CN212779131U - 深度数据测量设备 - Google Patents

Abstract

公开了一种深度数据测量设备以及相应的目标对象数据采集方法。该设备具有分立的测量头和处理器，测量头可以位于采集设备内部来进行基于双目原理的目标对象的运动采集，处理器可以独立计算目标对象的运动数据，并连同时间戳一并提供给采集设备以供其在图像重建时进行运动补偿。

Description

深度数据测量设备

技术领域

本公开涉及三维成像领域，尤其涉及一种深度数据测量设备。

背景技术

近年来，医学影像学得到了长足的发展。医学影像是指为了医疗或医学研究，对人体或人体某部分，以非侵入方式取得内部组织影像的技术与处理过程，是一种逆问题的推论演算，即成因(活体组织的特性)是经由结果(观测影像信号)反推而来。

常见的医学影像包括CT技术和MRI技术。

电脑断层扫描(Computerized tomography,CT)是一种结合X光与电脑科技的诊断工具，利用电脑将资料组合成身体横切面的影像，这些横切面的影像可再进一步重组成精细的3D立体影像。电脑断层摄影对于头部、胸部、腹部与脊椎的问题是很好的工具，许多部位的肿瘤，例如：肺、肝、胰脏肿瘤能够借由这个检查来确定位置及测量大小，对周围组织的侵犯程度亦能提供重要的讯息。利用在创伤的病人身上，电脑断层可以快速诊断出大脑、肝脏、脾脏、肾脏或其他体内器官的伤害情形。

电脑断层扫描虽然可将人体器官一层层扫描进电脑来观察，但因为电脑断层扫描也是用X光来成像的，所以所有电脑断层扫描影像都是灰阶的黑白影像。如果由静脉注射含碘显影剂，血管、肾脏、肝脏等构造会被强化变得比较白，比较容易辨认。而且大多数病灶，注射显影剂后也会较清楚，因此注射显影剂成为电脑断层扫描检查的重要步骤。

核磁共振成像(英语：Nuclear Magnetic Resonance Imaging，简称 NMRI)，又称自旋成像(英语：spin imaging)，也称磁共振成像 (Magnetic Resonance Imaging，简称MRI)，是利用核磁共振(nuclear magnetic resonance，简称NMR)原理，依据所释放的能量在物质内部不同结构环境中不同的衰减，通过外加梯度磁场检测所发射出的电磁波，即可得知构成这一物体原子核的位置和种类，据此可以绘制成物体内部的结构图像。

MRI是一台巨大的圆筒状机器，能在受检者的周围制造一个强烈磁场区的环境，借由无线电波的脉冲撞击身体细胞中的氢原子核，改变身体内氢原子的排列，当氢原子再次进入适当的位置排列时，会发出无线电讯号，此讯号借由电脑的接收并加以分析及转换处理，可将身体构造及器官中的氢原子活动，转换成2D影像，因MRI运用了生化、物理特性来区分组织，获得的影像会比电脑断层更加详细。MRI包括磁铁系统、射频系统和计算机图像重建系统。

磁铁系统包括静磁场和梯度场。静磁场：又称主磁场。当前临床所用超导磁铁，磁场强度有0.2T到7.0T(特斯拉)，常见的为1.5T和3.0T；动物实验用的小型MRI则有4.7T、7.0T与9.4T等多种主磁场强度。另有匀磁线圈(shim coil)协助达到磁场的高均匀度。梯度场(gradient coils)：用来产生并控制磁场中的梯度，以实现NMR信号的空间编码。这个系统有三组线圈，产生x、y、z三个方向的梯度场，线圈组的磁场叠加起来，可得到任意方向的梯度场。

射频系统则包括射频发生器和接收器。射频(RF)发生器：产生短而强的射频场，以脉冲方式加到样品上，使样品中的氢核产生NMR现象。射频(RF)接收器：接收NMR信号，放大后进入图像处理系统。

而在计算机图像重建系统中，由射频接收器送来的信号经A/D转换器，把模拟信号转换成数字信号，根据与观察层面各体素的对应关系，经计算机处理，得出层面图像数据，再经D/A转换器，加到图像显示器上，按NMR的大小，用不同的灰度等级显示出欲观察层面的图像。

无论是CT还是MRI，都需要目标对象，例如，接收检查的人在设备内部的采集腔体内停留(通常是平躺)相当长的一段时间，以完成针对目标部位或是全部人体的扫描。在上述扫描过程中，人体会由于例如固有的呼吸或是肠胃蠕动等发送轻微移动，也经常会产生各类不自主或是不受控的移动。上述移动会在内部解剖学成像时造成伪影，从而降低医学成像的质量。

