CN101411611B - 用于人体生物组织医学诊断的光学成像装置 - Google Patents

Abstract

本发明涉及一种用于人体生物组织医学诊断的光学成像装置及方法，光学成像***具备高成像质量，最小光学空间分辨率(optical resolution)在调制传递函数(MTF)等于60％的调制度(modulation)即对比度(contrast)时大于15lp/mm(单位lp/mm，每毫米线对)或在调制传递函数等于10％的调制度即对比度时大于40lp/mm。能提供人体生物组织有价值的医学诊断信息，特别是早期病变或发育异常等的特性，能充分获取生物组织特征信息。根据光学成像***所成像图像进行医学诊断的有效，快速，可靠的分析方法，获得精确的病变医学诊断的位置和尺度，提高病变医学诊断结果的性能。

Description

用于人体生物组织医学诊断的光学成像装置

技术领域

本发明涉及一种用于人体生物组织医学诊断的光学成像装置及方法，具体是一种用于人体生物组织成像的光学装置及利用所成像图像进行医学诊断的分析方法。

背景技术

目前传统的用于人体生物组织医学诊断的光学成像装置和方法，主要的缺点是：

1.归结为对人体生物组织成像的要求，如工作距离短，光学放大倍率高，成像环境特殊等要求使传统的光学***视场(view of field)和场深(depth of field)设计存在很大限制。光学成像***的成像质量不佳，最小光学空间分辨率(optical resolution)在调制传递函数(MTF)等于60％的调制度(modulation)即对比度(contrast)时小于5lp/mm(单位lp/mm，每毫米线对)或在调制传递函数等于10％的调制度即对比度时小于10lp/mm。

2.缺乏对人体生物组织有价值的医学诊断信息，无法提供早期病变或发育异常等特性，不能充分获取生物组织特征信息。

3.缺乏对成像图像分析进行医学诊断的有效，快速，可靠的方法。

无法获得精确的病变医学诊断的位置和尺度，无法提高病变医学诊断结果的性能。

发明内容

本发明的目的是克服上述现有技术中存在的缺点，提出并实现一种用于人体生物组织医学诊断的光学成像装置及方法。

本发明包括以下技术特征与内容：

用于人体生物组织医学诊断的光学成像装置，其特征是：包括用于产生生物组织吸收辐射的非相干照明光源***和/或受激辐射的相干照明光源***，用于接受相应生物组织吸收辐射和/或受激辐射信息图像的最优化光学波前相位调制/解调成像***，所述的照明光源***与成像***被组合配置为具有可调谐的光波动信息状态函数W(f，σ，E，θ)，其中：f代表光波动的中心频率即中心波长倒数，σ代表光波动的频率带宽，E代表光波动的辐射能量，  θ代表光波动的振动态方向的相位。

人体生物组织具体如上皮组织包括上皮细胞，色素细胞，***包括胶原蛋白，黏膜组织包括血红蛋白等，在产生生物组织吸收辐射的非相干照明光源***和/或受激辐射的相干照明光源***条件下，接受相应生物组织吸收辐射和/或受激辐射信息图像的最优化光学波前相位调制/解调成像***所获取的光学特征形成的图像包含有不同的生物信息，具有充分反映相应的生物组织信息的特性，能提供人体生物组织有价值的医学诊断信息，特别是早期病变或发育异常等的特性。

当采用非相干照明光源***时，人体生物组织会产生光子吸收辐射的波动光学特征，用于接受生物组织吸收辐射信息图像的最优化光学波前相位调制/解调成像***获取上述光学特征形成生物组织图像信息。

当采用相干照明光源***时，人体生物组织会产生光子受激辐射的量子光学特征，用于接受生物组织受激辐射信息图像的最优化光学波前相位调制/解调成像***获取上述光学特征形成生物组织图像信息。

