進(jìn)一步包括在待成像的物體和傳感器之間提供相對(duì)運(yùn)動(dòng)的掃描器。
21.根據(jù)權(quán)利要求20的系統(tǒng)進(jìn)一步包括控制掃描器、門檢測(cè)器、光源和數(shù)據(jù)處理的控制器。
22.根據(jù)權(quán)利要求12的系統(tǒng)進(jìn)一步包括眾多光分布函數(shù)。
23.根據(jù)權(quán)利要求12的系統(tǒng)進(jìn)一步包括纖維光學(xué)光耦合器。
24.根據(jù)權(quán)利要求12的系統(tǒng)進(jìn)一步包括用于插入身體把光線輸送給組織的探頭。
25.根據(jù)權(quán)利要求12的系統(tǒng)進(jìn)一步包括眾多權(quán)重函數(shù)。
26.一種使患者成像的方法，該方法包括提供光分布函數(shù)，該函數(shù)有散射分量和吸收分量；提供患者體內(nèi)組織的電子表達(dá)；以及使用光分布函數(shù)處理該電子表達(dá)以便形成物體的圖像。
27.根據(jù)權(quán)利要求26的方法，其中從患者處收集到的光線具有在700nm到對(duì)900nm范圍內(nèi)的波長(zhǎng)。
28.根據(jù)權(quán)利要求26的方法進(jìn)一步包括形成組織內(nèi)癌性損傷的圖像。
29.根據(jù)權(quán)利要求26的方法進(jìn)一步包括提供用光分布函數(shù)編程的數(shù)據(jù)處理器。
30.根據(jù)權(quán)利要求26的方法，其中光分布函數(shù)包括級(jí)數(shù)展開(kāi)。
31.根據(jù)權(quán)利要求26的方法進(jìn)一步包括提供收集時(shí)間，在此期間從患者處收集光線，該收集時(shí)間少于1000ps。
32.根據(jù)權(quán)利要求26的方法進(jìn)一步包括諸如條紋照相機(jī)之類的檢測(cè)器。
33.根據(jù)權(quán)利要求26的方法進(jìn)一步包括提供有級(jí)數(shù)展開(kāi)分量的光分布函數(shù)。
34.根據(jù)權(quán)利要求26的方法，其中光分布函數(shù)包括點(diǎn)展寬函數(shù)。
35.根據(jù)權(quán)利要求34的方法進(jìn)一步包括提供眾多權(quán)重函數(shù)。
36.根據(jù)權(quán)利要求26的方法進(jìn)一步包括確定組織內(nèi)癌性損傷的大小。
37.根據(jù)權(quán)利要求26的方法進(jìn)一步包括用光纖裝置收集光。
38.根據(jù)權(quán)利要求26的方法進(jìn)一步包括在待成像的身體之內(nèi)定義具有眾多voxel的圖像體積，每個(gè)voxel都有權(quán)重因子。
39.根據(jù)權(quán)利要求26的方法，其中光分布函數(shù)包括遷移方程近似。
40.根據(jù)權(quán)利要求26的方法，其中光分布函數(shù)定義眾多有橫截面積的光路徑有跨部份的區(qū)域，該面積小于其擴(kuò)散近似。
全文摘要
光子遷移法被用來(lái)使埋在諸如組織之類的混濁媒體中的吸收物體成像。對(duì)于改善的分辨率，早到達(dá)的光子被檢測(cè)以便以光學(xué)計(jì)算斷層攝影術(shù)(CT)為基礎(chǔ)提供圖像重建數(shù)據(jù)。CT法是廣義的，以便考慮光子路徑的分布。點(diǎn)展寬函數(shù)(PSF)是按照用于遷移方程的格林函數(shù)表達(dá)的。這個(gè)PSF提供在廣義級(jí)數(shù)展開(kāi)法中使用的權(quán)重函數(shù)。用散射和吸收性質(zhì)測(cè)量混濁媒體包括在雙投影中收集到的同軸傳輸掃描。與多重散射相關(guān)聯(lián)的圖像模糊被消除，高分辨率圖像能夠被獲得。
文檔編號(hào)A61B5/00GK1427690SQ01809074
公開(kāi)日2003年7月2日 申請(qǐng)日期2001年5月4日 優(yōu)先權(quán)日2000年5月5日
發(fā)明者陳昆, 拉曼查德·R·戴薩瑞, 邁克爾·S·費(fèi)爾德, 利弗·T·珀埃爾曼, 張清國(guó) 申請(qǐng)人:麻省理工學(xué)院