实用新型内容

本公开要解决的一个技术问题是提供一种深度数据测量设备，该设备具有分立的测量头和处理器，测量头可以位于采集设备内部来进行目标对象的运动采集，处理器可以独立计算目标对象的运动数据，并连同时间戳一并提供给采集设备以供其在图像重建时进行运动补偿。

根据本公开的第一个方面，提供了一种深度数据测量设备，包括测量头、信号传输装置和处理器，其中，所述测量头包括：结构光投射装置，用于向拍摄对象投射结构光；具有预定相对位置关系的第一和第二图像传感器，用于对所述拍摄对象进行拍摄以各自获得在所述结构光照射下的第一和第二二维图像帧；壳体，用于容纳所述结构光投射装置和所述第一和第二图像传感器，并固定所述结构光投射装置和所述第一和第二图像传感器的相对位置，所述信号传输装置穿过所述壳体与所述结构光投射装置和所述第一和第二图像传感器连接，用于向内传输针对所述结构光投射装置和所述第一和第二图像传感器的控制信号，以及向外传输所述第一和第二二维图像帧；所述处理器与所述信号传输装置相连且位于所述壳体之外，用于通过所述信号传输装置发送所述控制信号，并基于继续获取的所述第一和第二二维图像帧以及所述第一和第二图像传感器之间的所述预定相对位置关系，计算所述拍摄对象的运动数据。

可选地，信号传输装置包括如下至少一项：光纤；以及同轴电缆。

可选地，所述结构光投射装置、所述第一和第二图像传感器以及所述处理器包括光电转换器，用于接收所述光纤传输的信号。

可选地，所述测量设备还包括：输出装置，用于获取计算得到的所述运动数据并进行输出。

可选地，所述处理器还用于：基于所述拍摄对象的在前位置，计算所述拍摄对象的运动补偿数据。

可选地，所述处理器还用于：基于图像拍摄延迟，输出带有时间戳的所述运动数据。

可选地，所述壳体是长条形碳纤维壳体，并且所述第一和第二图像传感器被布置在所述壳体的两侧。

可选地，所述结构光投射装置包括：激光发生器，用于生成激光；驱动装置，用于驱动所述激光发生器投射角度的变换；固定至所述壳体的基座，其中，所述激光发生器的投射角度在所述驱动设备的驱动下变化，以产生结构光。

可选地，所述激光发生器是结构光发生器，并且所述结构光发生器在所述驱动设备的驱动下，变换投射角度投射相同图案的结构光，用于不同帧的拍摄。

可选地，所述驱动装置是反射装置，并且所述激光发生器生成的激光在所述反射装置的反射下形成结构光。

可选地，所述采集设备是医学成像设备，例如，MRI或CT设备，并且所述目标对象是人。

可选地，所述测量头被安装在所述采集设备的采集腔体内部，并经由所述信号传输装置与位于所述采集腔体外部的处理器进行有线通信。

可选地，基于所述测量头在所述采集腔体内部的安装位置，对所述测量头进行定标，并将定标数据发送给所述采集设备。

可选地，所述测量头针对所述采集设备正采集的所述目标对象的目标区域进行拍摄。

可选地，所述测量头被安装在所述采集腔体内部的固定位置。

可选地，所述测量头在所述采集设备内的位置随所述采集设备采集目标区域的变化而变化。

可选地，多个所述测量头被安装在所述采集设备的采集腔体内部，用于对所述目标对象的相同或不同部位进行运动数据计算。

可选地，所述深度数据测量设备独立于所述采集设备进行拍摄和运动数据计算，并且将带有时间戳的所述运动数据提供给所述采集设备。

可选地，所述结构光投射装置包括：垂直腔面发射激光器(VCSEL)，用于生成激光；和/或硅基液晶(LCOS)器件，用于获取所述激光并生成用于进行投射的结构光。

由此，现有的医学成像设备可以通过简单并入具有分离测量头和处理器的本实用新型的深度数据测量设备，并且接收该测量设备独立测量的带有时间戳的运动数据，就可以对由目标对象运动引起的伪影进行补偿，从而提升医学成像质量。

附图说明

通过结合附图对本公开示例性实施方式进行更详细的描述，本公开的上述以及其它目的、特征和优势将变得更加明显，其中，在本公开示例性实施方式中，相同的参考标号通常代表相同部件。

图1示出了根据本实用新型一个实施例的深度数据测量设备的组成示意图。

图2示出双目深度信息测量方法的示意图。

图3示出了采集设备采集目标对象内部图像信息的示意图。

图4示出了根据本发明的深度数据测量设备在采集设备中的设置。

具体实施方式

下面将参照附图更详细地描述本公开的优选实施方式。虽然附图中显示了本公开的优选实施方式，然而应该理解，可以以各种形式实现本公开而不应被这里阐述的实施方式所限制。相反，提供这些实施方式是为了使本公开更加透彻和完整，并且能够将本公开的范围完整地传达给本领域的技术人员。

