生物體測(cè)量裝置以及圖像制作方法
【專利摘要】生物體測(cè)量裝置（10）具備將光照射于被測(cè)量部位（B）的光照射部、檢測(cè)來(lái)自被測(cè)量部位的擴(kuò)散光的光檢測(cè)部、制作關(guān)于被測(cè)量部位的內(nèi)部的再構(gòu)成圖像的運(yùn)算部（14）。運(yùn)算部（14）計(jì)算出被設(shè)定于再構(gòu)成圖像的每一個(gè)像素的、大于0且1以下的J個(gè)系數(shù)（wj）（J為再構(gòu)成圖像的像素?cái)?shù)），并通過(guò)進(jìn)行使用了以下的迭代式的逐步近似運(yùn)算從而制作再構(gòu)成圖像。由此，實(shí)現(xiàn)了能夠抑制因被測(cè)量部位內(nèi)部的位置引起的空間分辨率或噪聲特性的差并且能夠制作更加接近于均勻的圖像的生物體測(cè)量裝置以及圖像制作方法，[數(shù)1]式中，k為從1到N為止的整數(shù)，N為迭代運(yùn)算的次數(shù)。xj(k)為第j號(hào)的像素的第k次迭代運(yùn)算時(shí)的像素值，dj(k)為第j號(hào)像素的第k次迭代運(yùn)算時(shí)的更新量。
【專利說(shuō)明】生物體測(cè)量裝置以及圖像制作方法
【技術(shù)領(lǐng)域】
[0001]本發(fā)明涉及生物體測(cè)量裝置以及圖像制作方法。
【背景技術(shù)】
[0002]作為非侵襲地測(cè)量頭部或乳房這樣的生物體的內(nèi)部信息的裝置，提出了利用生物體的光吸收特性來(lái)獲取內(nèi)部信息的、所謂使用擴(kuò)散光學(xué)層析成像(DOT ;Diffuse OpticalTomography)的裝置。在這樣的測(cè)量裝置中，對(duì)于成為測(cè)量對(duì)象的生物體的部位從規(guī)定的照射位置照射光，在規(guī)定的檢測(cè)位置檢測(cè)在該部位的內(nèi)部被散射并被傳播的光，根據(jù)其強(qiáng)度或時(shí)間波形等的測(cè)定結(jié)果，能夠獲取該部位的內(nèi)部信息、即與存在于該部位的內(nèi)部的腫瘤等的光吸收體相關(guān)的信息。還有，在專利文獻(xiàn)1中記載有使用了擴(kuò)散光學(xué)層析成像的生物體測(cè)量方法。另外，在非專利文獻(xiàn)1以及2中記載有關(guān)于擴(kuò)散光學(xué)層析成像中的逐步近似圖像再構(gòu)成法。
[0003]現(xiàn)有技術(shù)文獻(xiàn)
[0004]專利文獻(xiàn)
[0005]專利文獻(xiàn)1:日本專利申請(qǐng)公開2001-264245號(hào)公報(bào)
[0006]非專利文獻(xiàn)
[0007]非專利文獻(xiàn)1:Y.Ueda, K.0hta, M.0da, M.Miwa, Y.Tsuchiya, andY.Yamashita, “Three-dimensional imaging of a tissuelike phantom by diffusionoptical tomography，，, Applied Optics Vol.40N0.34, pp.6349-6355 (2001)
[0008]非專利文獻(xiàn)2:Y.Ueda, T.Yamanaka, D.Yamashita, T.Suzuki, E.0hmae, M.0daand Y.Yamashita, “Reflectance Diffuse Optical Tomography:1ts Application toHuman Brain Mapping”，Japanese Journal of Applied Physics Vol.44N0.38, pp.L1203-L1206(2005)

【發(fā)明內(nèi)容】

[0009]發(fā)明所要解決的問(wèn)題
