CN102741707B - 基于切伦科夫效应的断层成像方法 - Google Patents

Abstract

一种基于切伦科夫效应的断层成像系统，包括：切伦科夫荧光探测装置(101)，用于采集平面光学图像；结构成像装置(102)，用于采集三维结构图像；物理对象成像床体装置(104、105、106、107、108)，用于支撑成像对象；计算机(109)，用于形成平面光学图像、三维结构图像和切伦科夫荧光断层图像。本发明采用高阶简化球谐近似模型和迭代半阈值算子相耦合的方法进行全域CLT重建，快速实现放射性药物或分子探针体内分布的三维断层成像。

Description

基于切伦科夫效应的断层成像方法

技术领域

本发明涉及一种成像系统，特别是关于一种基于切伦科夫效应的断层成像系统与方法和系统。 

背景技术

切伦科夫荧光成像(Cerenkov Luminescence Imaging,CLI)的出现为光学成像应用到临床奠定技术基础。2010年美国A.Ruggiero等证实(J.Nucl.Med.2010,51:1123–1130)利用高能β或者α粒子在介质中高速运动过程产生的切伦科夫辐射(Cerenkov Emission)以及穿透至成像目标体表的可见光子，光学成像系统可以实现对医学同位素的在体成像。这意味着除了正电子发射断层成像(Positron Emission Tomography,PET)和单光子发射计算机断层成像(Single Photon Emission Computed Tomography,SPECT)方式，光学成像已经成为一种分子核医学成像模态。 

CLI定量表征的是核素平面分布图，不能描述光源在体内的深度信息。为了获取生物体内核素分布的深度信息，Spinelli等(Phys.Med.Biol.2010,55:483–495)采用多光谱技术估算光源深度信息，但其本质依然是单视角平面成像；Li等(Opt.Lett.2010,35:1109–1111)提出了切伦科夫荧光断层成像(Cerenkov Luminescence Tomography,CLT)概念，并实现了均匀介质模型假设下的在体核素分布的三维断层成像。这两种成像方法的理论基础都是扩散近似(Diffusion Approximation,DA) 假设。实际上，连续的切伦科夫光谱不仅主要位于300-700nm波段，而且能量分布与波长的平方成反比。复杂生物组织在这种蓝谱段占优的可见光穿透时表现出如下特性：光学散射系数与吸收系数的比值极有可能位于10以内。这时DA模型不能用来模拟光在生物组织中的传播。为了提高CLT成像质量，我们已经提出并证明了基于辐射传输方程(Radiation Transport Equation,RTE)的三阶简化球谐近似(The Third-order Simplied Spherical Harmonics Approximation,SP₃)前向模型能够更为真实地逼近切伦科夫光子在生物组织中传播的物理现象。然而，放射性药物的在体分布往往具有局部集中与总体稀疏的特性。在重建方法上，它需要一种能够实现多峰值与稀疏解并存的全域最优解反演模型，并成为CLT成像技术难题。 

发明内容

本发明的目的是提供一种基于切伦科夫效应的断层成像系统和方法。 

按照本发明的一方面，一种基于切伦科夫效应的断层成像方法，包括步骤： 

采集平面光学图像和三维结构图像； 

基于固定标记点，将多角度采集的平面光学图像和三维结构图像进行空间位置配准，建立光学-微型计算机断层成像的几何位置关系的映射表； 

基于建立的几何位置映射表，将平面光学图像的各个象素点的灰度强度转化为光照强度后映射到三维对象体表，形成体表光信号强度 分布图B； 

将采集到的微型计算机断层成像的图像进行图像分割处理，分割出成像对象的各个器官并赋予不同像素值； 

对分割后的体数据使用有限元方法进行离散，输出体网格； 

基于有限元SP₃前向模型，将已知的三维对象体表光信号强度分布B与体内未知的医学同位素分布S之间建立线性关系映射表，B=AS，其中，A是前向模型输出的系统参数矩阵，B为m维列向量，S是n维列向量，且m是小于n的正整数； 

基于L_1/2正则化理论建立断层图像重建的每步迭代运算目标函数F(S)=min{||B-AS||₂+p||S||_1/2}，其中p=(1-ε)/||A||²是正则化参数，其中； 