诸如CT或MRI的医学成像设备为了采集解剖学图像，都需要目标对象，例如，接收检查的人在设备内部的采集腔体内停留(通常是平躺)相当长的一段时间，以完成针对目标部位或是全部人体的扫描。在上述扫描过程中，人体会由于例如固有的呼吸或是肠胃蠕动等发送轻微移动，也经常会产生各类不自主或是不受控的移动。上述移动会在内部解剖学成像时造成伪影，从而降低医学成像的质量。

为此，本实用新型提供一种深度数据测量设备，该设备具有分立的测量头和处理器，测量头可以位于采集设备内部来进行目标对象的运动采集，处理器可以独立计算目标对象的运动数据，并连同时间戳一并提供给采集设备以供其在图像重建时进行运动补偿。

图1示出了根据本实用新型一个实施例的深度数据测量设备的组成示意图。

如图所示，深度数据测量设备包括单独的测量头110、信号传输装置120和处理器130。图中示意性的示出了测量头110的透视图，以及信号传输装置(传输线缆)120的线缆示意以及处理器130的符号示意图。应该理解的是，在不同的实现中，处理器130可以被单独的处理器外壳包围，或是插入其他设备，例如下文所述的采集设备的计算主板上，或是以其他方式被固定，本公开对此不作限制。

测量头在此完成结构光主动投射以及针对结构光的双目测量功能。测量头110可以包括结构光投射装置111、具有预定相对位置关系的第一和第二图像传感器112和113、以及壳体114。

结构光投射装置110可以用于向拍摄对象投射结构光。第一和第二图像传感器112和113用于对所述拍摄对象进行拍摄以各自获得在所述结构光照射下的第一和第二二维图像帧。壳体114则用于容纳所述结构光投射装置和所述第一和第二图像传感器，并固定所述结构光投射装置和所述第一和第二图像传感器的相对位置。

信号传输装置120可以穿过所述壳体114与所述结构光投射装置111 和所述第一和第二图像传感器112和113连接，用于向(壳体内)内传输针对所述结构光投射装置111以及第一和第二图像传感器112和113的控制信号，以及向(壳体外)外传输图像传感器112和113拍摄的第一和第二二维图像帧。

处理器130与信号传输装置120相连且位于所述壳体114之外，用于通过所述信号传输装置发送所述控制信号，并基于继续获取的所述第一和第二二维图像帧以及所述第一和第二图像传感器之间的所述预定相对位置关系，计算所述拍摄对象的运动数据。

由此，本实用新型的深度数据测量设备通过将测量头与处理器(例如，处理电路)分离，能够对测量头进行小型化、轻量化和低散热的设置，从而方便在例如医学成像设备的成像空间内的安装。

在此，信号传输装置120可以包括同轴电缆，由此直接通过电信号来进行控制信号以及图像数据从传输。进一步地，在诸如MRI采集等的高磁场环境中，为了避免采用铁镍材料，可以使用光纤作为信号传输装置 120。此时，结构光投射装置111、所述第一和第二图像传感器112和113 以及所述处理器130可以各自包括光电转换器，用于将所述光纤传输的光信号转换为电信号，或是将要发送的信号转换为光信号。

如前所述，本实用新型是利用双目(即，两个图像传感器)进行深度数据测量的方案。图2示出双目深度信息测量方法的示意图。

如图2所示，第一成像单元11和第二成像单元12在布置上有固定的空间关系，在应用中，第一成像单元11和第二成像单元12一般被固定在平整的电路板表面，或是由壳体进行固定。并保持一定的距离B，该距离 B称为基线长度。因为基线距离B的存在会导致同一待测对象在第一成像单元11和第二成像单元12上成像的位置有所不同。这一原理可以理解为，第一成像单元11在O₁₁处拍摄到待测对象P，待测对象P在第一成像单元 11上的成像p距离所在捕获画面左侧的长度为x₁₁，当第一成像单元11移动距离B后到达第二成像单元12所在的O₁₂处，再次拍摄待测对象P，此时待测对象P在第二成像单元上的成像p’距离所在捕获画面左侧的长度为 x₁₂。

根据相似三角形Ppp’和PO₁₁O₁₂的关系，可以得到方程式：

其中，Z为待测对象P到基线的距离，即，需要测量的景深距离，f为图像的焦距，b为基线B的长度。取d＝x₁₁-x₁₂，即，待测对象P在第一成像单元11和第二成像单元12上的视差，将Z提取出来后，就得到以下Z的计算公式：

由上面的公式可以看出，b与f都是常数，因此当待测对象P的景深距离Z越大，则其在第一成像单元11和第二成像单元12上的视差d越小，反之亦然。因此对待测对象P的景深距离Z的测量可以根据以上数学模型转换为计算待测对象P在不同成像单元上成像的像素差，该转换过程可以通过坐标转换模型实现。