[0010]在由擴(kuò)散光學(xué)層析成像進(jìn)行的生物體測(cè)量中，因?yàn)榭臻g分辨率或噪聲特性由于被測(cè)量部位內(nèi)部的位置而不同，所以生成不均勻的圖像。圖17是用于說(shuō)明這樣的現(xiàn)象的模式圖，并且表示被測(cè)量部位100、被設(shè)置于被測(cè)量部位100的表面的光照射部101及光檢測(cè)部102。在被測(cè)量部位100的內(nèi)部，從光照射位置101射出并到達(dá)光檢測(cè)位置102的光子的飛行時(shí)間越短，則飛行距離越短且飛行路徑越被限定。相反，光子的飛行時(shí)間越長(zhǎng)，則飛行距離變得越長(zhǎng)且飛行路徑越不被限定。于是，在光子的飛行時(shí)間短的數(shù)據(jù)中，較多地包含圖17所表示的區(qū)域A1、即通過(guò)接近于被測(cè)量部位的表面的區(qū)域的飛行路徑R1。另外，在光子的飛行時(shí)間長(zhǎng)的數(shù)據(jù)中，較多地包含圖17所表示的區(qū)域A2、即通過(guò)遠(yuǎn)離被測(cè)量部位的表面的區(qū)域的飛行路徑R2。因此，遠(yuǎn)離被測(cè)量部位的表面的區(qū)域的信息量少于接近于被測(cè)量部位的表面的區(qū)域的信息量。由此，遠(yuǎn)離被測(cè)量部位的表面的區(qū)域的空間分辨率或噪聲大于離被測(cè)量部位的表面近的區(qū)域的空間分辨率或噪聲。
[0011]本發(fā)明是有鑒于這樣的技術(shù)問(wèn)題而悉心研究的結(jié)果，其目的在于，提供一種能夠抑制由于被測(cè)量部位內(nèi)部的位置引起的空間分辨率或噪聲特性的差并能夠制作更加接近于均勻的圖像的生物體測(cè)量裝置以及圖像制作方法。
[0012]解決問(wèn)題的技術(shù)手段
[0013]為了解決上述的技術(shù)問(wèn)題，本發(fā)明所涉及的第1生物體測(cè)量裝置，其特征在于，具備:光照射部，將光照射于受檢者的被測(cè)量部位；光檢測(cè)部，檢測(cè)來(lái)自被測(cè)量部位的擴(kuò)散光；運(yùn)算部，根據(jù)來(lái)自光檢測(cè)部的輸出信號(hào)運(yùn)算被測(cè)量部位內(nèi)的光吸收系數(shù)分布并制作關(guān)于被測(cè)量部位的內(nèi)部的再構(gòu)成圖像；運(yùn)算部算出被設(shè)定于再構(gòu)成圖像的每一個(gè)像素的、大于0且1以下的J個(gè)系數(shù)Wj (下標(biāo)j為1到J的整數(shù)，J為再構(gòu)成圖像的像素?cái)?shù))，并通過(guò)進(jìn)行使用了以下的迭代式
[0014][數(shù)1]
[0016](式中,k為從1到N的整數(shù),N為迭代運(yùn)算的次數(shù)。χ/15)為第j號(hào)像素的第k次迭代運(yùn)算時(shí)的像素值，d/k)為第j號(hào)像素的第k次迭代運(yùn)算時(shí)的更新量。)的逐步近似運(yùn)算，從而制作再構(gòu)成圖像。
[0017]另外，本發(fā)明所涉及的第2生物體測(cè)量裝置，其特征在于，具備:照射部，將放射線或者聲波照射于受檢者的被測(cè)量部位；檢測(cè)部，檢測(cè)來(lái)自被測(cè)量部位的擴(kuò)散了的放射線或者聲波；運(yùn)算部，根據(jù)來(lái)自檢測(cè)部`的輸出信號(hào)運(yùn)算被測(cè)量部位內(nèi)的放射線或者聲波的吸收系數(shù)分布并制作關(guān)于被測(cè)量部位的內(nèi)部的再構(gòu)成圖像；運(yùn)算部算出被設(shè)定于再構(gòu)成圖像的每一個(gè)像素的、大于0且1以下的J個(gè)系數(shù)\ (其中，下標(biāo)j為1到J的整數(shù)，J為再構(gòu)成圖像的像素?cái)?shù))，并通過(guò)進(jìn)行使用了上述迭代式(1)的逐步近似運(yùn)算，從而制作再構(gòu)成圖像。還有，在本發(fā)明中，所謂放射線，例如是指X射線、y射線或者微波這樣的短波長(zhǎng)的電磁波，所謂聲波，是指例如超聲波那樣的波動(dòng)。