用于产生生物组织吸收辐射和/或受激辐射的的非相干照明光源***和/或相干照明光源***，可由非相干表面发光二极管和/或相干的激光二极管，组合光学窄带滤波器构成。

光波动信息状态作为载体，表达了生物组织光学特征的所有信息，不同状态的光波动信息反映了相应的生物组织信息的特性，为了提供更充分的人体生物组织有价值的医学诊断信息，采用照明光源***与成像***组合配置为具有可调谐的光波动信息状态函数W(f，σ，E，θ)，事实上，通过调谐不同的光波动信息状态，就能产生不同的生物组织特征信息，  早期病变或发育异常的特性也能被进一步揭示，潜在或明显的病变信息都能保证被可靠的获取。

更进一步的，用于可调谐的光波动信息状态函数W(f，σ，E，θ)，具体参数配置为：

光波动的中心频率f即中心波长倒数，被配置为至少包括近紫外NUV和近红外NIR两个频率波段，所述的近紫外NUV波长范围为300-480nm，所述的近红外NIR波长范围为680-1000nm；

光波动的频率带宽σ，被配置为＜30nm的窄带波长带宽；

光波动的辐射能量E，被配置为E＝C*(Eo)²，其中：Eo为人体生物组织吸收辐射和/或受激辐射成像的光学最小单位面积辐射能量，C为人体生物组织吸收辐射和/或受激辐射光学转换常数；

光波动的振动态方向的相位θ，被配置为0，45，90度。

采用光学波前相位调制/解调成像***(optical wavefrontphase-modulation/demodulation imaging system)，它保证在最大化光通量条件下具有传统光学成像***10倍以上的场深(depth of field)范围，同时简化光学***视场(view of field)和像差校正的设计。如图1所述的最优化波前相位调制/解调成像***包括：光学入瞳单元，球面透镜组单元，波前相位调制光学元件单元，CMOS光学图像传感器成像单元，数字信号处理图像解调恢复单元，重建原始数字图像单元。L1，L2为球面透镜组，波前相位调制光学元件作为L1，L2透镜组间的相位光瞳。

定义波前相位调制光学元件具有奇对称的光瞳相位调制函数Φ(x，y)：

$\left\{\begin{array}{c}\mathrm{\Φ}(x,y)=\underset{m=0}{\overset{M}{\mathrm{\Σ}}}\underset{n=0}{\overset{N}{\mathrm{\Σ}}}{\mathrm{\α}}_{\mathrm{mn}}{x}^m{y}^n\\ \mathrm{\Φ}(-x,-y)=-\mathrm{\Φ}(x,y)\end{array}\right.$

其中：M，N为阶数，αmn为数值系数。在实际应用时考虑到数值计算和实际制造的复杂度等要求，一般采用阶数小于9的低阶，如采用7，5，3为阶数。

波前相位调制/解调成像***具有光学点扩散函数PSF(u，v；θ)＝|h(u，v；θ)|²：

$h(u,v;\mathrm{\θ})=$

$\frac{1}{\mathrm{\λf}\sqrt{A}}\∫\∫P(x,y)\exp \left\{i\right[\frac{2\mathrm{\π}}{\mathrm{\λf}}(\mathrm{ux}+\mathrm{vy})+\mathrm{\Φ}(x,y)+\mathrm{\θ}(x^2+y^2)+\mathrm{Zernike}(x,y)\left]\right\}\mathrm{dxdy}$

其中：P(x，y)为光学***的入瞳函数，当积分参数(x，y)包含在光瞳范围内时P(x，y)＝1，当不包含在光瞳范围内时P(x，y)＝0，入瞳函数也可以等价的表示为2维定积分的定义域面积范围，即限定2维定积分的定义域面积积分范围为光瞳范围；

θ为衍射波像差或散焦参数；λ为波长，f为L1，L2球面透镜组的等效焦距，A为光学***的光瞳面积，Zernike(x，y)为光学***的Zernike像差函数；

事实上考虑到光学***具有球面特性，上述2维积分也可以等价的采用极坐标积分表示。根据光瞳相位调制函数Φ(x，y)的定义可知点扩散函数PSF(u，v；θ)为偶对称。

具有调制传递函数(MTF)和衍射波像差(diffraction-aberration)结合空间/频域最优化的波前相位调制/解调成像***的光瞳相位调制函数Φ(x，y)满足必要条件A和充分条件B：