根据图2可知，为了高效利用双目成像原理，需要固定第一和第二图像传感器的相对位置，为此，壳体114可以用于进行上述固定。在一个实施例中，壳体可以包括或是实现为长条形外壳，例如碳纤维壳体，并且所述第一和第二图像传感器被布置在所述外壳的两侧。由此通过增加第一和第二图像传感器之间的物理距离，来提升视差。在其他实施例中，壳体114 无需完全包裹两个图像传感器和结构光投射装置，而是可以具有例如更为简单的结构，例如，用于固定两个图像传感器和结构光投射装置的长条形结构等。

在某些实施例中，结构光投射装置可以完全固定在壳体上，以在壳体上以固定的位置和固定的角度来投射结构光。在其他实施例中，结构光投射装置的投射角度可变。此时，结构光投射装置111可以包括：激光发生器，用于生成激光；驱动装置，用于驱动所述激光发生器投射角度的变换；固定至所述壳体的基座，其中，所述激光发生器的投射角度在所述驱动设备的驱动下变化，以产生结构光。

在不同的实现中，结构光投射装置可以具有不同的实现。在本公开中的结构光，是具有一定图案并且能够覆盖一定拍摄面积的光。上述图案可以是例如经由衍射表面在同一时刻投射的离散光斑，也可以是基于驱动装置的驱动而扫描出的图案。

在一个实施例中，所述激光发生器可以是结构光发生器(例如，本身可以投射结构光的VCSEL光源，或是出射光路上设置了衍射表面的激光发生器)。在包括驱动设备的情况下，所述结构光发生器可以在所述驱动设备的驱动下，变换投射角度投射相同图案的结构光，用于不同帧的拍摄。

在使用离散光斑进行双目成像的深度测量方案中，由相对位置固定的两个图像采集装置对激光纹理进行连续采集，处理单元使用采样窗口对两个图像采集装置同时采集的两幅图像进行采样，确定采样窗口内匹配的激光纹理图案，根据经匹配的纹理图案之间的差异，计算出投射在自然体表面的各个激光纹理序列片段的纵深距离，并进一步测量得出待测物表面的三维数据。在匹配处理中，采样窗口越大，单次采样中包含的图案信息量也越大，因此也越容易进行匹配，但会导致得到的深度图像颗粒度越大。相应地，采样窗口越小，图像的颗粒度越精细，但误匹配率也越大。

为了解决图像颗粒度与匹配率之间的矛盾，可以通过为同样大小的窗口提供更多的信息量来确保小窗口采样的高匹配置信度。可以对从不同位置或是不同角度投射的红外纹理进行重复拍摄，以便包括待检测物体上较多位置的深度信息，随后融合重复拍摄的图像信息来求取待检测物体的深度数据，由此能够以更加精细的粒度再现待检测物体的深度(三维)图像。进一步地，还可以通过引入多个结构光发生器联动的驱动结构，能够实现多个结构光发生器从不同位置进行投射与单个结构光发生器在相同位置上以不同角度进行投射相结合，从而在驱动装置的驱动能力范围内，进一步深化深度信息融合。

在另一个实施例中，驱动装置可以是反射装置，并且所述激光发生器生成的激光可以在所述反射装置的反射下形成结构光。例如，激光器可以扫描条纹光，例如，在相继的三帧中扫描不同图案的条纹光，并且可以通过两个图像传感器的卷帘式成像配合来实现基于多帧融合的深度数据计算。

在一个实施例中，投射结构光的投射装置主要包括两个器件：激光器发生器和硅基液晶(LCOS)器件。在此，激光器发生器用于生成激光。硅基液晶(LCOS)器件则可用作投射图案的发生装置，用于获取所述激光并生成用于进行投射的结构光。由此，利用LCOS进行极高精度的投影图案控制。进一步地，可由例如设备内部或是外部的处理装置来控制LCOS 器件的每个像素开合，以产生不同的投射结构光图案。由此拓展该设备的应用场景。

在一个实施例中，激光发生器可以包括垂直腔面发射激光器(VCSEL) 或尤其实现。VCSEL可用于生成所述激光。由此，能够利用VCSEL垂直发射的性能，进一步缩减体积、功耗和发热。进一步地，投射装置还可以包括：扩散片(diffuser)，布置在所述激光的传播光路上，以将所述VCSEL 生成的激光转换为面光源。由此，为LCOS器件提供其所需的背景光。进一步地，投射装置还可以包括：整形光学组件，用于将所述扩散片产生的面光源进行整形(例如，整形成符合LCOS器件的形状)提供给所述LCOS 器件。另外，投射装置还可以包括：透镜组，用于投射由所述LCOS器件生成的结构光。