[0018]在這些生物體測(cè)量裝置中，使用被設(shè)定于再構(gòu)成圖像的每一個(gè)像素的J個(gè)系數(shù)Wl~&來(lái)進(jìn)行用于圖像再構(gòu)成的逐步近似運(yùn)算。例如，通過(guò)以在N次迭代運(yùn)算中收斂速度最慢的區(qū)域上使該像素的收斂速度一致的方式設(shè)定這些系數(shù)Wl~&，從而收斂速度被均勻化并且可以抑制由于被測(cè)量部位內(nèi)部的位置引起的空間分辨率或噪聲特性的差并可以制作更加接近于均勻的圖像。
[0019]另外，生物體測(cè)量裝置也可以是以下所述構(gòu)成:運(yùn)算部求得分割再構(gòu)成圖像而成并且分別包含多個(gè)像素的多個(gè)部分區(qū)域中的、在N次迭代運(yùn)算中收斂速度最慢的部分區(qū)域的收斂速度(以下稱為最低收斂速度)CN，并準(zhǔn)備滿足0 <vm< 1的Μ個(gè)數(shù)值vm (m為從1到Μ的整數(shù))，關(guān)于從1到Μ的各個(gè)m，通過(guò)使用以下的迭代式
[0020][數(shù)2]
[0021]= x\h…(2 )
JJm J
[0022]來(lái)進(jìn)行N次迭代運(yùn)算從而算出J個(gè)各個(gè)像素的像素值Xl(N)~x/)，將從該像素值x/N)~x/N)獲得的各個(gè)部分區(qū)域的收斂速度與最低收斂速度CN大致一致的時(shí)候的數(shù)值vm作為被包含于該部分區(qū)域的多個(gè)像素的系數(shù)Wj。由此，能夠更加適宜地獲得上述的效果。[0023]另外，生物體測(cè)量裝置也可以是以下所述構(gòu)成:運(yùn)算部將在N次迭代運(yùn)算中收斂速度最慢的部分區(qū)域的系數(shù)％設(shè)為1。由此，能夠更加適宜地獲得上述的效果。
[0024]本發(fā)明所涉及的第1圖像制作方法，其特征在于，是將光照射于受檢者的被測(cè)量部位，檢測(cè)來(lái)自被測(cè)量部位的擴(kuò)散光，根據(jù)該檢測(cè)信號(hào)運(yùn)算被測(cè)量部位內(nèi)的光吸收系數(shù)分布并制作關(guān)于被測(cè)量部位的內(nèi)部的再構(gòu)成圖像的方法，算出被設(shè)定于再構(gòu)成圖像的每一個(gè)像素的大于0且1以下的J個(gè)系數(shù)％ (其中，下標(biāo)j為1到J的整數(shù)，J為再構(gòu)成圖像的像素?cái)?shù))，并通過(guò)進(jìn)行使用了以下的迭代式
[0025][數(shù)3]
[0026]fOW …(3)
JJJ J [0027](式中,k為從1到N的整數(shù),Ν為迭代運(yùn)算的次數(shù)。χ/15)為第j號(hào)像素的第k次迭代運(yùn)算時(shí)的像素值，d/k)為第j號(hào)像素的第k次迭代運(yùn)算時(shí)的更新量。)的逐步近似運(yùn)算，從而制作再構(gòu)成圖像。
[0028]另外，本發(fā)明所涉及的第2圖像制作方法，其特征在于，是將放射線或者聲波照射于受檢者的被測(cè)量部位，檢測(cè)來(lái)自被測(cè)量部位的擴(kuò)散了的放射線或者聲波，根據(jù)該檢測(cè)信號(hào)運(yùn)算被測(cè)量部位內(nèi)的放射線或者聲波的吸收系數(shù)分布并制作關(guān)于被測(cè)量部位的內(nèi)部的再構(gòu)成圖像，算出被設(shè)定于再構(gòu)成圖像的每一個(gè)像素的、大于0且1以下的J個(gè)系數(shù)Wj (其中，下標(biāo)j為1到J的整數(shù)，J為再構(gòu)成圖像的像素?cái)?shù))，并通過(guò)進(jìn)行使用了上述迭代式(3)的逐步近似運(yùn)算，從而制作再構(gòu)成圖像。還有，在本發(fā)明中，所謂放射線，例如是指X射線、Y射線或者微波這樣的短波長(zhǎng)的電磁波，所謂聲波，是指例如超聲波那樣的波動(dòng)。
