融合轮廓信息的光学参数成像系统

Abstract

There is a shared problem in current optical imaging technologies of how to obtain the optical parameters of biological tissues with complex profiles. In this work, an imaging system for obtaining the optical parameters of biological tissues with complex profile was presented. Firstly, Fourier transformation profilometry was used for obtaining the profile information of biological tissues, and then the difference of incident light intensity at different positions on biological tissue surface was corrected with the laws of illumination, and lastly the optical parameters of biological tissues were achieved with the spatial frequency domain imaging technique. Experimental results indicated the proposed imaging system could obtain the profile information and the optical parameters of biological tissues accurately and quickly. For the slab phantoms with height variation less than 30 mm and angle variation less than 40º, the maximum relative errors of the profile uncorrected optical parameters were 46.27% and 72.18%, while the maximum relative errors of the profile corrected optical parameters were 6.89% and 10.26%. Imaging experiments of a face-like phantom and a human’s prefrontal lobe were performed respectively, which demonstrated the proposed imaging system possesses clinical application value for the achievement of the optical parameters of biological tissues with complex profiles. Besides, the proposed profile corrected method can be used to combine with the current optical imaging technologies to reduce the influence of the profile information of biological tissues on imaging quality.

引言

光在生物组织中的传播包含散射、折射、反射、吸收等众多物理过程，对边界光包含的方向和光强衰减等信息进行分析，便可通过相关的光学参数描述生物组织内部的光学特性。众多光学参数中，吸收系数和散射系数与临床诊断和治疗存在直接定量关系，吸收系数能反推生物组织的血氧动力学参数（氧合血红蛋白、还原血红蛋白、氧饱和度），散射系数可反映生物组织的微观结构，因此有效、快速获取生物组织的吸收和散射系数图像是采用光学方法进行疾病诊断和治疗的基础^[1-2]。现有光学成像技术中，空间频域（spatial frequency domain，SFD）成像技术因其能够有效分离吸收和散射效应间的相互影响而受到了广泛关注，该成像技术的原理为：三个不同初始相位（0，2/3π，4/3π）的宽场正弦光依次照射生物组织，使用面阵探测器捕捉生物组织表面的漫反射图像；采用三步相移法对漫反射图像空间逐点解调分离出直流（direct current，DC）和交流（alternating current，AC）分量的幅度图像后，结合特定的光学传输模型逐点求逆获取点对点的吸收和散射系数拓扑图像^[3-5]。由于SFD成像技术采用面源照射、面阵探测器采集的方式，因此其具有非接触、成像速度快、成像视场大等优势，这些优势使得SFD成像技术在脑功能成像、皮肤烧伤检测等领域得到了广泛应用^[6-9]。

现阶段的SFD成像技术主要以平整组织（如皮肤）为研究对象，首先标定已知光学参数的平板仿体或已知漫反射率的漫反射板表面为基准平面，然后将宽场正弦光分别投影到基准平面和生物组织表面，并使用相机分别采集基准平面和生物组织表面的漫反射图像，两幅漫反射图像的差分测量结果被用于定量重构生物组织的光学参数拓扑图像。对于具有复杂轮廓的生物组织，投影到其表面的宽场正弦光将发生畸变，这不仅会降低生物组织表面漫反射图像的空间解调精度，也会造成后续光学参数定量提取的误差^{[3, 10]}。为解决生物组织表面轮廓对光学参数定量重构的影响，近年来许多学者围绕SFD成像技术提出了一些轮廓矫正方法，如校准矫正法、三维（3-dimension，3D）模型矫正法和适形投影矫正法等。其中，校准矫正法针对不同的SFD成像系统或实验条件，通过改变基准平面的高度和角度，建立基准平面光强与高度、角度间的矫正数据库，然后从数据库拟合出基准平面光强与高度、角度间的映射关系后，逐点矫正生物组织表面漫反射图像各点光强，该方法导致测量过程极其繁琐和耗时^[10]。3D模型矫正法需借助3D打印技术制作生物组织的3D模型，该方法增加了测量成本与时间，不适用于临床^[11]。适形投影矫正法在校准矫正法的基础上，需提前获取生物组织的轮廓信息，并建立宽场正弦光畸变产生的谐波与轮廓的关系，然后调整投影的宽场正弦光，消除畸变产生的谐波干扰，该方法提高了校准矫正法的矫正精度，但仍然存在测量过程耗时的问题^[12]。鉴于现有轮廓矫正方法的复杂性和低效性，大多数SFD成像技术的研究者忽略了生物组织的轮廓对成像质量的影响，导致成像结果并不可靠。如何设计出一套高效简易的轮廓矫正方法，并将其与SFD成像算法融合，准确及快速获取具有复杂轮廓生物组织的光学参数图像，是现有SFD成像技术面临的难题。