第K+1步迭代更新体内同位素分布图S_K+1=H_pq(T_K(S_k))，T_K(S_k)=S_K+q_KA^T(B–AS_K)，其中K是正整数，q_K=4|T_K|^3/2||A||²/3，H=(h(s₁),h(s₂),…,h(s_n))^T，h(s)=2s(1+cos((2π-2φ)/3))/3且s>η(pq)^3/2,h(s)=0且s≤η(pq)^3/2,φ=arcos(0.125pq(|s|/3)^-3/2)，η是实常数； 

如果第K步迭代图像更新后的目标函数值F_K<V，则停止迭代计算，其中V是目标阈值常数。 

按照本发明的另一方面，一种基于切伦科夫效应的断层成像系统，包括： 

切伦科夫荧光探测装置，用于采集平面光学图像； 

结构成像装置，用于采集三维结构图像； 

物理对象成像床体装置，用于支撑成像对象； 

计算机，用于形成平面光学图像、三维结构图像和切伦科夫荧光断层图像。 

本发明采用高阶简化球谐近似模型和迭代半阈值算子相耦合的方法进行全域CLT重建，快速实现放射性药物或分子探针体内分布的三维断层成像。由于本发明采用普通CCD探测器实现分子核医学成像，相对于PET/SPECT和γ相机等成像装置大幅降低了设备建造与维护成本，降低了核医学成像研究的门槛，拓展了光学分子影像探针可供选择的空间，延伸了光学分子影像研究与应用的范围。 

附图说明

图1是本发明系统组成的立体结构图； 

图2是本发明总体组成结构图； 

图3是本发明的切伦科夫荧光断层图像重建模块实施方式流程图； 

图4是本发明实施案例的断层图像重建过程原理图； 

图5是本发明实施案例的光学与结构图像空间位置配准关系图； 

图6是本发明实施案例的切伦科夫荧光断层重建的医学同位素分布强度最大值体单元在结构图像中的三维位置示意图； 

图7是本发明本发明实施案例的切伦科夫荧光断层图像及经过最大值的三个正交切面图。 

具体实施方式

下面结合附图对本发明做详细的描述。 

如图1所示，本发明包括切伦科夫荧光(Cerenkov Luminescence)探测装置(101)、计算机(109)和暗箱(110)，涉及结构成像装置(102和103)与床体(104、105、106、107、108)，床体上支撑物理对象，例如，人体、动物或任何被成像的物理对象，床体简称为小动物床。切伦科夫荧光探测装置(101)是本发明的系统部分关键部件，包括典型工作温度-110°的CCD、带宽10nm或20nm的中心波长范围500-650nm的带通滤波器组及相关光学成像配件；带通滤波片组装在一个步进电机驱动的旋转轴上，共6个通光孔可供旋转选择检测不同波段的切伦科夫光子，其中一个通光孔未装光学滤波片；可以脱离成像系统的小动物支架(104)被设计安装有24个光学与micro-CT都可以辨识的直径2mm的圆形标记点，其底盘含有螺钉并固定在360度旋转台(105)上；小动物可以随着3个步进电机独立驱动的360度旋转台(105)和正交平移导轨(106、107)的三维移动改变空间位置；结构成像装置是高分辨率micro-CT成像系统，与切伦科夫荧光探测器成正交态势位于气垫式光学平台上；暗箱(110)是单面由铅玻璃、上下两底面和其余三个面由铅板组成的封闭式正方体，其内表面覆盖一层黑色专业涂料；暗箱(110)底部设有一个直径1cm的曲折圆形孔道，允许通过数据线实现成像系统控制器与计算机之间的数据传输，并容纳一条医学麻醉气体输送管。 

如图2所示，本发明所述的一种基于切伦科夫效应的断层成像方法结合多模态成像装置的总体框架原理图。所述的切伦科夫荧光探测装置(202)是由可旋转选用的带通滤波片(205)、用于完成切伦科夫光 信号-电信号转换的CCD器件、和光学成像控制器(207)。光学成像控制器(207)是指调节带通滤波片中心波长与带宽、CCD器件的工作温度、数据采集的帧频、曝光时间、光圈开合与孔径等光学系统参数的与计算机相连接通信的硬件控制器。所述的在体小动物成像床体装置(203)包括用于固定成像对象的小动物支架(208)、用于三维调节成像对象位置的360度旋转台(208)和正交平移导轨(211)、以及小动物床控制器(212)。小动物床控制器(212)是自动调节成像对象三维空间位置的与计算机相连接通信的硬件控制器。所述的结构成像装置micro-CT(204)包括X射线光源(213)、X射线探测器(214)、micro-CT控制器(215)。micro-CT控制器(215)是指调节micro-CT成像装置并且与计算机相连接通信的硬件控制器。光学成像控制器(207)将CCD采集的光学图像传送给计算机(219)，得到平面光学图像(216)。Micro-CT控制器(215)将X射线探测器采集到的成像对象结构信息传送到计算机(219)，得到三维结构图像(218)。所述的计算机(219)通过切伦科夫荧光图像重建流程，在平面光学图像(216)与三维结构图像(218)的基础上，输出切伦科夫荧光断层图像(217)。因此，位于暗箱外部的计算机(219)不仅控制着整个成像系统，更是图像处理的执行模块，输出结果图像包括平面光学图像(216)、三维结构图像(217)和切伦科夫荧光断层图像(218)。 