[0029]在這些圖像制作方法中，使用被設(shè)定于再構(gòu)成圖像的每一個(gè)像素的J個(gè)系數(shù)A~wj來(lái)進(jìn)行用于圖像再構(gòu)成的逐步近似運(yùn)算。例如，通過(guò)以在N次迭代運(yùn)算中收斂速度最慢的區(qū)域中使該像素的收斂速度一致的方式設(shè)定這些系數(shù)Wi~從而收斂速度被均勻化并且可以抑制由于被測(cè)量部位內(nèi)部的位置引起的空間分辨率或噪聲特性的差并可以制作更加接近于均勻的圖像。
[0030]另外，圖像制作方法也可以是以下所述構(gòu)成:求得在分割再構(gòu)成圖像而成并且分別包含多個(gè)像素的多個(gè)部分區(qū)域中在N次迭代運(yùn)算中收斂速度最慢的部分區(qū)域的收斂速度(以下稱為最低收斂速度)CN，并準(zhǔn)備滿足0 < vm< 1的Μ個(gè)數(shù)值vm (其中，m為從1到Μ的整數(shù))，關(guān)于從1到Μ的各個(gè)m，通過(guò)使用以下的迭代式
[0031][數(shù)4]
[0032]χ\Μ) = X:*! + Vjif1 ".( 4 )
[0033]來(lái)進(jìn)行N次迭代運(yùn)算從而算出J個(gè)各個(gè)像素的像素值Xl(N)~x/)，將從該像素值x/N)~X/N)獲得的各個(gè)部分區(qū)域的收斂速度與最低收斂速度CN大致一致的時(shí)候的數(shù)值vm作為被包含于該部分區(qū)域的多個(gè)像素的系數(shù)Wj。由此，能夠更加適宜地獲得上述的效果。
[0034]另外，圖像制作方法也可以是以下所述構(gòu)成:將在N次迭代運(yùn)算中收斂速度最慢的部分區(qū)域的系數(shù)設(shè)為1。由此，能夠更加適宜地獲得上述的效果。
[0035]發(fā)明的效果
[0036]根據(jù)本發(fā)明的生物體測(cè)量裝置以及圖像制作方法，能夠抑制由于被測(cè)量部位內(nèi)部的位置引起的空間分辨率或噪聲特性的差，并能夠制作更加接近于均勻的圖像?！緦＠綀D】

【附圖說(shuō)明】
[0037]圖1是表示一個(gè)實(shí)施方式所涉及的生物體測(cè)量裝置的結(jié)構(gòu)的圖。
[0038]圖2是表示系數(shù)(步長(zhǎng)(stepsize))的具體的決定方法的流程圖。
[0039]圖3是表示在模擬中成為再構(gòu)成的對(duì)象的2個(gè)種類的被測(cè)量部位的圖。
[0040]圖4是表示模擬被測(cè)量部位的內(nèi)部的光子的飛行的正向問(wèn)題解析中的條件的圖表。
[0041]圖5是表示從被檢測(cè)的光子統(tǒng)計(jì)直方圖(histogram)再構(gòu)成圖像的逆向問(wèn)題解析中的條件的圖表。
[0042]圖6是表示為了在模擬中決定步長(zhǎng)而使用的4個(gè)圖像的圖。
[0043]圖7 (a)是對(duì)應(yīng)于圖3 (a)所表不的圖像的、由|吳擬進(jìn)行的再構(gòu)成后的圖像，圖7
(b)是對(duì)應(yīng)于圖3 (a)所表示的圖像的、由不使用步長(zhǎng)的現(xiàn)有的方法進(jìn)行的再構(gòu)成后的圖像。
[0044]圖8是表示圖9所表示的3根線上的像素值的變化的圖表。
[0045]圖9是表示在圖像上所設(shè)想的3根線的圖。
[0046]圖10 (a)是對(duì)應(yīng)于圖3 (b)所表示的圖像的由模擬進(jìn)行的再構(gòu)成后的圖像，圖7
(b)是對(duì)應(yīng)于圖3 (b)所表示的圖像的由不使用步長(zhǎng)的現(xiàn)有的方法進(jìn)行的再構(gòu)成后的圖像。
[0047]圖11是表示圖12所表示的2根線上的像素值的變化的圖表。
[0048]圖12是表示在圖像上所設(shè)想的2根線的圖。
[0049]圖13 (a)是對(duì)應(yīng)于圖3 (a)所表示的圖像的、附加了統(tǒng)計(jì)噪聲的情況下的本實(shí)施方式的再構(gòu)成后的圖像，圖13 (b)是對(duì)應(yīng)于圖3 (a)所表示的圖像的附加了統(tǒng)計(jì)噪聲的情況下的現(xiàn)有的方法的再構(gòu)成后的圖像。