针对上述问题，本文研制了一套融合轮廓信息的光学参数成像系统，首先将已知漫反射率的漫反射板表面标定为基准平面，分别采集基准平面和生物组织表面的漫反射图像，然后使用傅里叶变换轮廓术（Fourier transform profilometry，FTP）获取生物组织的轮廓信息，并根据光照度定律矫正生物组织表面漫反射图像各点光强，最后基于SFD成像原理快速获取生物组织光学参数图像。与现有轮廓矫正方法相比，本文研制的成像系统仅采集基准平面和生物组织表面的两幅漫反射图像，然后根据光照度定律进行轮廓矫正，避免了矫正数据库的建立以及生物组织3D模型的制作，以期简化测量过程、减少测量时间和成本。此外，本文采用单次快照多频解调（single snapshot multiple frequency demodulation，SSMD）方法对两幅漫反射图像包含的DC和AC分量进行空间解调，以便进一步提升SFD成像速度和降低三步相移法中的解调震荡问题^[13-14]。本文研制的成像系统有望为临床准确、快速提供具有复杂轮廓生物组织的光学参数图像，同时本文提出的轮廓矫正方法或可与现有光学成像技术结合，以期减少生物组织表面轮廓对成像质量的影响。

1. 方法

1.1. 成像系统

成像系统的结构图和实物图如图1所示，所有模块均由特定支架固定于光学平台上。照射端将一个650 nm波长的发光二极管（light emitting diode，LED）光源（PT-39，流明纳斯半导体器件有限公司，中国）扩束、准直后聚焦于数字微镜器（digital micromirror device，DMD）（DLP-4500，Texas Instruments，美国）表面，DMD对光源空间调制，生成特定空间频率的宽场正弦光分别照射生物组织和99%漫反射率的漫反射板（SRT-99-240，Labsphere Inc.，美国），扩束、准直透镜、DMD和LED光源共同构成投影模块。采集端由一个面阵相机（MER-500-7um，大恒图像视觉有限公司，中国）捕捉生物组织和漫反射板表面的漫反射图像，相机采集区域为5 cm × 5 cm，像素点个数为256 × 256。为减少镜面反射光的影响，本文通过实际测量和调整投影模块，将DMD输出光轴与光学平台法线间呈约4°夹角^[15]。

图 1.

Schematics of the imaging system

成像系统示意图

1.2. 成像原理

成像系统的采集数据为生物组织和漫反射板表面的漫反射图像，标定漫反射板表面为基准平面，成像步骤为：① 使用FTP获取生物组织表面轮廓；② 采用SSMD方法解调出两幅漫反射图像的DC和AC幅度图像；③ 利用生物组织的轮廓信息及光照度定律矫正生物组织表面及基准平面的DC和AC幅度图像；④ 基于SFD成像原理获取生物组织的光学参数（吸收和散射系数）拓扑图像。

1.2.1. 轮廓获取

沿x方向调制的宽场正弦光分别投影到基准平面和生物组织表面时，相机采集的两幅漫反射图像 和 如式（1）和式（2）所示：

1

2

式（1）和式（2）中，（x, y）表示空间坐标； 和 分别表示 的 DC和AC分量； 和 分别表示 的DC和AC分量；f₀表示投影宽场正弦光的空间频率； 和 分别表示 和 的相位。