其中：衍射波像差优化度J由以下定义确定：

$J={\∫}_{-\mathrm{\θ}0}^{\mathrm{\θ}0}\∫\∫{\left|(\∂/\∂\mathrm{\θ})\right[\mathrm{PSF}(u,v;\mathrm{\θ})\left]\right|}^2\mathrm{dudv\; d\θ}$

或

$J=\∫\∫\left\{\mathrm{Var}\right[\mathrm{PSF}(u,v;\mathrm{\θ})\left]\right\}\mathrm{dudv}$

$=\∫\∫{\text{\∫}}_{-\mathrm{\θ0}}^{\mathrm{\θ}0}{\left|\right[\mathrm{PSF}(u,v;\mathrm{\θ})]-{\∫}_{-\mathrm{\θ}0}^{\mathrm{\θ}0}[\mathrm{PSF}(u,v;\mathrm{\θ})\left]\mathrm{d\θ}\right|}^2\mathrm{d\θdudv}$

$=\∫\∫{\∫}_{-\mathrm{\θ}0}^{\mathrm{\θ}0}{\left|\right[\mathrm{PSF}(u,v;\mathrm{\θ})\left]\right|}^2\mathrm{d\θdudv}-\∫\∫{\left|{\∫}_{-\mathrm{\θ}0}^{\mathrm{\θ}0}\right[\mathrm{PSF}(u,v;\mathrm{\θ})\mathrm{d\θ}\left]\right|}^2\mathrm{dudv}$

其中：Var为模方差函数；[-θ0，θ0]为实际应用时指定的衍射波像差或散焦参数对称范围；

同时根据光学理论，波前相位调制/解调成像***具有光学传递函数OTF(s，t；θ)为PSF(u，v；θ)的Fourier变换对，并且有以下推论：

$J={\∫}_{-\mathrm{\θ}0}^{\mathrm{\θ}0}\∫\∫{\left|(\∂/\∂\mathrm{\θ})\right[\mathrm{OTF}(s,t;\mathrm{\θ})\left]\right|}^2\mathrm{dsdtd\θ}$

或相应的

$J=\∫\∫\left\{\mathrm{Var}\right[\mathrm{OTF}(s,t;\mathrm{\θ})\left]\right\}\mathrm{dsdt}$

$=\∫\∫{\text{\∫}}_{-\mathrm{\θ0}}^{\mathrm{\θ}0}{\left|\right[\mathrm{OTF}(s,t;\mathrm{\θ})]-{\∫}_{-\mathrm{\θ}0}^{\mathrm{\θ}0}[\mathrm{OTF}(s,t;\mathrm{\θ})\left]\mathrm{d\θ}\right|}^2\mathrm{d\θdsdt}$

$=\∫\∫{\∫}_{-\mathrm{\θ}0}^{\mathrm{\θ}0}{\left|\right[\mathrm{OTF}(s,t;\mathrm{\θ})\left]\right|}^2\mathrm{d\θdsdt}-\∫\∫{\left|{\∫}_{-\mathrm{\θ}0}^{\mathrm{\θ}0}\right[\mathrm{OTF}(s,t;\mathrm{\θ})\mathrm{d\θ}\left]\right|}^2\mathrm{dsdt}$

调制传递函数优化度M由以下定义确定：

$M={\∫}_{-\mathrm{\θ}0}^{\mathrm{\θ}0}\∫\∫{\left|\right[\mathrm{PSF}(u,v;\mathrm{\θ})\left]\right|}^2\mathrm{dudvd\θ}$

$={\∫}_{-\mathrm{\θ}0}^{\mathrm{\θ}0}\∫\∫{\left|\right[\mathrm{OTF}(s,t;\mathrm{\θ})\left]\right|}^2\mathrm{dsdtd\θ}$

$={\∫}_{-\mathrm{\θ}0}^{\mathrm{\θ}0}\∫\∫{\left|\right[\mathrm{MTF}(s,t;\mathrm{\θ})\left]\right|}^2\mathrm{dsdtd\θ}$