如图3所示（宽箭头表示信息流向），本发明方法关键部分是指计算机(301)在采集平面光学图像(302)和三维结构图像(303)后，经过如下步骤可以获得切伦科夫荧光断层图像(312)： 

步骤304：基于固定标记点，将多角度采集的光学图像(302)与结构图像(303)进行空间位置配准，建立光学-CT的几何位置关系一一映射表； 

步骤305：依照步骤304建立的几何位置映射表，将平面光学图像各像素点的灰度强度转化为光照强度（单位：光子个数/(mm²·s)）后映射到三维小动物体表，形成体表光信号强度分布图B； 

步骤306：采集到的micro-CT图像经过图像分割处理，分割出成像物体各个主要器官并赋予不同像素值以示区分，例如，通常分割出心脏、肾、肝、骨骼、肌肉、膀胱等； 

步骤307：对步骤306输出的分割后体数据使用有限元方法离散，输出体网格，例如经常使用的四面体网格； 

步骤308：基于有限元SP₃前向模型，就已知的小动物体表光信号强度分布图B与体内未知的医学同位素分布S之间建立线性关系映射表B=AS，从数学角度分析，A是前向模型输出的系统参数矩阵、B为m维列向量、S是n维列向量，且m是小于n的正整数； 

步骤309：基于L_1/2正则化理论建立断层图像重建的每步迭代运算目标函数F(S)=min{||B-AS||₂+p||S||_1/2}，其中p=(1-ε)/||A||²是正则化参数，ε是一个很小的常数，一般被设置为10^-10左右(会根据实际情况上下变动)，用于调节正则化时的效果。 

； 

步骤310：第K+1步迭代更新体内同位素分布图S_K+1=H_pq(T_K(S_k))，T_K(S_k)=S_K+q_KA^T(B–AS_K)，其中K是正整数，q_K=4|T_K|^3/2||A||²/3， H=(h(s₁),h(s₂),…,h(s_n))^T，h(s)=2s(1+cos((2π-2φ)/3))/3且s>η(pq) ^3/2,h(s)=0且s≤η(pq)^3/2,φ=arcos(0.125pq(|s|/3)^-3/2)，η是常实数，s是实数域的自变量，h(s)是实数域函数： 

$h\left(s\right)=\begin{array}{}\end{array}\left\{\begin{array}{ccc}2s(1+\frac{\cos (2\mathrm{\&pi;}-2\mathrm{\&phi;})}{3})/3& \mathrm{if}& s>\mathrm{\&eta;}{\left(\mathrm{pq}\right)}^{3/2}\\ 0& \mathrm{if}& s>\mathrm{\&eta;}{\left(\mathrm{pq}\right)}^{3/2}\end{array}\right.$