上述VCSEL结合LCOS实现的投射装置能够实现极高精度的结构光图案投影，并且由于LCOS的反射属性，激光发生和投射器件可以布置在折叠的光路上，从而实现更为紧凑的结构。

应该理解的是，虽然结构光投射装置可以投射诸如离散光斑或是条纹，可以直接投射出完整图案也可以扫描形成图案，但是这些实现都可用于本公开中的双目成像和深度信息获取。另外，上述结构光投射装置优选投射红外激光，并且两个图像传感器112和113是红外图像传感器，由此方便滤除可见光的干扰，实现更为准确的成像。

另外，在其他实施例中，该测量头还可以具有可见光，例如RGB传感器，用于获取可见光信息，以便处理器结合红外双目图像获得的深度数据而进行更为精准的运动数据计算。

本公开的深度数据测量设备的上述分立式构造是为了方便在例如医学成像设备中使用。为此，该测量设备还可以包括输出装置。该输出装置可以与处理器相连，以获取计算得到的所述运动数据并进行输出。例如，输出装置可以是与医学成像设备(例如，下文中的采集设备)相连的数据线，并且可以约定采用各自已知形式的接口。在深度数据测量设备的处理器直接插入采集设备(例如，采集设备的卡槽)的情况下，可以直接经由采集设备提供的输出设备进行运动数据的输出。

如前所述，处理器130通过所述信号传输装置发送所述控制信号，并基于持续获取的所述第一和第二二维图像帧以及所述第一和第二图像传感器之间的所述预定相对位置关系，计算所述拍摄对象的运动数据。

针对控制信号，在一个最为简单的实施例中，处理器130可以向结构光投射装置111、第一和第二图像传感器112和113同步发送投射和拍摄信号，并基于拍摄的第一和第二二维图像帧，基于视差来计算拍摄对象的深度数据。此时，结构光投射装置111可以是投射固定图案的激光发生器以及设置在激光出射路径上的衍射表面。

在另一个实施例中，处理器130可以控制驱动装置驱动激光发生器，以扫描投射图案，并控制第一和第二图像传感器112和113例如以卷帘传感器的方式进行像素的相继曝光，这尤其适用于例如投射线形光配合对应像素行曝光的实现。

处理器130还可以对相继拍摄的若干帧进行融合。此时，处理器130 可以控制驱动装置变更结构光投射装置的投射角度，并在每一个投射角度下进行双目拍摄，由此方便以更小的窗口来实现匹配。进一步地，处理器 130还可以根据需要，进行更为复杂的测量头控制，例如，控制RGB传感器的成像，控制多个联动结构光发生器的相继投影等。这些实现都位于本实用新型的范围之内。

另外，由于处理器130可以基于持续获取的所述第一和第二二维图像帧进行运动数据的计算，因此该处理器可以基于所述拍摄对象的在前位置，计算所述拍摄对象的运动补偿数据。具体地，处理器可以首先计算拍摄对象的当前位置，随后可以计算拍摄对象针对当前位置的偏移量，来作为运动补偿数据。之后，可以继续以该偏移位置为基础，进一步计算下一时刻的偏移量，来作为下一时刻的运动补偿数据，并以此类推。上述数据能够降低下文所述的采集设备进行运动补偿所需的计算量。

进一步地，由于本实用新型的深度数据测量设备虽然可被安装在采集设备的采集腔体内部，但优选独立进行包括结构光投射、拍摄和深度数据计算等的操作。换句话说，本实用新型的深度数据测量设备只需将算出的运动数据提供给采集设备，而无需在采集设备的控制下(例如，控制投射和拍摄)进行操作。为此，能够极大地降低采集设备并入基于深度数据进行运动补偿的实现成本，并且提升了本实用新型的深度数据测量设备对各类采集设备的可移植性。

由于操作独立，因此处理器需要输出带有时间信息的运动数据，更进一步地，可以基于图像拍摄延迟，输出带有时间戳的所述运动数据。系统可以预先确定在特定运行条件下，图像拍摄和光纤传输等的延迟，并基于上述延迟，输出带有修正拍摄时间(即，时间戳)的运动数据。例如，处理器130在00:00向第一和第二图像传感器112和113发出进行拍摄的控制指令，但由于光纤传输以及信号转换等需要时间，第一和第二图像传感器112和113可能需要50ms的延迟才能实际进行拍摄。为此，基于上述拍摄图像计算得到的深度数据所表示的拍摄对象的运动状态并非是00:00 的状态，而是00:00过了50ms所记录的运动状态。因此，处理器130可以将基于深度数据计算得到的运动数据、00:00以及延迟修正50ms一并提供给采集设备，以方便采集设备能够基于准确的时间戳进行运动补偿并重建图像。