生物组织的轮廓信息包含于 和 中，可通过FTP获得。FTP的原理如图2所示^[16]，A₁和A₂为DMD投影的入瞳和出瞳，B₁和B₂为相机的出瞳和入瞳，投影光轴和采集光轴相交于基准平面的O点，b为A₂和B₂间的距离，l为B₂到基准平面的距离，C点是基准平面上某一点。DMD将宽场正弦光投影到基准平面时，C点相位为Φ_C，它在相机阵列S点成像，相机阵列S点的相位Φ_S满足Φ_S = Φ_C。DMD将宽场正弦光投影在生物组织表面时，其表面P点在相机阵列S点成像，相机阵列S点的新相位Φ_S’满足Φ_S’ = Φ_P。而Φ_P = Φ_D，Φ_D为基准平面D点的相位，可以看出相机阵列S点先后得到两个相位Φ_S与Φ_S’的差值∆Φ，正是由于P点相对于基准平面的高度h引起的。由于S点代表相机阵列任意点，可计算出相机阵列任意点的前后两次相位差 ，其中 表示图2中C点和D点的距离。然后由图2中的三角形A₂PB₂和三角形CPD相似可以得到生物组织的高度分布(轮廓)h(x, y)，如式（3）所示：

图 2.

Principle of FTP

FTP原理图

3

可以看出，生物组织表面轮廓的测量转化为 和 的测量。对式（1）和式（2）中的 和 沿x方向逐行傅里叶变换，如式（4）和式（5）所示：

4

5

式（4）和式（5）中，f_x表示频谱函数；、 和 分别为 、 和 的一维傅里叶频谱， 为 的共轭函数；、 和 分别为 、 和 的一维傅里叶频谱， 为 的共轭函数；符号“*”表示共轭。 的一维频谱分布如图3所示，阴影部分为基频分量，包含了生物组织的轮廓信息。选用带通滤波器提取 的基频分量后，频移到坐标原点进行一维傅里叶逆变换， 可通过虚部与实部比值的反正切值得到^[17]。对 做相同处理获得 后，使用质量图引导法对 和 解包裹获得连续相位分布^[18]，将解包裹后的 和 代入式（3）即可获得生物组织的轮廓信息。

图 3.

Fourier spectral of

的傅里叶频谱

1.2.2. 漫反射图像空间解调

本文使用SSMD方法抽取 和 中包含的DC和AC分量，该方法源自希尔伯特变换理论，利用调和函数的正交性，能从单幅漫反射图像中分离DC和AC分量，因而能够将传统SFD成像技术的采集速度提升2倍^[13-14]。对于沿x方向调制、空间频率为f₀的漫反射图像 和 ，SSMD方法使用一个长度为σ的一维滑动窗口过滤两幅漫反射图像，σ为1/f₀长度在两幅漫反射图像中所占像素点个数。使用SSMD方法获得 的DC和AC分量如式（6）和式（7）所示：

6

7

同样使用SSMD方法对 进行空间解调，即可获取 包含的DC和AC分量 和 。

1.2.3. 轮廓矫正

为方便处理，将生物组织的轮廓信息h(x, y)及基准平面剖分为四边形面元网格，网格个数与相机像素点个数保持一致（256 × 256）。轮廓矫正从成像系统的采集光路出发，矫正原理如图4所示，标定O为空间坐标原点。根据h(x, y)及相机采集区域，可获得基准平面任一面元C和生物组织表面任一面元P的空间坐标，以及面元P的法线L_P，其中面元C和面元P对应相机先后采集基准平面和生物组织表面的同一阵列点。

图 4.

Principle of profile correction

轮廓矫正原理图

根据光路可逆性，可将图4中的B₂点看作发光质点，面元C和面元P看作受光面。从B₂点发出的光线与面元C和面元P的法线分别存在夹角θ₁和θ₂，即入射角，两个夹角可通过B₂点、C点及P点的空间坐标获得。光照度第一、第二定律指出，受光面的照度与质点到受光面的距离平方成反比、与质点光线入射角的余弦成正比^[19-20]。以O点为参考点，图4面元C在 和 中像素值的修正如式（8）所示：

8

式（8）中，；l_C表示图4中B₂点和C点的距离。图4面元P在 和 中像素值的修正如式（9）所示：

9

式（9）中，l_P表示图4中B₂点和P点的距离。由于面元C和面元P代表基准平面和生物组织表面任意面元，因此根据式（8）和式（9）即可获得轮廓矫正后的 、、、 四幅图像。

1.2.4. 光学参数成像

对于图1的成像系统，入射到生物组织表面的宽场正弦光源可表示为DC分量和AC分量的线性叠加，如式（10）所示：

10

式（10）中， 和 表示宽场正弦光源各点DC和AC分量的幅度。根据系统分析理论^[21]，轮廓矫正前生物组织表面各点DC或AC分量的幅度为该点 或 、成像系统调制传递函数（modulation transfer function，MTF） 及漫反射率 的乘积，如式（11）所示：