根据上述定义和推论可证明光瞳相位调制函数Φ(x，y)在满足上述充分必要条件下，波前相位调制/解调成像***具有调制传递函数和衍射波像差结合空间/频域最优化。

波前相位调制光学元件可通过微米级的非球面注塑方法设计制造，能降低成本并易于生产。

CMOS光学图像传感器成像的图像O(x，y)，通过数字信号处理图像解调恢复，结果重建原始数字图像I(x，y)。数字信号处理图像解调恢复具体是：

I(x，y)＝O(x，y)*h(x’，y’)＝∫∫O(x-x’，y-y’)h(x’，y’)dx’dy’

其中，H(s，t)为预定光学***的调制传递函数(MTF)函数，*表示2维函数卷积积分。h(x’，y’)＝F^-1(1/H(s，t))，即H(s，t)倒数的逆Fourier变换。

事实上，H(s，t)对于预定的光学***是确定的，故h(x’，y’)也是确定的，并且h(x’，y’)的卷积尺度也是紧支集的，上述数字信号处理图像解调恢复能以数学离散形式表达，可以优化整型代码通过FPGA或DSP等数字信号处理设备实时实现。

图2为传统光学成像***与最优化光学波前相位调制/解调成像***的MTF测量曲线图，横坐标为空间频率(spatial frequency)，单位每毫米线对(lp/mm)，纵坐标为归一化MTF数据。传统光学成像***最小光学空间分辨率(optical resolution)在调制传递函数(MTF)等于60％的调制度(modulation)即对比度(contrast)时小于5lp/mm(单位lp/mm，每毫米线对)或在调制传递函数等于10％的调制度即对比度时小于10lp/mm。

最优化光学波前相位调制/解调成像***的最小光学空间分辨率(optical resolution)在调制传递函数(MTF)等于60％的调制度(modulation)即对比度(contrast)时大于15lp/mm(单位lp/mm，每毫米线对)或在调制传递函数等于10％的调制度即对比度时大于40lp/mm。

更进一步，光学成像装置在实际应用的复杂背景环境下使用，考虑波长复杂性，非成像杂散光等对成像质量的影响，所述的照明光源***与成像***被配置匹配的光学窄带滤波器，所述的照明光源***与成像***被配置同步的脉冲照明和成像，采用与成像***同步的脉冲照明光源***也能提高成像质量。

本发明用于生物组织成像图像医学诊断的分析方法，最关键性能是有效，快速，可靠性，更一步的，能获得精确的病变医学诊断的位置和尺度，同时提高病变医学诊断结果的性能。  图3为本发明用于人体生物组织图像医学诊断的分析方法的流程图。

本发明提供一种用于人体生物组织图像医学诊断的分析方法，包括以下步骤：

(1)定义可调谐光波动信息状态的吸收辐射和/或受激辐射标准生物组织图像分析数据的正常参考范围；

(2)利用光学成像装置获取可调谐光波动信息状态的吸收辐射和/或受激辐射待分析生物组织图像I_{f，σ，E，θ}(x，y)；

(3)测定待分析生物组织图像的局部分析区域的分析数据和全局的分析数据；

(4)比对待分析生物组织图像的分析数据是否在标准正常参考范围内，是给出正常的医学诊断的结果，否则给出异常的医学诊断的结果，并标识局部分析区域的位置即中心和尺度。

所述的标准生物组织图像分析数据可由先验知识获得，给出正常参考范围被用于医学诊断结果的判定标准。通过调节正常参考范围，控制医学诊断结果的判定标准敏感度，如通过调节更窄的正常参考范围，提高判定标准敏感度，，反之亦然。

所述的生物组织图像I_{f，σ，E，θ}(x，y)表示在不同的可调谐光波动信息状态(f，σ，E，θ)的吸收辐射和/或受激辐射条件下产生的相应不同图像。

生物组织图像的局部分析区域的分析数据和全局的分析数据产生方法，包括以下步骤：

(1)定义在生物组织图像I_{f，σ，E，θ}(x，y)中产生以(xo，yo)为分析中心，S＝2ⁱ(i＝1，2，3...N)为分析尺度的局部分析区域；

(2)定义局部分析区域中的数学期望A和方差U，

$A=1/S^2{\∫}_{\mathrm{yo}-S/2}^{\mathrm{yo}+S/2}{\∫}_{\mathrm{xo}-S/2}^{\mathrm{xo}+S/2}{I}_{f,\mathrm{\σ},E,\mathrm{\θ}}(x,y)\mathrm{dxdy}$