本实用新型的上述测量头和处理器分类构造的深度数据测量设备尤其适用于在诸如CT或MRI的医学成像设备的采集设备中使用，用于对采集对象(例如，人)的运动进行补偿。

图3示出了采集设备采集目标对象内部图像信息的示意图。如图3左侧所示，采集设备1通常是具有采集腔体10的大型设备，用于对活的有机体，例如人体P，进行解剖学图像信息采集。

上述采集设备尤其可以是医学影像采集设备。医学影像是指为了医疗或医学研究，对人体或人体某部分，以非侵入方式取得内部组织影像的技术与处理过程，是一种逆问题的推论演算，即成因(活体组织的特性)是经由结果(观测影像信号)反推而来。

常见的医学影像包括CT技术和MRI技术。电脑断层扫描 (Computerizedtomography,CT)是一种结合X光与电脑科技的诊断工具，利用电脑将资料组合成身体横切面的影像，这些横切面的影像可再进一步重组成精细的3D立体影像。电脑断层摄影对于头部、胸部、腹部与脊椎的问题是很好的工具，许多部位的肿瘤，例如：肺、肝、胰脏肿瘤能够借由这个检查来确定位置及测量大小，对周围组织的侵犯程度亦能提供重要的讯息。利用在创伤的病人身上，电脑断层可以快速诊断出大脑、肝脏、脾脏、肾脏或其他体内器官的伤害情形。

电脑断层扫描虽然可将人体器官一层层扫描进电脑来观察，但因为电脑断层扫描也是用X光来成像的，所以所有电脑断层扫描影像都是灰阶的黑白影像。如果由静脉注射含碘显影剂，血管、肾脏、肝脏等构造会被强化变得比较白，比较容易辨认。而且大多数病灶，注射显影剂后也会较清楚，因此注射显影剂成为电脑断层扫描检查的重要步骤。

核磁共振成像(英语：Nuclear Magnetic Resonance Imaging，简称 NMRI)，又称自旋成像(英语：spin imaging)，也称磁共振成像 (Magnetic Resonance Imaging，简称MRI)，是利用核磁共振(nuclear magnetic resonance，简称NMR)原理，依据所释放的能量在物质内部不同结构环境中不同的衰减，通过外加梯度磁场检测所发射出的电磁波，即可得知构成这一物体原子核的位置和种类，据此可以绘制成物体内部的结构图像。

MRI是一台巨大的圆筒状机器，能在受检者的周围制造一个强烈磁场区的环境，借由无线电波的脉冲撞击身体细胞中的氢原子核，改变身体内氢原子的排列，当氢原子再次进入适当的位置排列时，会发出无线电讯号，此讯号借由电脑的接收并加以分析及转换处理，可将身体构造及器官中的氢原子活动，转换成2D影像，因MRI运用了生化、物理特性来区分组织，获得的影像会比电脑断层更加详细。MRI包括磁铁系统、射频系统和计算机图像重建系统。

磁铁系统包括静磁场和梯度场。静磁场：又称主磁场。当前临床所用超导磁铁，磁场强度有0.2T到7.0T(特斯拉)，常见的为1.5T和3.0T；动物实验用的小型MRI则有4.7T、7.0T与9.4T等多种主磁场强度。另有匀磁线圈(shim coil)协助达到磁场的高均匀度。梯度场(gradient coils)：用来产生并控制磁场中的梯度，以实现NMR信号的空间编码。这个系统有三组线圈，产生x、y、z三个方向的梯度场，线圈组的磁场叠加起来，可得到任意方向的梯度场。

射频系统则包括射频发生器和接收器。射频(RF)发生器：产生短而强的射频场，以脉冲方式加到样品上，使样品中的氢核产生NMR现象。射频(RF)接收器：接收NMR信号，放大后进入图像处理系统。

而在计算机图像重建系统中，由射频接收器送来的信号经A/D转换器，把模拟信号转换成数字信号，根据与观察层面各体素的对应关系，经计算机处理，得出层面图像数据，再经D/A转换器，加到图像显示器上，按NMR的大小，用不同的灰度等级显示出欲观察层面的图像。

图3右侧以MRI为例，示出了采集腔体10及其周围结构的构造。具体地，图3右侧示出了包括RF发射和/或接收天线的磁共振成像(MRI) 系统的基本部件。在图3中，竖直(开放式)系统示为具有在C-臂结构的上下端之间的采集腔体，即检查区10。

