CN104921703A - 应用于乳腺的方波频率编码的高光谱图成像测量系统 - Google Patents

Abstract

本发明公开了一种应用于乳腺的方波频率编码的高光谱图成像测量系统，一组单色光源分布在乳腺组织样本的一侧，摄像头分布在乳腺组织样本的另一侧；一组单色光源中的各个单色光源密集排列在一个所设半球面上，采用透镜汇聚成一束光，构成光源；摄像头构成光源接收器件；采用不同频率且成2倍比率关系的方波分别驱动一组单色光源中的各个单色光源，摄像头接收到的图像中每个像素点是每个单色光源透过乳腺的单色光组合；计算机对单色光组合进行分离得到单色光组合中的各个单色光源的贡献，据此实现对乳腺的透射高光谱图成像。本发明实现了高速度、大信息的乳腺透射高光谱图成像的高精度测量，且本发明装置具有成本低、应用方便等优点，适宜于经常性家庭自检。

Description

应用于乳腺的方波频率编码的高光谱图成像测量系统

技术领域

本发明涉及成像测量系统领域，尤其涉及一种应用于乳腺的方波频率编码的高光谱图成像测量系统。

背景技术

现有技术中通过光对物体内部进行成像，特别是对人体内部进行成像，具有无损无创无辐射的突出优点，但至今尚未有能够进入家庭使用的乳腺透射成像光测量系统用于经常性的肿瘤自检，其原因在于现有乳腺成像测量系统的成本高、运算复杂、精度有限，无法满足实际应用中的乳腺自检需要。

发明内容

本发明提供了一种应用于乳腺的方波频率编码的高光谱图成像测量系统，本发明实现了高速度、大信息的乳腺透射光成像的高精度测量，满足了实际应用中的需要，详见下文描述：

一种应用于乳腺的方波频率编码的高光谱图成像测量系统，所述成像测量系统包括：一组单色光源、一个摄像头，以及与摄像头外接的计算机；一组单色光源分布在乳腺组织样本的一侧，摄像头分布在乳腺组织样本的另一侧；

其中，一组单色光源中的各个单色光源密集排列在一个所设半球面上，采用透镜汇聚成一束光，构成光源；摄像头构成光源接收器件；

采用不同频率且成2倍比率关系的方波分别驱动一组单色光源中的各个单色光源，摄像头接收到的图像中每个像素点是每个单色光源透过乳腺的单色光组合；

计算机对单色光组合进行分离得到单色光组合中的各个单色光源的贡献，据此实现对乳腺的透射高光谱图成像。

其中，所述单色光源、所述摄像头在所述乳腺组织样本两面对称设置。

所述计算机对单色光组合进行分离得到单色光组合中的各个单色光源的贡献，据此实现对乳腺的透射高光谱图成像的操作具体为：

以4种波长的发光二极管2进行说明，λ1、λ2、λ3和λ4波长的发光二极管的驱动方波频率分别为8f、4f、2f和f；

摄像头采样频率为f_S，且f_S＝2f，在λ1驱动信号高、低电平中间采样；

采样频率f_S远高于调制方波信号和背景光的变化频率，在最低驱动信号频率的一个周期各路方波信号的幅值和背景光信号的幅值不变；

以顺序每16个数字信号为一组进行运算，得到8倍的波长λ1、λ2、λ3和λ4的光信号。其中，所述单色光源为激光二极管。

另一实施例，所述单色光源为单色二极管。

另一实施例，所述摄像头为手机摄像头。

本发明提供的技术方案的有益效果是：本发明采用不同频率且成2倍比率关系的方波驱动单色光源，对摄像头检测到的光电信号进行分离可以得到单色光组合中的各个单色光源的贡献，进而实现对乳腺组织样本的成像，本发明实现了高速度、大信息的线阵成像光的高精度测量，且本发明具有成本低、应用方便等优点，适宜于家庭自检。