11

式（11）中，f₀为零表示DC分量，f₀非零表示AC分量。 和 为测量过程的固有物理量，可采用差分测量方法消除 和 对测量过程的影响，方法为：在已知漫反射板的漫反射率为99%的前提下，先获得基准平面漫反射图像DC和AC分量的幅度，然后根据式（11）和 获得轮廓矫正前生物组织表面各点漫反射率，如式（12）所示：

12

轮廓矫正后，将式（8）和式（9）获得的 和 代替式（12）中的 和 ，即可获得轮廓矫正后生物组织表面各点漫反射率 。

生物组织表面各点的吸收和散射效应包含于 中，吸收和散射效应可通过吸收系数 和约化散射系数 描述。为实现生物组织表面各点 和 的有效分离，可将生物组织表面各点看作独立存在的生物组织^{[15, 21]}，然后建立宽场正弦光在均匀生物组织中的传输模型，并在模型框架上建立任意生物组织表面漫反射率 与 的映射关系库 ，最后将实际测量得到的 在 映射关系库中逐点查表即可获得实际生物组织表面各点的 。

本文将电磁场领域的扩散方程作为光学传输模型的基本框架^[1-2]，描述宽场正弦光在生物组织中的传播过程。将式（10）中的DC和AC光源项代入扩散方程后，通过化简可获得任意生物组织内部光流量率 与深度z相关的一维二阶赫姆霍兹微分方程^[21]，如式（13）所示：

13

式（13）中，；； 为内光源项。根据部分流边界条件（partial-current boundary condition）^[22]，边界处的光流量正比于 。将部分流边界条件作为特解代入式（13）后，可获得式（13）的解析解，进而获得 和 的映射关系，如式（14）所示：

14

式（14）中，， 为扩散传输内反射系数，n为生物组织内部的折射率，一般取n = 1.4；。

本文建立的 映射关系库中， 的范围0.001～0.5 mm⁻¹，步长 ， 的范围0.6～2.5 mm⁻¹，步长0.001 mm⁻¹， 和 的范围能覆盖常见生物组织的光学参数^[23-25]。对于宽场正弦光空间频率的选取，即AC分量的空间频率，相关SFD成像理论指出，AC分量的空间频率越高，重构的 值越准确，但AC分量的空间频率需小于0.33μ_tr ^[21]。根据本文建立的 映射关系库中 和 的范围，可计算出AC分量的空间频率不应超过0.2 mm⁻¹。

本文建立的 的部分映射关系库如图5所示，AC分量的空间频率为 0.2 mm^{− 1}；横轴表示DC轴，即 ，纵轴表示AC轴，即 ；红线表示不同的 值曲线，黑线表示不同的 值曲线，红线和黑线相交形成 交点。查表方法为：将轮廓矫正后生物组织表面各点 和 分别向图5中的DC和AC轴做垂线，离垂线交点最近的 交点即为该点的 值^{[3, 15]}，这样便可将轮廓信息与SFD成像算法结合，获得任意不平整生物组织的光学参数图像。

图 5.

Partial mapping relations of

部分映射关系库

2. 实验结果与分析

轮廓测量和光学参数成像所用宽场正弦光的空间频率为0.2 mm⁻¹，与 映射关系库中的空间频率保持一致。本文以一块长、宽、高分别为70、70、30 mm的均匀平板仿体为实验对象，通过改变平板仿体的高度和角度，验证轮廓测量和轮廓矫正方法的有效性；然后以人脸仿体为实验对象，验证成像系统对复杂轮廓生物组织表面光学参数获取的有效性；最后以一名受试者的脑前额叶为试验对象，验证成像系统面向活体组织成像的实用性，所有实验的相机积分时间均为0.10 s。本文仿体的制作材料均为与人体组织散射参数接近的聚甲醛^[26-27]， 650 nm波长下聚甲醛的 和 分别为0.004 mm⁻¹和0.8 mm⁻¹。

2.1. 轮廓测量的准确性验证

本文设计了平板仿体在不同高度和角度下的轮廓测量实验，实验结果如图6所示。对于高度测量，本实验以平板仿体与基准平面的高度差0 mm为起点，5 mm为步长，利用剪式升降台线性增加平板仿体的高度，使用FTP获得了平板仿体在不同高度下的轮廓图，然后将相同高度下的轮廓均值作为高度测量结果，计算测量结果与真实高度的绝对误差。对于角度测量，本实验将平板仿体沿x或y轴旋转，使其与基准平面呈一定夹角，以平板仿体与基准平面的夹角10°为起点，5°为步长(工业量角器确定夹角)，使用FTP获得了平板仿体在不同角度下的轮廓图，然后将轮廓图的法线与光学平台的夹角作为角度测量结果，计算角度测量结果与真实角度的绝对误差。

图 6.