在检查区10的上面和下面设置了相应的主磁体系统20、30，用于产生实质上均匀的主磁场，以对待检查的对象中的核自旋进行排列。

通常，平面或至少近似平面的RF发射天线装置40用来产生MR频率处的RF发射激发脉冲，所述RF发射天线装置40位于至少一个磁体系统 20、30处或在其上。平面或至少近似平面的RF接收天线装置50用来从相关核接收随后的MR弛豫信号。此RF天线装置也可以由布置在至少一个磁体系统20、30处或在其上的RF表面共振器来形成。如果至少一个公共RF/MR天线装置，尤其是RF表面共振器适当地在发射和接收之间切换，那么它也可以用于RF脉冲发射和MR信号的接收二者，或者这两个RF 天线装置40、50均可以用于公共RF脉冲的交替发射和MR信号的接收。

此外，该设备还可以设置有在MR局部或表面线圈60形式的RF接收天线，并且其直接布置在人体P上或者待检查的对象的特定区域上。该 RF/MR表面线圈60可以包括RF发射和/或接收天线装置，用于发射RF 激发脉冲和/或用于接收MR弛豫信号。

可以以根据本实用新型的RF天线装置的形式来提供至少一个上述RF 发射和/或接收天线装置40、50、60(即，全身或局部RF天线装置)。

对于接收的从核发出的MR弛豫信号的空间选择和空间编码，还提供了多个梯度磁场线圈70、80，用于产生在正交的x、y和z方向上的三个梯度磁场。

由上可知，在诸如图3右侧所示的MRI采集设备中，可以用作接收装置的天线装置40、50和60接收人体身体细胞中的氢原子核在特定磁场下发出的无线电信号，随后，采集设备的计算机图像重建系统可以接收上述信号，并加以分析及转换处理，可将身体构造及器官中的氢原子活动，转换成2D影像，并可将各个剖面拼接成3D图像。

无论是CT还是MRI，都需要目标对象，例如，接收检查的人在设备内部的采集腔体10内停留(通常是平躺)相当长的一段时间，以完成针对目标部位或是全部人体的扫描。在上述扫描过程中，人体会由于例如固有的呼吸或是肠胃蠕动等发送轻微移动，也经常会产生各类不自主或是不受控的移动。上述移动会在内部解剖学成像时造成伪影，从而降低医学成像的质量。

为此，在采集设备采集目标对象的内部图像信号(例如，人体内部组织的图像信号)时，如前所述的本实用新型的深度数据测量可以设备拍摄目标对象并计算所述目标对象的运动数据(即，人体的外部运动数据)，随后采集设备可以基于从所述深度数据测量设备的输出装置获取的运动数据，在重建所述目标对象的内部图像时进行运动补偿。

图4示出了根据本实用新型的深度数据测量设备与采集设备的协同关系。

如图所示，测量头110可以被安装在所述采集设备的采集腔体10内部，并经由所述信号传输装置120与位于所述采集腔体外部的处理器130 进行有线通信。在此，采集设备可以是如图3左侧所示的医学影像采集设备，例如，CT或MRI设备。

在此，测量头110可以经由安装机构30安装在采集腔体10的内部。在某些实施例中，测量头可以被安装在所述采集腔体内部的固定位置。该测量头可以针对所述采集设备正采集的所述目标对象的目标区域进行拍摄。例如，在CT设备中，针对当前正进行X射线拍摄的部位，例如，胸部或腹部，测量头也可以进行相同部位的拍摄，从此方便对拍摄部位的运动进行捕捉并帮助采集设备进行运动补偿。

在其他实施例中，测量头在所述采集设备内的位置随所述采集设备采集目标区域的变化而变化。例如，测量头110可以经由安装机构30安装在腔体10内部的可移动装置，例如滑轨(未示出)上。在X射线拍摄胸部时，测量头110的结构光投射位置也在胸部。而当X射线拍摄至腹部时，测量头110可以沿着滑轨滑动，并将结构光的投射位置也变为腹部。

无论是固定位置，还是可变位置，都可以基于所述测量头在所述采集腔体内部的安装位置，对所述测量头进行定标，并将定标数据发送给所述采集设备。由此方便采集设备基于测量头返回的深度数据进行运动补偿操作。

进一步地，虽然图4中仅示出了一个测量头，但在其他实施例中，可以将多个测量头安装在所述采集设备的采集腔体10内部，用于对所述目标对象的相同或不同部位进行运动数据计算。例如，在空间较小的MRI 采集腔体中，可以围绕头部布置两个或更多个测量头，这些测量头之间可以定标，并且可以各自连接至相应的处理器进行深度数据计算和融合，这些数据可以一并提供给采集设备，例如图4所示的采集设备的图像重建模块20，用于在人体解剖学图像重建时进行运动补偿操作。

如上所述，深度数据测量设备独立于采集设备进行拍摄和运动数据计算，并且将带有时间戳的所述运动数据提供给所述采集设备，例如图4所示，由处理器130提供给采集设备的图像重建模块20。于是，采集设备可以基于所述时间戳将所述运动数据与所述内部图像信号进行时间上的对齐；以及基于对齐的所述运动数据，在重建所述目标对象的内部图像时进行运动补偿。