附图说明

图1为一种应用于乳腺的方波频率编码的高光谱图成像测量系统的结构示意图；

图2为本发明提供的单色光源、乳腺组织样本和摄像头相对位置示意图；

图3为方波的示意图。

附图中，各标号所代表的部件列表如下：

1：一组单色光源；          2：透镜；

3：乳腺组织样本；          4：摄像头。

具体实施方式

为使本发明的目的、技术方案和优点更加清楚，下面对本发明实施方式作进一步地详细描述。

实施例1

一种应用于乳腺的方波频率编码的高光谱图成像测量系统，参见图1和图2，成像测量系统包括：一组n个单色光源1(用LD表示，单色光源的波长处于600～1200nm之间，此波段为“光学窗口”，穿透深度比较深)和一个摄像头4。

其中，n的具体取值与乳腺组织样本3对不同波长的敏感程度相关，本发明实施例对此不做限制。一组单色光源1分布在乳腺组织样本3的一侧，一个摄像头4分布在乳腺组织样本3的另一侧；

其中，一组单色光源1中的每个单色光源LD₁…LD_n成线性排列，采用透镜2汇聚成一束光，构成线阵光源；摄像头4构成多波长光源接收器件，摄像头4为CMOS或CCD，现有摄像头4已能采集近红外波段的光。该成像测量系统还包括与摄像头4外接的计算机(图中未示出)。

参见图3，采用不同频率且成2倍比率关系的方波分别驱动一组单色光源1中的各个单色光源LD_i，摄像头4进行采集，采集到的图像中，每个像素点为每个单色光源LD_i透过乳腺组织样本3的单色光组合I_ij；计算机对单色光组合I_ij进行分离可以得到单色光组合I_ij中的各个单色光源LD_i的贡献，构成各波长下的透射图像。根据各波长下乳腺组织中正常组织、肿瘤组织等的光学特性不同，进行乳腺的透射光成像测量，实现肿瘤的早期检测。

其中，计算机对单色光组合I_ij进行分离可以得到单色光组合I_ij中的各个单色光源LD_i的贡献的步骤具体为：

为简便说明起见以4种波长的发光二极管2为例进行说明，假定λ1、λ2、λ3和λ4波长的发光二极管的驱动方波频率分别为8f、4f、2f和f。

假定摄像头4采样频率为f_S，且f_S＝2f，并保证在λ1驱动信号高、低电平中间采样。

数字信号序列可以表示为：

$D_i^t=D_i^{\mathrm{\λ}1}+D_i^{\mathrm{\λ}2}+D_i^{\mathrm{\λ}3}+D_i^{\mathrm{\λ}4}+D_i^B---\left(1\right)$

其中，和分别为波长λ1、λ2、λ3和λ4的电压信号，为低频信号，包括：背景光、摄像头4的本底噪声。

假定采样频率f_S远高于调制方波信号和背景光的变化频率，在最低驱动信号频率的一个周期可以近似认为各路方波信号的幅值和背景光信号的幅值不变。以最前16个采样数据为例：