[0050]圖14 (a)是對(duì)應(yīng)于圖3 (b)所表示的圖像的附加了統(tǒng)計(jì)噪聲的情況下的本實(shí)施方式的再構(gòu)成后的圖像，圖14 (b)是對(duì)應(yīng)于圖3 (b)所表示的圖像的附加了統(tǒng)計(jì)噪聲的情況下的現(xiàn)有的方法的再構(gòu)成后的圖像。
[0051]圖15是表示每一個(gè)部分區(qū)域的NSD的圖表。
[0052]圖16是表示標(biāo)準(zhǔn)偏差的計(jì)算結(jié)果的圖表。
[0053]圖17是用于說(shuō)明在擴(kuò)散光學(xué)層析成像中生成不均勻的圖像的現(xiàn)象的模式圖。【具體實(shí)施方式】
[0054]以下，一邊參照附圖一邊對(duì)本發(fā)明的生物體測(cè)量裝置以及圖像制作方法的實(shí)施方式進(jìn)行詳細(xì)的說(shuō)明。還有，在附圖的說(shuō)明中，將相同的符號(hào)標(biāo)注于相同的要素，省略重復(fù)的說(shuō)明。
[0055]圖1是表示本發(fā)明的一個(gè)實(shí)施方式所涉及的生物體測(cè)量裝置10的結(jié)構(gòu)的圖。本實(shí)施方式的生物體測(cè)量裝置10是將光照射于作為測(cè)量對(duì)象的受檢者的被測(cè)量部位B并檢測(cè)擴(kuò)散光(返回光)，根據(jù)其檢測(cè)位置和被測(cè)量的光量數(shù)據(jù)(例如時(shí)間分辨光子統(tǒng)計(jì)直方圖(histogram))推定光子的平均飛行路徑和平均光路長(zhǎng)，將體內(nèi)的信息作為圖像再構(gòu)成問(wèn)題進(jìn)行圖像化的裝置。由該裝置獲得的圖像例如是使腫瘤的位置或氧合血紅蛋白(oxyhemoglobin)以及脫氧血紅蛋白(deoxyhemoglobin)的分布可視化的圖像,并且是生物體組織的功能圖像。還有，作為被測(cè)量部位B，例如設(shè)想頭部或女性的乳房等。
[0056]生物體測(cè)量裝置10具備:光照射部，將測(cè)量光照射于被測(cè)量部位B的內(nèi)部；光檢測(cè)部,檢測(cè)由來(lái)自光照射部的光的照射而從被測(cè)量部位B產(chǎn)生的擴(kuò)散光；運(yùn)算部14，根據(jù)來(lái)自光檢測(cè)部的輸出信號(hào)計(jì)算被測(cè)量部位B的吸收系數(shù)的空間分布并制作被測(cè)量部位B的再構(gòu)成圖像。
[0057]本實(shí)施方式的光照射部由被安裝于被測(cè)量部位B的η個(gè)光射出/檢測(cè)端16各自所具有的光射出端、光源22以及光開關(guān)24所構(gòu)成。作為光源22，例如可以使用激光二極管。作為測(cè)量光的波長(zhǎng)，根據(jù)生物體的透光率與應(yīng)該定量的吸收體的分布吸收系數(shù)的關(guān)系等，優(yōu)選為700nm~900nm左右的近紅外線區(qū)域的波長(zhǎng)。
[0058]測(cè)量光例如作為連續(xù)光從光源22射出。從光源22射出的測(cè)量光從光射出/檢測(cè)端16被照射到被測(cè)量部位B。光開關(guān)24為I輸入η輸出的光開關(guān)，從光源22經(jīng)由光源用光纖26輸入光并分別相對(duì)于上述η個(gè)光射出/檢測(cè)端16按順序提供該光。即，光開關(guān)24一根一根按順序選擇被連接于各個(gè)光射出/檢測(cè)端16的η根射出用光纖28,并光學(xué)性地連接該射出用光纖28和光源22。
[0059]本實(shí)施方式的光檢測(cè)部由上述的η個(gè)光射出/檢測(cè)端16各自所具有的光檢測(cè)端、分別對(duì)應(yīng)于η個(gè)光射出/檢測(cè)端16的η個(gè)光檢測(cè)器30、被配置于各個(gè)光檢測(cè)器的輸入部前段的η個(gè)快門(shutter) 32所構(gòu)成。入射到各個(gè)光射出/檢測(cè)端16的光檢測(cè)端的來(lái)自被測(cè)量部位B的擴(kuò)散光經(jīng)由檢測(cè)用光纖34而分別被輸入到N個(gè)光檢測(cè)器30。光檢測(cè)器30對(duì)應(yīng)于到達(dá)所對(duì)應(yīng)的光射出/檢測(cè)端16的擴(kuò)散光的光強(qiáng)度生成模擬信號(hào)。作為光檢測(cè)器
