一种人体组织红外非直观显微成像装置及方法
【专利摘要】本发明公开了一种人体组织红外非直观显微成像装置。该装置包括计算机、电机驱动器、红外光源控制器、红外CMOS相机、微型电机、波片、红外环形LED光源和检偏器。方法为：将待测人体组织样品放置于体视显微镜的载物台，打开红外环形LED光源对载物台上的样品进行照明，同时由计算机驱动电机驱动器和红外CMOS相机，控制微型电机转动和红外CMOS相机采图，其中微型电机控制波片进行周期性的转动，每转动固定角度红外CMOS相机通过检偏器进行一次采图，多次采样得到多幅带有不同偏振信息的图，CMOS相机所采集的带有不同偏振信息的图输入计算机进行处理，从而获得待测人体组织样品的非直观图像。本发明具有成像速度快、成本低、分辨率高的优点。
【专利说明】
一种人体组织红外非直观显微成像装置及方法
技术领域
[0001] 本发明属于光学医学影像学技术领域，特别是一种人体组织红外非直观显微成像 装置及方法。
[0002] 背景介绍
[0003] 对于现代医学影像学，目前常用的有CT(Computed Tomography)、PET(Positron emission tomography)、B超以及MRI (Magnetic Resonance Imaging)等等。但是上述的方 法都有它们的缺陷，CT利用的是高频高能射线，能对人体组织造成不可逆转的破坏;PET扫 描则伴随着大量的辐射剂量，甚至致癌风险;B超是利用的超声波，其分辨率很低，易产生漏 诊，而且孕妇滥查B超可能易致胎儿畸形;MRI的确诊率不高，对于孕妇以及危重病人不适 用，检查的时间也比较长。
[0004] 为了解决以上问题，人们开始探索光学成像这种无损的人体组织探测方法。90年 代开始人们发展了一系列的先进光学取像方法:比如时间分辨透射投影层析成像超短激光 脉冲与时间门相结合的取像方法、双光子荧光成像、光子密度波方法、空间低频光共焦扫描 透射成像法以及光学相干层析术(OCT)等。但是由于组织结构的复杂性，光学取像方法还很 不成熟。从探测深度、分辨率和实用性等方面综合评定，目前OCT技术是最有发展前途的一 种，但是目前OCT仅仅对于组织结构相对简单的眼睛有较好的探测结果，对于复杂组织成像 存在速度较慢、成本高、成像的分辨率低等问题。
【发明内容】
[0005] 本发明的目的在于提供一种成像速度快、成本低、分辨率高的人体组织红外非直 观显微成像装置及方法。
[0006] 实现本发明目的的技术解决方案为:一种人体组织红外非直观显微成像装置，包 括计算机、电机驱动器、红外光源控制器和体视显微镜模块，其中体视显微镜模块包括红外 CMOS相机、微型电机、波片、红外环形LED光源和检偏器，红外环形LED光源设置于体视显微 镜的载物台和物镜之间，体视显微镜的物镜与红外CMOS相机之间设置一个波片，该波片通 过微型电机带动进行旋转，波片与红外CMOS相机之间设置检偏器;计算机通过电机驱动器 接入微型电机，红外光源控制器与红外环形LED光源连接，红外CMOS相机与计算机连接；
[0007] 将待测人体组织样品放置于体视显微镜的载物台，打开红外环形LED光源对载物 台上的样品进行照明，同时由计算机驱动电机驱动器和红外CMOS相机，控制微型电机转动 和红外CMOS相机采图，其中微型电机控制波片进行周期性的转动，每转动固定角度红外 CMOS相机通过检偏器进行一次采图，多次采样得到多幅带有不同偏振信息的图，CMOS相机 所采集的带有不同偏振信息的图输入计算机进行处理，从而获得待测人体组织样品的非直 观图像。
[0008] 优选地，所述红外LED环形光源采用LED阵列照明，发光方向与光源轴心夹角为30 ~45度，波段为近红外波长范围。
[0009] 优选地，所述红外LED环形光源7距离体视显微镜的样品载物台上表面的距离为75 ~85mm〇