Profilometry measurements of the slab phantom

平板仿体的轮廓测量结果

从图6可以看出，随着平板仿体高度和角度的增加，测量精度不断下降。对于高度测量，平板仿体位于0～25 mm高度时的绝对测量误差不超过1 mm、位于30 mm高度时的绝对测量误差为2.1 mm、位于40 mm高度时的绝对测量误差达到4.1 mm。对于x方向角度测量，平板仿体与基准平面夹角为0°～35° 时的绝对测量误差不超过2.2°、夹角为40°时的绝对测量误差为3.8°、夹角为45°时的绝对测量误差为8.6°。对于y方向角度测量，平板仿体与基准平面夹角为0°～35° 时的绝对测量误差不超过2.1°、夹角为40°时的绝对测量误差为5.4°、夹角为45°时的绝对测量误差为9.6°。从图6可总结出，平板仿体的高度超过30 mm后，高度测量的绝对误差增长较快，平板仿体与基准平面的夹角超过40°后，角度测量的绝对误差增长较快，根据本实验可评估出成像系统的高度测量阈值约为30 mm，角度测量阈值约为40°。

2.2. 光学参数矫正的准确性验证

本文比较了平板仿体在不同高度和角度时，轮廓矫正前和矫正后的光学参数测量结果，测量结果为重构光学参数图像的加权平均。对于轮廓矫正中的高度矫正，本实验以平板仿体与基准平面的高度差5 mm为起点，5 mm为步长。对于轮廓矫正中的角度矫正，本实验以平板仿体与基准平面的夹角10°为起点，5°为步长，轮廓矫正前和矫正后的光学参数对比如图7所示。

图 7.

The corrected and uncorrected optical parameters of the slab phantom

轮廓矫正前后的平板仿体光学参数

图7中，平板仿体与基准平面的高度差为5～30 mm时， 经轮廓矫正后的最大测量误差从32.50%降至15.00%， 经轮廓矫正后的最大测量误差从41.25%降至11.25%。平板仿体与基准平面在x方向的夹角为10°～40°时， 经轮廓矫正后的最大测量误差从46.27%降至6.89%， 经轮廓矫正后的最大测量误差从72.18%降至10.26%。平板仿体与基准平面在y方向的夹角为10°～40°时， 经轮廓矫正后的最大测量误差从45.82%降至6.33%， 经轮廓矫正后的最大测量误差从57.90%降至10.24%。图7证明了生物组织表面各点与基准平面的高度或角度不相等时会影响光学参数的定量重构结果，轮廓矫正前 的重构结果与高度和角度负相关、 的重构结果与高度和角度正相关，使用本文提出的轮廓矫正方法能有效减少因生物组织表面各点与基准平面高度或角度不相等时引起的光学参数定量重构误差，使生物组织光学参数的重构结果与真实值更加接近。

2.3. 人脸仿体成像的准确性验证

人脸仿体由3D打印技术制作完成，其最大长、宽、高分别约为5、3、1 cm。人脸仿体的三维轮廓及光学参数成像结果如图8所示，黑色箭头指向人脸仿体光学参数的真实值。轮廓最大高度测量误差为3.59%，出现于鼻尖位置。轮廓矫正前人脸仿体 图像的平均重构误差为45.42%，轮廓矫正后人脸仿体 图像的平均重构误差为8.03%，可以看出轮廓矫正后边缘区域的 值与真实值更加贴近，轮廓矫正前和矫正后鼻尖处的 值变化不大，原因可能为FTP对陡峭（突变）位置的测量误差较大，或轮廓矫正方法对陡峭位置的光学参数矫正误差较大，造成光学参数重构精度的降低。轮廓矫正前人脸仿体 图像的平均重构误差为58.27%，轮廓矫正后人脸仿体 图像的平均重构误差为6.85%，可以看出轮廓矫正后总体 值的重构误差得到明显降低，部分前额叶区的 值仍与真实值差距较大，原因可能为此区域镜面反射光的影响。图8证明了本文提出的轮廓矫正方法面向具有复杂轮廓组织的光学参数重构时，能大幅减少因复杂轮廓的存在引起的光学参数定量提取误差。

图 8.