30,除了光電倍增管(PMT:Photomultiplier Tube)之外,還可以使用光電二極管、雪崩光電二極管、PIN光電二極管等各種各樣的檢測(cè)器。在來(lái)自被測(cè)量部位B的擴(kuò)散光微弱的時(shí)候，優(yōu)選使用高靈敏度或者高增·益的光檢測(cè)器。在光檢測(cè)器30的信號(hào)輸出端上連接有信號(hào)處理電路36,信號(hào)處理電路36A/D轉(zhuǎn)換從光檢測(cè)器30輸出的模擬信號(hào)并生成對(duì)應(yīng)于擴(kuò)散光的光強(qiáng)度的數(shù)字信號(hào)，將該數(shù)字信號(hào)提供給運(yùn)算部14。
[0060]運(yùn)算部14根據(jù)從信號(hào)處理電路36提供的數(shù)字信號(hào)來(lái)運(yùn)算被測(cè)量部位B內(nèi)的光吸收系數(shù)分布，并制作關(guān)于被測(cè)量部位B的內(nèi)部的再構(gòu)成圖像。運(yùn)算部14例如由CPU (中央處理器(Central Processing Unit))這樣的具有運(yùn)算單元以及存儲(chǔ)器等的存儲(chǔ)單元的計(jì)算機(jī)來(lái)進(jìn)行實(shí)現(xiàn)。還有，運(yùn)算部14可以進(jìn)一步具有控制光源22的發(fā)光、光開關(guān)24的動(dòng)作以及開門32的開閉的功能。另外，在運(yùn)算部14上連接有記錄/顯示部38，可以對(duì)運(yùn)算部14中的運(yùn)算結(jié)果、即被測(cè)量部位B的再構(gòu)成圖像進(jìn)行可視化。
[0061]被測(cè)量部位B的內(nèi)部信息的計(jì)算、即內(nèi)部信息測(cè)量，例如如以下所述進(jìn)行。分別從N個(gè)光射出/檢測(cè)端16按順序?qū)y(cè)量光照射到被測(cè)量部位B的內(nèi)部，經(jīng)由η個(gè)光射出/檢測(cè)端16并由η個(gè)光檢測(cè)器30來(lái)檢測(cè)通過(guò)被測(cè)量部位B發(fā)生擴(kuò)散的光。根據(jù)該檢測(cè)結(jié)果，運(yùn)算在被測(cè)量部位B的內(nèi)部的吸收系數(shù)的空間分布，制作包含關(guān)于腫瘤等的吸收體的位置或形狀的信息(內(nèi)部信息)的再構(gòu)成圖像。
[0062]還有，對(duì)于運(yùn)算部14中的吸收系數(shù)分布的計(jì)算來(lái)說(shuō)，可以使用例如專利文獻(xiàn)I所詳細(xì)說(shuō)明那樣的眾所周知的方法。
[0063]接著，對(duì)根據(jù)光吸收系數(shù)的空間分布，制作再構(gòu)成圖像的方法進(jìn)行說(shuō)明。還有，以下說(shuō)明的運(yùn)算在運(yùn)算部14中進(jìn)行。在此，為了對(duì)擴(kuò)散光學(xué)層析成像中的圖像再構(gòu)成問(wèn)題進(jìn)行格式化，由以下的J維列向量X表示構(gòu)成基于未知的光吸收系數(shù)分布的再構(gòu)成圖像的各個(gè)像素的值。
[0064]X= (X1, X2,…，Xj)T
[0065]另外，由以下的I維列向量T表示在光檢測(cè)部檢測(cè)的測(cè)定數(shù)據(jù)即光子直方圖。
[0066]T = (T1, T2,…，T1)1
[0067]另外，將使這些X與T互相關(guān)聯(lián)的I X J型的系統(tǒng)行列L定義為
[0068]L = (IijI
[0069]。將Ii作為L(zhǎng)的第i行要素向量。再有，光吸收系數(shù)分布同樣且已知的圖像作為J維列向量xMf，并且由以下的I維列向量B表示對(duì)應(yīng)于該xMf的測(cè)定數(shù)據(jù)即光子直方圖。