$\begin{array}{c}\left\{\begin{array}{c}{D}_1^{\mathrm{\λ}1}=D_3^{\mathrm{\λ}1}=D_5^{\mathrm{\λ}1}=D_7^{\mathrm{\λ}1}=D_9^{\mathrm{\λ}1}=D_{11}^{\mathrm{\λ}1}=D_{13}^{\mathrm{\λ}1}=D_{15}^{\mathrm{\λ}1}=D_A^{\mathrm{\λ}1}\\ D_2^{\mathrm{\λ}1}=D_4^{\mathrm{\λ}1}=D_6^{\mathrm{\λ}1}=D_8^{\mathrm{\λ}1}=D_{10}^{\mathrm{\λ}1}=D_{12}^{\mathrm{\λ}1}=D_{14}^{\mathrm{\λ}1}=D_{16}^{\mathrm{\λ}1}=0\\ D_1^{\mathrm{\λ}2}=D_2^{\mathrm{\λ}2}=D_5^{\mathrm{\λ}2}=D_6^{\mathrm{\λ}2}=D_9^{\mathrm{\λ}2}=D_{10}^{\mathrm{\λ}2}=D_{13}^{\mathrm{\λ}2}=D_{14}^{\mathrm{\λ}2}=D_A^{\mathrm{\λ}2}\\ D_3^{\mathrm{\λ}2}=D_4^{\mathrm{\λ}2}=D_7^{\mathrm{\λ}2}=D_8^{\mathrm{\λ}2}=D_{11}^{\mathrm{\λ}2}=D_{12}^{\mathrm{\λ}2}=D_{15}^{\mathrm{\λ}2}=D_{16}^{\mathrm{\λ}2}=0\\ D_1^{\mathrm{\λ}3}=D_2^{\mathrm{\λ}3}=D_3^{\mathrm{\λ}3}=D_4^{\mathrm{\λ}3}=D_9^{\mathrm{\λ}3}=D_{10}^{\mathrm{\λ}3}=D_{11}^{\mathrm{\λ}3}=D_{12}^{\mathrm{\λ}3}=D_A^{\mathrm{\λ}3}\\ D_5^{\mathrm{\λ}3}=D_6^{\mathrm{\λ}3}=D_7^{\mathrm{\λ}3}=D_8^{\mathrm{\λ}3}=D_{13}^{\mathrm{\λ}3}=D_{14}^{\mathrm{\λ}3}=D_{15}^{\mathrm{\λ}3}=D_{16}^{\mathrm{\λ}3}=0\\ D_1^{\mathrm{\λ}4}=D_2^{\mathrm{\λ}4}=D_3^{\mathrm{\λ}4}=D_4^{\mathrm{\λ}4}=D_5^{\mathrm{\λ}4}=D_6^{\mathrm{\λ}4}=D_7^{\mathrm{\λ}4}=D_8^{\mathrm{\λ}4}=D_A^{\mathrm{\λ}4}\\ D_9^{\mathrm{\λ}4}=D_{10}^{\mathrm{\λ}4}=D_{11}^{\mathrm{\λ}4}=D_{12}^{\mathrm{\λ}4}=D_{13}^{\mathrm{\λ}4}=D_{14}^{\mathrm{\λ}4}=D_{15}^{\mathrm{\λ}4}=D_{16}^{\mathrm{\λ}4}=0\\ D_1^B=D_2^B=D_3^B=D_4^B=D_5^B=D_6^B=D_7^B=D_8^B=D_9^B=D_{10}^B=D_{11}^B=D_{12}^B=D_{13}^B=D_{14}^B\end{array}\right.\\ =D_{15}^B=D_{16}^B=D_A^B\end{array}---\left(2\right)$

其中，和分别为波长λ1、λ2、λ3和λ4的光信号和背景信号的幅值。

换言之，以顺序每16个数字信号为一组进行运算：

$\begin{array}{c}{D}_{16n+1}-D_{16n+2}+D_{16n+3}-D_{16n+4}+D_{16n+5}-D_{16n+6}+D_{16n+7}-D_{16n+8}+D_{16n+9}-D_{16n+10}+\\ D_{16n+11}-D_{16n+12}+D_{16n+13}-D_{16n+14}+D_{16n+15}-D_{16n+16}=8D_{\mathrm{An}}^{\mathrm{\λ}1},n=\mathrm{0,1,2}......\end{array}---\left(3\right)$

即得到8倍的波长λ1的光信号而且完全消除了背景信号的影响。

$\begin{array}{c}{D}_{16n+1}+D_{16n+2}-D_{16n+3}-D_{16n+4}+D_{16n+5}+D_{16n+6}-D_{16n+7}-D_{16n+8}+D_{16n+9}+D_{16n+10}-\\ D_{16n+11}-D_{16n+12}+D_{16n+13}+D_{16n+14}-D_{16n+15}-D_{16n+16}=8D_{\mathrm{An}}^{\mathrm{\λ}2},n=\mathrm{0,1,2}......\end{array}---\left(4\right)$