上文中已经参考附图详细描述了根据本实用新型的深度数据测量设备。现有的医学成像设备可以通过简单并入具有分离测量头和处理器的本实用新型的深度数据测量设备，并且接收该测量设备独立测量的带有时间戳的运动数据，对由目标对象运动引起的伪影进行补偿，从而提升医学成像质量。

以上已经描述了本实用新型的各实施例，上述说明是示例性的，并非穷尽性的，并且也不限于所披露的各实施例。在不偏离所说明的各实施例的范围和精神的情况下，对于本技术领域的普通技术人员来说许多修改和变更都是显而易见的。本文中所用术语的选择，旨在最好地解释各实施例的原理、实际应用或对市场中的技术的改进，或者使本技术领域的其它普通技术人员能理解本文披露的各实施例。

Claims (17)

1.一种深度数据测量设备，其特征在于，包括测量头、信号传输装置和处理器，

其中，所述测量头包括：

结构光投射装置，用于向拍摄对象投射结构光；

具有预定相对位置关系的第一和第二图像传感器，用于对所述拍摄对象进行拍摄以各自获得在所述结构光照射下的第一和第二二维图像帧；

壳体，用于容纳所述结构光投射装置和所述第一和第二图像传感器，并固定所述结构光投射装置和所述第一和第二图像传感器的相对位置，

所述信号传输装置穿过所述壳体与所述结构光投射装置和所述第一和第二图像传感器连接，用于向内传输针对所述结构光投射装置和所述第一和第二图像传感器的控制信号，以及向外传输所述第一和第二二维图像帧；

所述处理器与所述信号传输装置相连且位于所述壳体之外，用于通过所述信号传输装置发送所述控制信号，并基于持续获取的所述第一和第二二维图像帧以及所述第一和第二图像传感器之间的所述预定相对位置关系，计算所述拍摄对象的运动数据。

2.如权利要求1所述的测量设备，其特征在于，所述信号传输装置包括如下至少一项：

光纤；以及

同轴电缆。

3.如权利要求1所述的测量设备，其特征在于，所述结构光投射装置、所述第一和第二图像传感器以及所述处理器各自包括光电转换器。

4.如权利要求1所述的测量设备，其特征在于，还包括：

输出装置，用于获取计算得到的所述运动数据并进行输出。

5.如权利要求1所述的测量设备，其特征在于，所述处理器还用于：

基于图像拍摄延迟，输出带有时间戳的所述运动数据。

6.如权利要求1所述的测量设备，其特征在于，所述壳体包括长条形碳纤维外壳，并且所述第一和第二图像传感器被布置在所述外壳的两侧。

7.如权利要求1所述的测量设备，其特征在于，所述结构光投射装置包括：

激光发生器，用于生成激光；

驱动装置，用于驱动所述激光发生器的投射角度的变换；

固定至所述壳体的基座，

其中，所述激光发生器的投射角度在所述驱动装置的驱动下变化，以产生结构光。

8.如权利要求7所述的测量设备，其特征在于，所述激光发生器是结构光发生器，并且所述结构光发生器在所述驱动装置的驱动下，变换投射角度投射相同图案的结构光，用于不同帧的拍摄。

9.如权利要求7所述的测量设备，其特征在于，所述驱动装置是反射装置，并且所述激光发生器生成的激光在所述反射装置的反射下形成结构光。

10.如权利要求1所述的测量设备，其特征在于，所述测量头被安装在采集设备的采集腔体内部，并经由所述信号传输装置与位于所述采集腔体外部的处理器进行有线通信。

11.如权利要求10所述的测量设备，其特征在于，所述测量头被安装在所述采集腔体内部的固定位置。

12.如权利要求10所述的测量设备，其特征在于，所述测量头在所述采集设备内的位置随所述采集设备采集目标区域的变化而运动。

13.如权利要求10所述的测量设备，其特征在于，多个所述测量头被安装在所述采集设备的采集腔体内部，用于对所述拍摄对象的相同或不同部位进行运动数据计算。

14.如权利要求10所述的测量设备，其特征在于，所述采集设备是医学成像设备，所述拍摄对象是人。

15.如权利要求10所述的测量设备，其特征在于，所述采集设备是MRI或CT设备。

16.如权利要求10所述的测量设备，其特征在于，所述深度数据测量设备独立于所述采集设备进行拍摄和运动数据计算，并且将带有时间戳的所述运动数据提供给所述采集设备。

17.如权利要求1所述的测量设备，其特征在于，所述结构光投射装置包括：

垂直腔面发射激光器(VCSEL)，用于生成激光；和/或

硅基液晶(LCOS)器件，用于获取所述激光并生成用于进行投射的结构光。

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