[0070]B = (B1, B2,…，B1)1
[0071]在統(tǒng)計(jì)噪聲不包含于測(cè)定數(shù)據(jù)即光子直方圖的情況下，下式(5)成立。
[0072][數(shù)5]
[0073]Ti = Bjexp (-1i.(x_xref)}…(5)
[0074]但是，在混入 了統(tǒng)計(jì)噪聲的情況下，上式(5)不成立。因此，有必要求取在混入統(tǒng)計(jì)噪聲的狀態(tài)下的最適宜的X。因此，本實(shí)施方式中使用所謂極大似然估計(jì)法來(lái)求取這樣的Xo極大似然估計(jì)法中，根據(jù)光檢測(cè)部中的光子的檢測(cè)幾率來(lái)建立似然函數(shù)，通過(guò)將該似然函數(shù)作為目的函數(shù)來(lái)解析最適化問(wèn)題從而能夠求得最適宜的X。
[0075]擴(kuò)散光學(xué)層析成像中的光子的檢測(cè)幾率遵循泊松分布(Poissondistribution),其統(tǒng)計(jì)噪聲也遵循泊松分布。因此，擴(kuò)散光學(xué)層析成像的最適化問(wèn)題由下式(6)進(jìn)行表示。
[0076][數(shù)6]
[0077]maximize F(x) s.t.x ^ 0...(6)
[0078]另外，式(6)中的目的函數(shù)F (X)由下式(7)所表示的對(duì)數(shù)似然函數(shù)進(jìn)行表示。
[0079][數(shù)7]
[0080]
【權(quán)利要求】
1.一種生物體測(cè)量裝置，其特征在于:具備:光照射部，將光照射于受檢者的被測(cè)量部位；光檢測(cè)部，檢測(cè)來(lái)自所述被測(cè)量部位的擴(kuò)散光；運(yùn)算部，根據(jù)來(lái)自所述光檢測(cè)部的輸出信號(hào)，運(yùn)算所述被測(cè)量部位內(nèi)的光吸收系數(shù)分布，并制作關(guān)于所述被測(cè)量部位的內(nèi)部的再構(gòu)成圖像，所述運(yùn)算部計(jì)算被設(shè)定于所述再構(gòu)成圖像的每一個(gè)像素的、大于0且1以下的J個(gè)系數(shù)Wj，并通過(guò)進(jìn)行使用了以下的迭代式的逐步近似運(yùn)算，從而制作所述再構(gòu)成圖像，其中，下標(biāo)j為1到J的整數(shù)，J為所述再構(gòu)成圖像的像素?cái)?shù)，[數(shù)1]
2.一種生物體測(cè)量裝置，其特征在于:具備:照射部，將放射線或者聲波照射于受檢者的被測(cè)量部位；檢測(cè)部，檢測(cè)來(lái)自所述被測(cè)量部位的擴(kuò)散了的所述放射線或者所述聲波；運(yùn)算部，根據(jù)來(lái)自所述檢測(cè)部的輸出信號(hào)，運(yùn)算所述被測(cè)量部位內(nèi)的所述放射線或者所述聲波的吸收系數(shù)分布，并制作關(guān)于所述被測(cè)量部位的內(nèi)部的再構(gòu)成圖像，所述運(yùn)算部計(jì)算被設(shè)定于所述再構(gòu)成圖像的每一個(gè)像素的、大于0且1以下的J個(gè)系數(shù)wj;并通過(guò)進(jìn)行使用了以下的迭代式的逐步近似運(yùn)算，從而制作所述再構(gòu)成圖像，其中，下標(biāo)j為1到J的整數(shù)，J為所述再構(gòu)成圖像的像素?cái)?shù)，[數(shù)2]
3.如權(quán)利要求1或者2所述的生物體測(cè)量裝置，其特征在于:所述運(yùn)算部，求得分割所述再構(gòu)成圖像而成并且分別包含多個(gè)像素的多個(gè)部分區(qū)域中的、在N次迭代運(yùn)算中收斂速度最慢的部分區(qū)域的所述收斂速度CN，以下，將該收斂速度CN稱為最低收斂速度CN，準(zhǔn)備滿足0 < vm < 1的Μ個(gè)數(shù)值vm，其中，m為從1到Μ的整數(shù)，關(guān)于從1到Μ的各個(gè)m，通過(guò)使用以下的迭代式來(lái)進(jìn)行N次迭代運(yùn)算從而算出J個(gè)像素的各個(gè)像素的像素值Xl(N)~x/N)，[數(shù)3]