即得到8倍的波长λ2的光信号而且完全消除了背景信号的影响。

$\begin{array}{c}{D}_{16n+1}+D_{16n+2}+D_{16n+3}+D_{16n+4}-D_{16n+5}-D_{16n+6}-D_{16n+7}-D_{16n+8}+D_{16n+9}+D_{16n+10}+\\ D_{16n+11}+D_{16n+12}-D_{16n+13}-D_{16n+14}-D_{16n+15}-D_{16n+16}=8D_{\mathrm{An}}^{\mathrm{\λ}3},n=\mathrm{0,1,2}......\end{array}---\left(5\right)$

即得到8倍的波长λ3的光信号而且完全消除了背景信号的影响。

$\begin{array}{c}{D}_{16n+1}+D_{16n+2}+D_{16n+3}+D_{16n+4}+D_{16n+5}+D_{16n+6}+D_{16n+7}+D_{16n+8}-D_{16n+9}-D_{16n+10}-\\ D_{16n+11}-D_{16n+12}-D_{16n+13}-D_{16n+14}-D_{16n+15}-D_{16n+16}=8D_{\mathrm{An}}^{\mathrm{\λ}4},n=\mathrm{0,1,2}......\end{array}---\left(6\right)$

即得到8倍的波长λ4的光信号而且完全消除了背景信号的影响。

本发明实施例对各器件的型号除做特殊说明的以外，其他器件的型号不做限制，只要能完成上述功能的器件均可。

实施例2

一种应用于乳腺的方波频率编码的高光谱图成像测量系统，参见图1和图2，该实施例以激光二极管作为单色光源LD₁…LD_n为例进行说明。

采用不同频率且成2倍比率关系的方波分别驱动一组单色光源1中的各个激光二极管LD_i，摄像头4中每个像素点接收到每个激光二极管LD_i透过乳腺组织样本3的单色光组合I_ij；计算机对单色光组合I_ij进行分离可以得到单色光组合I_ij中的各个激光二极管LD_i的贡献，据此可以对乳腺组织样本3进行透射高光谱图成像。

本实施例中的计算机处理步骤均与实施例1相同，本实施例在此不再赘述。

本发明实施例对各器件的型号除做特殊说明的以外，其他器件的型号不做限制，只要能完成上述功能的器件均可。

实施例3

一种应用于乳腺的方波频率编码的高光谱图成像测量系统，参见图1和图2，该实施例以单色二极管作为单色光源LD₁…LD_n为例进行说明。

采用不同频率且成2倍比率关系的方波分别驱动一组单色光源1中的各个单色二极管LD_i，摄像头4中每个像素点接收到每个单色二极管LD_i透过乳腺组织样本3的单色光组合I_ij；计算机对单色光组合I_ij进行分离可以得到单色光组合I_ij中的各个单色二极管LD_i的贡献，据此可以对乳腺组织样本3进行透射高光谱图成像。

本实施例中的计算机处理步骤均与实施例1相同，本实施例在此不再赘述。

本发明实施例对各器件的型号除做特殊说明的以外，其他器件的型号不做限制，只要能完成上述功能的器件均可。

实施例4

一种应用于乳腺的方波频率编码的高光谱图成像测量系统，参见图1和图2，该实施例以激光二极管作为单色光源LD₁…LD_n，手机摄像头作为摄像头为例进行说明。

采用不同频率且成2倍比率关系的方波分别驱动一组单色光源1中的各个激光二极管LD_i，手机摄像头4中每个像素点接收到每个激光二极管LD_i透过乳腺组织样本3的单色光组合I_ij；计算机对单色光组合I_ij进行分离可以得到单色光组合I_ij中的各个激光二极管LD_i的贡献，据此可以对乳腺组织样本3进行透射高光谱图成像。