其中，每次替代的时候，会把光源向量S的每个分量s_k带入上面等式，计算h(s_k)； 

步骤311：如果第K步迭代图像更新后的目标函数值F_K<V，则停止迭代计算，输出最终重建结果图像，切伦科夫荧光断层图像(312)，其中V是目标阈值常数。 

如图4所示，本发明中使用2-氟-2-脱氧-D-葡萄糖(¹⁸F-FDG)进行断层成像实施步骤如下：一只体重23g健康雌性nu/nu型裸鼠处于2%异氟烷医学麻醉气体中平静沉睡，经过尾静脉注射小动物CT造影剂Fenestra LC0.2ml和11.1MBq¹⁸F-FDG；设置micro-CT在体成像系统参数，X光发射源的扫描电压为50kV，功率50W，探测器积分时间0.467s，转台转动速度为1.0^o/s，单帧投影图像大小1120×2344，单帧成像时间为3.0s，投影数360个，在药剂注射30min后进行CT扫描，获得三维结构图像；设置切伦科夫光学在体成像系统参数，CCD曝光时间是3min，光圈f为2.8，焦距55mm，成像物体与镜头之间的距离为15cm，像素合并值2，在药剂注射60min后进行光学扫描，实验中未采用光学滤波片，小动物转台每隔旋转90度后成像一次，获得平面光学图像；经过光学-CT成像配准与融合步骤，建立体表光强分布图B， 其中表面三角网格含：1934个节点，3899个面片；经过体数据分割，可以分离出肾、骨、膀胱、肌肉等组织，其中膀胱的几何中心位置为(34.7mm,14.5mm,5.0mm)，将上述表面网格经过有限元体网格离散化，建立四面体网格，节点数3952，边数25578，三角形面片数42471，四面体数20844；根据本发明成像方法，在探测得到的体表光强分布与体网格建立后，选用混合光谱对应的加权系数作为复杂生物组织的光学特性参数，重建出CLT图像，表征在体医学同位素分布。 

如图5所示，在应用本发明所述装置采集的多角度平面光学图像的基础上，经过空间位置配准，同一幅图像中显示建立光学标记点与micro-CT标记点之间配准距离误差。 

如图6所示，在应用本发明方法得到的分割后结构图像，601指示着肾脏，602指示着骨骼，603指示着膀胱，604指示着CLT重建后获得荧光强度值最大的四面体单元，且604几何中心位置为(34.4mm,13.2mm,4.7mm)，位于膀胱内部，605指示着肌肉。 

如图7所示，在应用本发明方法得到的CLT图像，即¹⁸F-FDG的在体分布，306指示着CLT图像的X=34.4mm时的切面图，307指示着CLT图像的Y=13.2mm时的切面图，308指示着CLT图像的Z=4.7mm时的切面图，309指示着上述三个切面图在CLT图像中的位置；CLT重建常数η=125；在CLT的切片图中，光照强度归一化到0-1范围；整幅CLT图像重建时间小于0.65s；依照micro-CT结构数据分析，并假设FDG在膀胱光中均匀分布，等效于在体均匀光源，本发明的成像方法断层成像重建误差是1.4mm。 

本发明可以实现放射性药物的在体三维成像，为分子核医学成像研究及其临床应用提供一种低成本分子影像工具。 

尽管为说明目的公开了本发明的具体实施案例与附图，辅助理解本发明的内容并据以实施，但是专业技术人员可以理解：在不脱离本发明及所附的权利要求的精神与范围内，各种替换和修改都是可能的。因此，本发明不应该局限于最佳实施案例和附图所公开的内容，本发明要求保护的范围以权利要求书界定的范围为准。 

Claims (1)

1.一种基于切伦科夫效应的断层成像方法，包括步骤：

采集平面光学图像和三维结构图像；

基于固定标记点，将多角度采集的平面光学图像和三维结构图像进行空间位置配准，建立光学-微型计算机断层成像的几何位置关系的映射表；

基于建立的几何位置映射表，将平面光学图像的各个象素点的灰度强度转化为光照强度后映射到三维对象体表，形成体表光信号强度分布图B；

将采集到的微型计算机断层成像的图像进行图像分割处理，分割出成像对象的各个器官并赋予不同像素值；

对分割后的体数据使用有限元方法进行离散，输出体网格；

基于有限元SP₃前向模型，将已知的三维对象体表光信号强度分布B与体内未知的医学同位素分布S之间建立线性关系映射表，B=AS，其中，A是前向模型输出的系统参数矩阵，B为m维列向量，S是n维列向量，且m是小于n的正整数；

基于L_1/2正则化理论建立断层图像重建的每步迭代运算目标函数F(S)=min{||B-AS||₂+p||S||_1/2}，其中p=(1-ε)/||A||²是正则化参数；

第K+1步迭代更新体内同位素分布图S_K+1=H_pq(T_K(S_k))，T_K(S_k)=S_K+q_KA^T(B–AS_K)，其中K是正整数，q_K=4|T_K|^3/2||A||²/3，H=(h(s₁),h(s₂),…,h(s_n))^T，h(s)=2s(1+cos((2π-2φ)/3))/3且s>η(pq)^3/2,h(s)=0且s≤η(pq)^3/2,φ=arcos(0.125pq(|s|/3)^-3/2)，η是实常数；

如果第K步迭代图像更新后的目标函数值F_K<V，则停止迭代计算，其中V是目标阈值常数。

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