4.如權(quán)利要求3所述的生物體測(cè)量裝置，其特征在于:所述運(yùn)算部將在N次迭代運(yùn)算中收斂速度最慢的部分區(qū)域的所述系數(shù)％設(shè)為1。
5.一種圖像制作方法，其特征在于:是將光照射于受檢者的被測(cè)量部位，檢測(cè)來(lái)自所述被測(cè)量部位的擴(kuò)散光，根據(jù)該檢測(cè)信號(hào)運(yùn)算所述被測(cè)量部位內(nèi)的光吸收系數(shù)分布并制作關(guān)于所述被測(cè)量部位的內(nèi)部的再構(gòu)成圖像的方法，算出被設(shè)定于所述再構(gòu)成圖像的每一個(gè)像素的、大于0且1以下的J個(gè)系數(shù)Wj，其中，下標(biāo)j為1到J的整數(shù)，J為再構(gòu)成圖像的像素?cái)?shù)，通過(guò)進(jìn)行使用了以下的迭代式的逐步近似運(yùn)算，從而制作所述再構(gòu)成圖像，[數(shù)4]式中，k為從1到N的整數(shù)，N為迭代運(yùn)算的次數(shù)，x/k)為第j號(hào)像素的第k次迭代運(yùn)算時(shí)的像素值，d/k)為第j號(hào)像素的第k次迭代運(yùn)算時(shí)的更新量。
6.一種圖像制作方法，其特征在于:是將放射線或者聲波照射于受檢者的被測(cè)量部位，檢測(cè)來(lái)自所述被測(cè)量部位的擴(kuò)散了的所述放射線或者所述聲波，根據(jù)該檢測(cè)信號(hào)運(yùn)算所述被測(cè)量部位內(nèi)的所述放射線或者所述聲波的吸收系數(shù)分布并制作關(guān)于所述被測(cè)量部位的內(nèi)部的再構(gòu)成圖像的方法，算出被設(shè)定于所述再構(gòu)成圖像的每一個(gè)像素的、大于0且1以下的J個(gè)系數(shù)Wj，其中，下標(biāo)j為1到J的整數(shù)，J為再構(gòu)成圖像的像`素?cái)?shù)，通過(guò)進(jìn)行使用了以下的迭代式的逐步近似運(yùn)算，從而制作所述再構(gòu)成圖像，[數(shù)5]xf^^xf + Wjdf式中，k為從1到N的整數(shù)，N為迭代運(yùn)算的次數(shù)，x/k)為第j號(hào)像素的第k次迭代運(yùn)算時(shí)的像素值，d/k)為第j號(hào)像素的第k次迭代運(yùn)算時(shí)的更新量。
7.如權(quán)利要求5或者6所述的圖像制作方法，其特征在于:求得分割所述再構(gòu)成圖像而成并且分別包含多個(gè)像素的多個(gè)部分區(qū)域中的、在N次迭代運(yùn)算中收斂速度最慢的部分區(qū)域的所述收斂速度CN，以下，將該收斂速度CN稱為最低收斂速度CN，準(zhǔn)備滿足0 < vm < 1的Μ個(gè)數(shù)值vm，其中，m為從1到Μ的整數(shù)，關(guān)于從1到Μ的各個(gè)m，通過(guò)使用以下的迭代式來(lái)進(jìn)行N次迭代運(yùn)算從而算出J個(gè)像素的各個(gè)像素的像素值Xl(N)~x/N)，[數(shù)6]^=^+vjf將從該像素值Xl(N)~χ/Ν)獲得的各個(gè)部分區(qū)域的所述收斂速度與所述最低收斂速度CN大致一致的時(shí)候的數(shù)值vm作為包含于該部分區(qū)域的多個(gè)像素的所述系數(shù)wp
8.如權(quán)利要求7所述的圖像制作方法，其特征在于:將在N次迭代運(yùn)算中收斂速度最慢的部分區(qū)域的所述系數(shù)wj設(shè)為1。
【文檔編號(hào)】A61B6/03GK103635148SQ201280033086
【公開日】2014年3月12日 申請(qǐng)日期:2012年6月28日 優(yōu)先權(quán)日:2011年7月7日
【發(fā)明者】工藤博幸, 齋藤直哉, 上田之雄, 佳元健治, 山下豐 申請(qǐng)人:浜松光子學(xué)株式會(huì)社