$u=1/S^2{\∫}_{\mathrm{yo}-S/2}^{\mathrm{yo}+S/2}{\∫}_{\mathrm{xo}-S/2}^{\mathrm{xo}+S/2}{\left[I_{f,\mathrm{\σ},E,\mathrm{\θ}}(x,y)\right]}^2\mathrm{dxdy}$

(3)在相同的局部分析区域中产生所有不同可调谐光波动信息状态的吸收辐射和/或受激辐射生物组织图像的数学期望集合A_{f，σ，E，θ}和方差集合U_{f，σ，E，θ}；

(4)定义数学期望集合A_{f，σ，E，θ}和方差集合U_{f，σ，E，θ}的归一化数据为局部分析区域的分析数据。归一化数据处理的目的是为了具有图像的成像条件无依赖性即无相关性，特别是在实际应用时，可以本质上提高分析数据的可靠性和稳定性。

(5)迭代(1)-(4)，计算生物组织图像I_{f，σ，E，θ}(x，y)中所有不同分析中心和分析尺度为局部分析区域的分析数据。

(6)累加(5)中所有局部分析区域的分析数据以获得全局的分析数据。

可以理解，上述的不同分析中心和分析尺度的局部分析区域也可等价理解为可变的多分析中心多分析尺度的局部分析区域。事实上，如此的局部分析区域定义具有最合适的数学模型表达。所述的局部分析区域的分析数据具备对所有不同可调谐光波动信息状态的吸收辐射和/或受激辐射生物组织图像本质上最有效可靠的特征数据表达能力。

通过上述步骤处理具有精确的测定生物组织图像局部分析区域的分析数据，不仅获得精确的病变医学诊断的位置和尺度，即分析中心(xo，yo)和分析尺度S，而且也累加所有局部分析区域的分析数据以获得全局的整体分析数据，以提高病变医学诊断结果的性能。

实际应用时上述方法能以数学离散形式表达，并且能优化整型代码通过FPGA或DSP等数字信号处理设备实时实现。更进一步的，根据生物组织图像的医学诊断的结果，反馈控制光学成 像装置的图像成像帧速率。如果给出正常的医学诊断的结果，可采用低比例图像采集帧速率，否则给出异常的医学诊断的结果，可采用高比例图像采集帧速率，以获取更多关于异常生物组织的图像信息被用于分析，能更进一步提高病变医学诊断结果的性能。

总结上述描述，本发明提出的技术特征与内容，一种用于人体生物组织医学诊断的光学成像装置及方法。光学成像***具备高成像质量，最小光学空间分辨率(optical resolution)在调制传递函数(MTF)等于60％的调制度(modulation)即对比度(contrast)时大于15lp/mm(单位lp/mm，每毫米线对)或在调制传递函数等于10％的调制度即对比度时大于40lp/mm。能提供人体生物组织有价值的医学诊断信息，特别是早期病变或发育异常等的特性，能充分获取生物组织特征信息。根据光学成像***所成像图像进行医学诊断的有效，快速，可靠的分析方法，获得精确的病变医学诊断的位置和尺度，提高病变医学诊断结果的性能。

下面将通过具体实施例并对照附图，对本发明作进一步的详细描述。

附图说明

图1为本发明最优化光学波前相位调制/解调成像***原理图。

图2为传统光学成像***与本发明最优化光学波前相位调制/解调成像***的MTF测量曲线图。

图3为本发明用于人体生物组织图像医学诊断的分析方法的流程图。

图4为本发明具体实施例1全程消化道生物组织医学诊断示意图。

图5为本发明具体实施例1用于全程消化道医学诊断的可吞服的胶囊光学成像装置的原理图。

具体实施方式

实施例1

应用本发明描述的技术特征与内容，通过对一种人体全程消化道生物组织医学诊断为具体实施例，该实施例描述一种可吞服的胶囊光学成像装置，获取全程消化道生物组织图像，并对获取的消化道生物组织成像图像进行医学诊断的分析方法。