[0010] 一种基于所述人体组织红外非直观显微成像装置的人体组织红外非直观显微成 像方法，步骤如下：
[0011]步骤1，利用体积浓度为70%的乙醇涂于人体组织样品的表面，然后将样品置于体 视显微镜的载物台上；
[0012] 步骤2,打开红外光源控制器点亮红外环形LED光源，利用体视光学显微镜和红外 CMOS相机获得一幅光强图片，作为未被处理的原始图像并输入计算机；
[0013] 步骤3,通过微型电机控制波片进行周期性的旋转，并且通过红外CMOS相机采集图 像，获得多幅光强图并输入计算机；
[0014] 步骤4,计算机根据输入的光强图确定光强图的相位差和方位角；
[0015] 步骤5,利用步骤4所得相位差、方位角的值分别形成灰度图像，所述灰度图像中每 点的灰度值代表相位差或方位角的大小，对不同颜色进行赋值形成假彩色图像，调整成像 的对比度获得待测人体组织样品的相位差非直观图像、方位角非直观图像；
[0016] 步骤6,根据相位差、方位角，通过Mueller矩阵确定Stokes参量并进行Stokes参数 非直观成像。
[00?7] 进一步地，步骤6所述根据相位差、方位角，通过Muel Ier矩阵确定Stokes参量并进 行Stokes参数非直观成像，所采用的公式为：
[0018]
[0019] 式中，Idp是像素点所在每幅图的平均光强彳目息，δ是相位差，P是方位角，So、Si、S2、 S3是Stokes的四个参数。
[0020] 本发明与现有技术相比，其显著优点在于：（1)成像速度快:采用光学成像方法，成 像的时间几乎是零，主要时间用在获得各种偏振态下的图像，但耗时也在5分钟以内；（2)结 构简单且视场较大，不需要进行点对点的扫描，成本低；（3)采用非直观光波参数成像，利用 偏振参数成像，通过计算多幅图像，对点扩散函数进行瘦身，从而绕开了衍射极限，获得高 分辨率的假彩色图像。
【附图说明】
[0021] 图1是本发明人体组织红外非直观显微成像装置的结构示意图。
[0022] 图2是本发明实施实例中脚步表皮试样的普通显微镜直接成像效果图。
[0023] 图3是本发明实施实例中脚步表皮试样的非直观显微成像效果图。
【具体实施方式】
[0024]下面结合附图及具体实施例对本发明作进一步详细说明。
[0025]本发明利用非直观光波参数图进行人体组织结构分析，其中非直观光波参数图是 指利用成像光的相位差、位相角、Stokes参数进行成像。人体组织红外非直观显微成像装置 的优势在于对于各项异性的人体组织具有超高敏感度，从而通过测量拟合来强化光学显微 系统的分辨。该装置主要是依据一台普通的显微镜进行改造，所以大大降低了装置的设计 难度。
[0026]具体而言，本发明人体组织红外非直观显微成像装置如图1所示，包括计算机1、电 机驱动器2、红外光源控制器3和体视显微镜模块，其中体视显微镜模块包括红外CMOS相机 4、微型电机5、波片6、红外环形LED光源7和检偏器8,红外环形LED光源7设置于体视显微镜 的载物台和物镜之间，体视显微镜的物镜与红外CMOS相机4之间设置一个波片6,该波片6通 过微型电机5带动进行旋转，波片6与红外CMOS相机4之间设置检偏器8;计算机1通过电机驱 动器2接入微型电机5,红外光源控制器3与红外环形LED光源7连接，红外CMOS相机4与计算 机1连接；
[0027]将待测人体组织样品放置于体视显微镜的载物台，打开红外环形LED光源7对载物 台上的样品进行照明，同时由计算机1驱动电机驱动器2和红外CMOS相机4,控制微型电机5 转动和红外CMOS相机4采图，其中微型电机5控制波片6进行周期性的转动，每转动固定角度 红外CMOS相机4通过检偏器8进行一次采图，多次采样得到多幅带有不同偏振信息的图， CMOS相机4所采集的带有不同偏振信息的图输入计算机1进行处理，从而获得待测人体组织 样品的非直观图像。