本实施例中的计算机处理步骤均与实施例1相同，本实施例在此不再赘述。

本发明实施例对各器件的型号除做特殊说明的以外，其他器件的型号不做限制，只要能完成上述功能的器件均可。

实施例5

一种应用于乳腺的方波频率编码的高光谱图成像测量系统，参见图1和图2，该实施例以单色二极管作为单色光源LD₁…LD_n，手机摄像头作为摄像头为例进行说明。

采用不同频率且成2倍比率关系的方波分别驱动一组单色光源1中的各个单色二极管LD_i，手机摄像头4中每个像素点接收到每个单色二极管LD_i透过乳腺组织样本3的单色光组合I_ij；计算机对单色光组合I_ij进行分离可以得到单色光组合I_ij中的各个激光二极管LD_i的贡献，据此可以对乳腺组织样本3进行透射高光谱图成像。

本实施例中的计算机处理步骤均与实施例1相同，本实施例在此不再赘述。

本发明实施例对各器件的型号除做特殊说明的以外，其他器件的型号不做限制，只要能完成上述功能的器件均可。

本领域技术人员可以理解附图只是一个优选实施例的示意图，上述本发明实施例序号仅仅为了描述，不代表实施例的优劣。

以上所述仅为本发明的较佳实施例，并不用以限制本发明，凡在本发明的精神和原则之内，所作的任何修改、等同替换、改进等，均应包含在本发明的保护范围之内。

Claims (6)

1.一种应用于乳腺的方波频率编码的高光谱图成像测量系统，所述成像测量系统包括：一组单色光源、一个摄像头，以及与摄像头外接的计算机；其特征在于，一组单色光源分布在乳腺组织样本的一侧，摄像头分布在乳腺组织样本的另一侧；

其中，一组单色光源中的各个单色光源密集排列在一个所设半球面上，采用透镜汇聚成一束光，构成光源；摄像头构成光源接收器件；

采用不同频率且成2倍比率关系的方波分别驱动一组单色光源中的各个单色光源，摄像头接收到的图像中每个像素点是每个单色光源透过乳腺的单色光组合；

计算机对单色光组合进行分离得到单色光组合中的各个单色光源的贡献，据此实现对乳腺的透射高光谱图成像。

2.根据权利要求1所述的一种应用于乳腺的方波频率编码的高光谱图成像测量系统，其特征在于，所述单色光源、所述摄像头在所述乳腺组织样本两面对称设置。

3.根据权利要求1所述的一种应用于乳腺的方波频率编码的高光谱图成像测量系统，其特征在于，所述计算机对单色光组合进行分离得到单色光组合中的各个单色光源的贡献，据此实现对乳腺的透射高光谱图成像的操作具体为：

以4种波长的发光二极管2进行说明，λ1、λ2、λ3和λ4波长的发光二极管的驱动方波频率分别为8f、4f、2f和f；

摄像头采样频率为fS，且fS＝2f，在λ1驱动信号高、低电平中间采样；

采样频率fS远高于调制方波信号和背景光的变化频率，在最低驱动信号频率的一个周期各路方波信号的幅值和背景光信号的幅值不变；

以顺序每16个数字信号为一组进行运算，得到8倍的波长λ1、λ2、λ3和λ4的光信号。

4.根据权利要求1或2所述的一种应用于乳腺的方波频率编码的高光谱图成像测量系统，其特征在于，所述单色光源为激光二极管。

5.根据权利要求1或2所述的一种应用于乳腺的方波频率编码的高光谱图成像测量系统，其特征在于，所述单色光源为单色二极管。

6.根据权利要求1或2所述的一种应用于乳腺的方波频率编码的高光谱图成像测量系统，其特征在于，所述摄像头为手机摄像头。