图4描述了本发明的具体实施例1全程消化道生物组织医学诊断示意图。图中标号1为食道组织，2为胃部组织，3为肠道组织，4为可吞服的胶囊光学成像装置，5为无线电信号接收和图像信息数字信号处理设备，可为待医学检查者随身配备。在设备5中完成接收胶囊光学成像装置4发送的消化道生物组织成像图像，数字信号处理图像解调恢复，结果重建原始数字图像，及对获取的消化道生物组织成像图像进行医学诊断的分析方法实现，同时根据医学诊断的分析结果反馈控制胶囊光学成像装置4。

图5描述了本发明的具体实施例1可吞服的胶囊光学成像装置4的原理图。图中标号10a，10b为消化道生物组织，11a，11b为可吞服的胶囊光学成像装置的密封外壳，由生物相容材料如医用聚脂构成，具有抗胃酸和蛋白酶分解等生物特性。

其中外壳的左右椭圆结构两端具有光学透射率＞95％。

13a，13b为无线电信号发射，控制，电源等电路单元，用于将成像***成像的图像发射至无线电信号接收端5，  已知的技术有对相关部分的详细描述，在此不作重复。

14a，14b为用于接受相应消化道生物组织吸收辐射和/或受激辐射信息图像的最优化光学波前相位调制/解调成像***，分别位于胶囊光学成像装置4的左右两端，具体技术特征参考发明内容和图1。更进一步的，位于胶囊光学成像装置的左右两端的最优化光学波前相位调制/解调成像***具有不同的光学成像参数配置，如不同的焦距，能获取不同分辨率下的消化道生物组织成像图像，提高成像图像医学诊断分析性能。已知成像如肠道绒毛和折皱等细节特征，需要最小光学空间分辨率在调制传递函数(MTF)等于60％的调制度时为10lp/mm。最优化光学波前相位调制/解调成像***(14a，14b)的最小光学空间分辨率(optical resolution)在调制传递函数(MTF)等于60％的调制度(modulation)即对比度(contrast)时大于15lp/mm(单位lp/mm，每毫米线对)或在调制传递函数等于10％的调制度即对比度时大于40lp/mm。如此的成像质量对于消化道生物组织的医学成像和诊断来说是非常充分的，可以揭示任何有诊断价值的生物组织细节特征。

15a，15b，15c，15d为用于产生生物组织吸收辐射的非相干照明光源***和/或受激辐射的相干照明光源***，可由非相干表面发光二极管和/或相干的激光二极管，组合光学窄带滤 波器构成。

所述的照明光源***(15a，15b，15c，15d)与成像***(14a，14b)被组合配置为具有可调谐的光波动信息状态函数W(f，σ，E，θ)，  更进一步的，用于可调谐的光波动信息状态函数W(f，σ，E，θ)，具体参数配置为：

光波动的中心频率f即中心波长倒数，被配置为至少包括近紫外NUV和近红外NIR两个频率波段，所述的近紫外波长NUV配置为340nm和460nm，所述的近红外波长NIR配置为680nm和880nm；

光波动的频率带宽σ，被配置为10nm的窄带波长带宽；

光波动的辐射能量E，被配置为E＝C*(Eo)²，其中：Eo为消化道生物组织吸收辐射和/或受激辐射成像的光学最小单位面积辐射能量，消化道生物组织的典型范围为：10mW/cm²-100mW/cm²。

光波动的振动态方向的相位θ，被配置为0和90度。

消化道生物组织如食道组织1，胃部组织2，肠道组织3，在用于产生消化道生物组织吸收辐射的非相干照明光源***和/或受激辐射的相干照明光源***(15a，15b，15c，15d)下，接受相应消化道生物组织吸收辐射和/或受激辐射信息图像的最优化光学波前相位调制/解调成像***(14a，14b)获取的光学特征所形成的消化道生物组织的特征信息，能提供消化道生物组织有价值的医学诊断信息，  特别是肿瘤早期病变或发育异常等的特性。