[0028] 所述红外LED环形光源7采用LED阵列照明，发光方向与光源轴心夹角为30~45度， 波段为近红外波长范围。对于照明光源，波长小于600nm的可见光，光的吸收会由于血红蛋 白、黑色素以及其它色素的影响而升高;在紫外波段，又会由于蛋白质、核酸的强吸收而升 高；在红外段，组织中的水吸收占主要地位。只有通常所称为"治疗窗口"即波长为650-950nm范围内，对大多数软组织来说，光吸收相对较低，散射相对较强，因而会有较强的散射 光从组织中反射或透射出来成为可被探测到的光。
[0029] 所述红外LED环形光源7距离体视显微镜的样品载物台上表面的距离为75~85mm。
[0030] 非直观算法的基本原理是：利用光的偏振信息进行成像，对于各向异性的样品进 行成像，通过利用线性双折射的物理模型，获得多幅不同偏振态下的光强信息，通过光强表 达式，通过利用计算傅里叶级数系数的方法，获得所需要的参数，从而获得所需要的参数 图。
[0031] 本发明基于权所述人体组织红外非直观显微成像装置的人体组织红外非直观显 微成像方法，步骤如下：
[0032]步骤1，利用体积浓度为70%的乙醇涂于人体组织样品的表面，然后将样品置于体 视显微镜的载物台上。
[0033] 步骤2,打开红外光源控制器3点亮红外环形LED光源7,利用体视光学显微镜和红 外CMOS相机4获得一幅光强图片，作为未被处理的原始图像并输入计算机1。
[0034] 步骤3,通过微型电机5控制波片6进行周期性的旋转，并且通过红外CMOS相机4采 集图像，获得多幅光强图并输入计算机1;
[0035] 所述的微型电机5控制波片6进行周期性旋转，可以获得不同相位延迟下的图像， 为非直观光波参数成像提供足够的光强信息。
[0036] 步骤4,计算机1根据输入的光强图确定光强图的相位差和方位角，具体如下：
[0037]根据Jones矩阵得到光强函数1( ω )，
[0038] Ι( ω ) =ai+a2sin(2a)+a3sin(4a)+bicos(4a)
[0039] 其中ai，a2，a3，bi由光强的电场分量Ex，Ey表不，通过多组光强函数的值拟合得到方 位角P和相位差δ，α是波片旋转的角度。
[0040] 步骤5,利用步骤4所得相位差、方位角的值分别形成灰度图像，所述灰度图像中每 点的灰度值代表相位差或方位角的大小，对不同颜色进行赋值形成假彩色图像，调整成像 的对比度获得待测人体组织样品的相位差非直观图像、方位角非直观图像。
[0041 ] 步骤6,根据相位差、方位角，通过Mueller矩阵确定Stokes参量并进行Stokes参数 非直观成像，所采用的公式为：
[0042]
[0043] 式中，Idp是像素点所在每幅图的平均光强信息，δ是相位差，是方位角(慢轴与X 方向的夹角），So、S1、S2、S3是Stokes的四个参数。
[0044] 本发明是利用红外的偏振参数进行组织成像。先利用偏振调制，得到多幅单偏振 状态下的图像，从中进行参数提取，得到利用各参数值进行成像的图像。与直接利用远场的 光强进行成像相比，偏振参数对于物体结构各项异性的变化更加的灵敏，更为重要的是通 过利用均方根拟合，筛选出拟合度高于95%的像素点，使得PSF宽度变窄，这样就可以突破 光学成像的衍射极限，大大提高了成像的分辨率。因此，本发明提供了一种新的现代医学影 像学的方法，该方法基于非直观参数成像技术，突破了衍射极限，获得了高分辨率图像。
[0045] 综合探测方法和所采用的光源，红外光源使得探测有一定的深度，但是红外成像 的分辨率较低，而偏振参数成像恰好弥补了红外光源的缺点，提高了成像的分辨率，而且该 方法的优势是不需要进行扫描，大大节约了成像效率和成本。
[0046] 综上，本发明主要有三大优势:成像速度快、成本低、成像的分辨率高。
[0047] 实施例1