消化道生物组织如食道组织1，胃部组织2，肠道组织3，采用照明光源***(15a，15b，15c，15d)与成像***(14a，14b)组合配置为具有可调谐的光波动信息状态函数W(f，σ，E，θ)，通过调谐不同的光波动信息状态，就能产生不同的消化道生物组织特征信息，肿瘤早期病变或发育异常的特性也能被进一步揭示，潜在或明显的病变信息都能保证被可靠的获取，如微小的胃肠道炎症或溃疡，肠道克罗病等。

具体实施例1中，无线电信号发射单元(13a，13b)将CMOS光学图像传感器成像的消化道生物组织图像0(x，y)发射至无线电信号接收端5，在图像信息数字信号处理设备5中完成数字信号处理图像解调恢复，结果重建原始消化道生物组织数字图像I(x，y)。

数字信号处理图像解调恢复具体是：

I(x，y)＝O(x，y)*h(x’，y’)＝∫∫O(x-x’，y-y’)h(x’，y’)dx’dy’

其中，H(s，t)为预定光学***(14a，14b)的MTF函数，*表示2维函数卷积积分。

h(x’，y’)＝F^-1(1/H(s，t))，即H(s，t)倒数的逆Fourier变换。

H(s，t)对于预定光学***(14a，14b)是确定的，故h(x’，y’)也是确定的，并且h(x’，y’)的卷积尺度也是紧支集的，如应用16阶(tap16)就能满足实际要求，上述数字信号处理图像解调恢复能以数学离散形式表达，可以优化整型代码通过FPGA或DSP等在数字信号处理设备5中实时实现。

具体实施例1中用于全程消化道生物组织成像图像医学诊断的分析方法，能获得精确的病变医学诊断的位置和尺度，同时提高病变医学诊断的结果性能。

具体实施例1用于全程消化道生物组织图像分析医学诊断的方法，包括以下步骤：

(1)定义可调谐光波动信息状态的吸收辐射和/或受激辐射标准消化道生物组织图像分析数据的正常参考范围；

(2)利用胶囊光学成像装置获取可调谐光波动信息状态的吸收辐射和/或受激辐射待分析消化道生物组织图像I_{f，σ，E，θ}(x，y)；

(3)测定待分析消化道生物组织图像的局部分析区域的分析数据和全局的分析数据；

(4)比对待分析消化道生物组织图像的分析数据是否在标准正常参考范围内，是给出正常的医学诊断的结果，否则给出异常的医学诊断的结果，并标识局部分析区域的位置即中心和尺度。消化道生物组织图像的局部分析区域的分析数据和全局的分析数据产生方法，包括以下步骤：

i(1)定义在消化道生物组织图像I _{f，σ，E，θ}(x，y)中产生以(xo，yo)为分析中心，S＝2(i＝1，2，3...N)为分析尺度的局部分析区域；

i(2)定义局部分析区域中的数学期望A和方差U，

$A=1/S^2{\∫}_{\mathrm{yo}-S/2}^{\mathrm{yo}+S/2}{\∫}_{\mathrm{xo}-S/2}^{\mathrm{xo}+S/2}{I}_{f,\mathrm{\σ},E,\mathrm{\θ}}(x,y)\mathrm{dxdy}$

$u=1/S^2{\∫}_{\mathrm{yo}-S/2}^{\mathrm{yo}+S/2}{\∫}_{\mathrm{xo}-S/2}^{\mathrm{xo}+S/2}{\left[I_{f,\mathrm{\σ},E,\mathrm{\θ}}(x,y)\right]}^2\mathrm{dxdy}$

i(3)在相同的局部分析区域中产生所有不同光波动信息状态的吸收辐射和/或受激辐射消化道生物组织图像的数学期望集合A_{f，σ，E，θ}和方差集合U_{f，σ，E，θ}；

i(4)定义数学期望集合A_{f，σ，E，θ}和方差集合U_{f，σ，E，θ}的归一化数据为局部分析区域的分析数据。归一化数据处理的目的是为了具有消化道生物组织图像的成像条件无依赖性，可以本质上提高分析数据的可靠性和稳定性。