[0048]下面结合附图详细介绍该发明装置和实现对样品进行光波参数成像的步骤。
[0049] (1)结合附图详细介绍该发明装置：
[0050] 结合图1，本发明利用非直观光波参数图进行人体组织结构分析的装置，包括计算 机1、电机驱动器2、红外光源控制器3和体视显微镜模块，其中体视显微镜模块包括红外 CMOS相机4、微型电机5、波片6、红外环形LED光源7和检偏器8,红外环形LED光源7设置于体 视显微镜的载物台和物镜之间，体视显微镜的物镜与红外CMOS相机4之间设置一个波片6， 该波片6通过微型电机5带动进行旋转，波片6与红外CMOS相机4之间设置检偏器8;计算机1 通过电机驱动器2接入微型电机5,红外光源控制器3与红外环形LED光源7连接，红外CMOS相 机4与计算机1连接。
[0051] 将待测人体的脚部的表皮试样放置于体式显微镜的载物台上，打开红外环形LED 光源7进行照明，同时由计算机1驱动电机驱动器2和红外CMOS相机4,通过已集成好的算法 软件，控制微型电机5转动和红外CMOS相机4采图，其中微型电机5控制波片6进行周期性的 转动，利用体视显微镜模块成像进行采图，获得多幅带有不同偏振信息的图，进行计算获得 理想的非直观光波参数图像。红外环形LED光源7采用LED阵列照明，环状阵列外径尺寸为 120mm，发光方向与光源轴心夹角为45度，波段为近红外940nm不可见光照明，其中环形通过 红外光源控制器3控制，红外光源控制器3可以实现光强连续变化，采用短路保护，输出电压 24V，输出功率为25W，单通道。红外环形LED光源7距离样品载物台上表面的距离为75~ 85_。微型电机5控制波片6进行周期性旋转，可以获得不同相位延迟下的图像，为非直观光 波参数成像提供足够的光强信息。计算机1中的算法集成软件，可以将所获得多幅光强图进 行非直观算法的计算，最终获得各种参数图像，也就是非直观光波参数图像。
[0052] (2)实现对该装置的光波参数成像方法的具体步骤如下：
[0053]步骤1，利用70%的乙醇处理人体组织样品，增加红外光的透过率，将样品置于体 视显微镜的载物台上。
[0054] 步骤2,打开红外光源控制器3点亮红外光940nm的红外环形LED光源7,利用利用体 视光学显微镜和红外CMOS相机4,获得一幅视场较大的光强图片，作为未被处理的原始图 像；
[0055]步骤3,通过微型电机5控制波片6进行周期性的旋转，并且通过红外CMOS相机4进 行取图，获得多幅光强图；
[0056]步骤4,由步骤3所得到的图像，由计算机1通过集成好的软件进行非直观显微成像 的算法运算，从而获得光强图的相位差，方位角等参数信息。
[0057] 步骤5,利用每一种参数的值形成一幅灰度图像，其中每点的灰度值代表参数值的 大小，也可以对不同颜色进行赋值，形成假彩色图像，通过算法也可以调整成像的对比度， 获得较高对比度的相位差非直观图像、方位角非直观图像；
[0058] 步骤6,根据相位差、方位角，通过Mueller矩阵确定Stokes参量并进行Stokes参数 非直观成像。
[0059] 对获得的图像进行处理，可以获得分辨率较高的图像。主要是采用了参数的非直 观算法，通过点扩散函数的瘦身，从而打破了分辨率的极限，从而获得了较高的分辨率成 像。非直观算法的基本原理主要是利用光的偏振信息进行成像，对于各向异性的样品进行 成像，通过利用线性双折射的物理模型，获得多幅不同偏振态下的光强信息，通过光强表达 式，可以通过利用计算傅里叶级数系数的方法，获得我们所需要的参数，从而获所需要的参 数图。
[0060] 除了可以将计算出来的位相差，偏振方位角等参数进行成像，还可以利用通过 Muel Ier矩阵计筧出的Stokes参量讲行参数成像，如下式所示：
[0061]
[0062] 式中1<^是指的像素点所在每幅图的平均光强信息，δ是相位差，方位角(慢轴与X 方向的夹角）。