(5)迭代(1)-(4)，计算消化道生物组织图像I_{f，σ，E，θ}(x，y)中所有不同分析中心和分析尺度为局部分析区域的分析数据。

(6)累加(5)中所有局部分析区域的分析数据以获得全局的分析数据。

通过上述步骤处理具有精确的测定消化道生物组织图像局部分析区域的分析数据，获得精确的消化道生物组织病变医学诊断的位置即分析中心(xo，yo)，和尺度即分析尺度S，也累加所有局部分析区域的分析数据以获得全局的整体分析数据，提高对消化道生物组织病变医学诊断的结果性能。

实际应用时上述方法能以数学离散形式表达，并且能优化整型代码通过FPGA或DSP等数字信号处理设备5实时实现。更进一步的，根据消化道生物组织图像的医学诊断的分析结果，反馈控制可吞服的胶囊光学成像装置4的图像成像帧速率。如果给出正常的医学诊断的分析结果，可采用低比例图像采集帧速率如8帧每秒(fps)，否则给出异常的医学诊断的分析结果，  可采用高比例图像采集帧速率如16帧每秒fps，以获取更多关于异常消化道生物组织的图像信息被用于分析，能更进一步提高病变医学诊断结果的性能。

本发明描述的技术特征与内容，可以在相同或等同理解的范围内相互组合，修改及增减等操作以进行具体实施例实施，如采用光学成像等价变换，步骤等价替换等，本发明描述的光学成像装置及方法适用于所有类型的人体生物组织的医学成像及诊断。

Claims (3)

1.用于人体生物组织医学分析的光学成像装置，其特征是：包括用于产生生物组织吸收辐射的非相干照明光源***和/或受激辐射的相干照明光源***，用于接收相应生物组织吸收辐射和/或受激辐射信息图像的最优化光学波前相位调制/解调成像***，所述的照明光源***与成像***被组合配置为具有可调谐的光波动信息状态函数W(f，σ，E，θ)，其中：f代表光波动的中心频率即中心波长倒数，σ代表光波动的频率带宽，E代表光波动的辐射能量，θ代表光波动的振动态方向的相位。

所述的可调谐的光波动信息状态函数W(f，σ，E，θ)，具体参数配置为：

光波动的中心频率f即中心波长倒数，被配置为至少包括近紫外NUV和近红外NIR两个频率波段，所述的近紫外NUV波长范围为300-480nm，所述的近红外NIR波长范围为680-1000nm；

光波动的频率带宽σ，被配置为＜30nm的窄带波长带宽；

光波动的辐射能量E，被配置为E＝C*(Eo)²，其中Eo为人体生物组织吸收辐射和/或受激辐射成像的光学最小单位面积辐射能量，C为人体生物组织吸收辐射和/或受激辐射光学转换常数；

光波动的振动态方向的相位θ，被配置为0，45，90度。

2.根据权利要求1所述的用于人体生物组织医学分析的光学成像装置，其特征是：

所述的最优化波前相位调制/解调成像***包括：光学入瞳单元，球面透镜组单元，波前相位调制光学元件单元，CMOS光学图像传感器成像单元，数字信号处理图像解调恢复单元，重建原始数字图像单元；

其中，波前相位调制光学元件作为球面透镜组间的相位光瞳，

数字信号处理图像解调恢复具体是：

I(x，y)＝O(x，y)*h(x’，y’)＝∫∫O(x-x’，y-y’)h(x’，y’)dx’dy’

其中：O(x，y)为CMOS光学图像传感器成像的图像，I(x，y)为重建原始数字图像结果，H(s，t)为预定光学***的调制传递函数(MTF)，*表示2维函数卷积积分，h(x’，y’)＝F-1(1/H(s，t))，即H(s，t)倒数的逆傅立叶变换(Fourier)变换。

3.根据权利要求1所述的用于人体生物组织医学分析的光学成像装置，其特征是：

所述的照明光源***与成像***被配置匹配的光学窄带滤波器，所述的照明光源***与成像***被配置同步的脉冲照明和成像。

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