[0063] 综上，本发明通过在普通的体式显微镜的改造，增加了非直观光波参数成像的核 部件，通过多次测量不同偏振态下的光强图，反演计算获得分辨率比原光强图更好的效果 图。同时由于非直观算法对于散射光更加的敏感，红外"医疗窗口"下，能够实现一定深度的 成像。相对于传统的光学成像方法具有分辨率高的优势，相较于传统的医疗影像学器械具 有成本低的优势。
【主权项】
1. 一种人体组织红外非直观显微成像装置，其特征在于，包括计算机（1)、电机驱动器 (2)、红外光源控制器(3)和体视显微镜模块，其中体视显微镜模块包括红外CMOS相机(4)、 微型电机(5)、波片(6)、红外环形Lm)光源（7)和检偏器(8)，红外环形Lm)光源(7)设置于体 视显微镜的载物台和物镜之间，体视显微镜的物镜与红外CMOS相机(4)之间设置一个波片 (6)，该波片(6)通过微型电机(5)带动进行旋转，波片(6)与红外CMOS相机(4)之间设置检偏 器(8);计算机（1)通过电机驱动器（2)接入微型电机(5)，红外光源控制器（3)与红外环形 L邸光源(7)连接，红外CMOS相机(4)与计算机(1)连接； 将待测人体组织样品放置于体视显微镜的载物台，打开红外环形Lm)光源(7)对载物台 上的样品进行照明，同时由计算机（1)驱动电机驱动器(2)和红外CMOS相机(4)，控制微型电 机(5)转动和红外CMOS相机(4)采图，其中微型电机(5)控制波片(6)进行周期性的转动，每 转动固定角度红外CMOS相机(4)通过检偏器(8)进行一次采图，多次采样得到多幅带有不同 偏振信息的图，CMOS相机(4)所采集的带有不同偏振信息的图输入计算机（1)进行处理，从 而获得待测人体组织样品的非直观图像。2. 根据权利要求1所述的人体组织红外非直观显微成像装置，其特征在于，所述红外 L邸环形光源(7)采用Lm)阵列照明，发光方向与光源轴屯、夹角为30~45度，波段为近红外波 长范围。3. 根据权利要求1所述的人体组织红外非直观显微成像装置，其特征在于，所述红外 L邸环形光源(7)距离体视显微镜的样品载物台上表面的距离为75~85mm。4. 一种基于权利要求1所述人体组织红外非直观显微成像装置的人体组织红外非直观 显微成像方法，其特征在于，步骤如下： 步骤1，利用体积浓度为70%的乙醇涂于人体组织样品的表面，然后将样品置于体视显 微镜的载物台上； 步骤2,打开红外光源控制器(3)点亮红外环形Lm)光源（7)，利用体视光学显微镜和红 外CMOS相机(4)获得一幅光强图片，作为未被处理的原始图像并输入计算机(1); 步骤3,通过微型电机(5)控制波片（6)进行周期性的旋转，并且通过红外CMOS相机(4) 采集图像，获得多幅光强图并输入计算机(1); 步骤4,计算机(1)根据输入的光强图确定光强图的相位差和方位角； 步骤5,利用步骤4所得相位差、方位角的值分别形成灰度图像，所述灰度图像中每点的 灰度值代表相位差或方位角的大小，对不同颜色进行赋值形成假彩色图像，调整成像的对 比度获得待测人体组织样品的相位差非直观图像、方位角非直观图像； 步骤6,根据相位差、方位角，通过Mueller矩阵确定Stokes参量并进行Stokes参数非直 观成像。5. 根据权利要求4所述的人体组织红外非直观显微成像方法，其特征在于，步骤6所述 根据相位差、方位角，通过Mueller矩阵确定Stokes参量并进行Stokes参数非直观成像，所 采用的公式为：式中，Idp是像素点所在每幅图的平均光强f旨息，δ是相位差，是方位角，So、Si、S2、S3是 Stokes的四个参数。
【文档编号】A61B5/00GK106073701SQ201610361344
【公开日】2016年11月9日
【申请日】2016年5月26日
【发明人】刘学峰, 赵军
【申请人】南京理工大学