Imaging of a face-like phantom

人脸仿体成像结果

2.4. 在体成像

本文以一名受试者的脑前额叶为试验对象，验证了成像系统面向临床活体组织的实用性。试验数据采集地为中国医学科学院北京协和医学院生物医学工程研究所，受试者为中国医学科学院北京协和医学院生物医学工程研究所的职工，40岁健康男性，无疾病史，试验已获得天津中医药大学医学伦理委员会批准，受试者已签署知情同意书。为获取一个轮廓变化明显的试验对象，本试验将受试者脑前额叶左侧边缘区域置于成像系统的采集区域。受试者脑前额叶的三维轮廓及光学参数成像结果如图9所示，黄色虚框为成像系统的采集区域。轮廓矫正前，梯度变化较大区域的 值变化明显，头发部位的 值最大， 值较小，原因在于头发中的黑色素对光吸收明显^[2]。轮廓矫正后，梯度变化较大区域的 值变化趋于平缓， 图像更加均匀，与实际情况更加接近。图9进一步验证了成像系统能够将轮廓信息与光学参数重构算法结合，并证明了成像系统在面向活体组织成像时的可靠性和实用性。

图 9.

Imaging of a human’s prefrontal lobe

受试者脑前额叶成像结果

3. 讨论

图1成像系统采用斜投影（入射角约4°）的方式消除镜面反射光对数据采集的影响，与采用偏振片消除镜面反射光的垂直投影方式相比，斜投影方式能够提高成像系统的性价比和减少数据采集时间，且Erickson等^[15]验证了采用入射角小于5°斜投影方式成像结果与采用垂直投影方式成像结果的偏差小于1%。但斜投影方式仅适用于表面粗糙生物组织的数据采集，且不能完全消除镜面反射光的影响，因此下一步将在成像系统的光源和相机前端加装偏振片，采用垂直投影方式完全消除镜面反射光对数据采集的影响。

上述成像实验中，成像系统中的相机积分时间均为0.10 s。为评估成像系统的动态应用性能，本文比较了不同相机积分时间的成像结果。实验对象为图8中的人脸仿体，成像结果的评估参数为：轮廓测量平均相对误差(各点高度与真实高度相对误差的平均值)、轮廓矫正后光学参数图像平均重构误差(各点 和 值与真实值相对误差的平均值)。相机积分时间0.01～0.10 s、步长0.01 s的成像结果评估参数如图10所示，可以看出随着相机积分时间的增加，轮廓测量和轮廓矫正后各点光学参数的平均误差呈下降趋势，原因在于增加相机积分时间可有效提升测量数据的信噪比。相机积分时间0.01～0.07 s时，轮廓测量、 和 值重构的平均相对误差下降明显。相机积分时间0.08～0.10 s时，轮廓测量、 和 值重构的平均相对误差下降缓慢。可以总结出，在相机积分时间0.10 s的基础上，继续增加相机积分时间对提升成像质量的贡献趋于饱和，反而会降低成像系统的动态应用性能。此外，轮廓测量的平均误差小于 和 重构的平均相对误差，可能由于宽场正弦光传输模型与实际存在匹配误差或未考虑投影光路对轮廓矫正的影响所致。 重构的平均相对误差小于 重构的平均相对误差，原因可能为本文建立的 映射关系库中 的步长小于 的步长，使 重构的精度更高。为进一步提升成像质量，下一步可将“适形投影”嵌入成像系统，消除投影光路对轮廓矫正的影响，并在 映射关系库中减小 和 的步长，提升 和 重构的精度。

图 10.

Relative errors of profilometry measurements and the optical parameters with different integration times

不同积分时间轮廓测量、光学参数图像重构的平均相 对误差

4. 结论

本文针对传统光学成像技术在轮廓矫正方面的缺陷，提出并研制了一套融合轮廓信息的光学参数成像系统，该系统采用FTP获取生物组织的轮廓信息，并依据光照度定律矫正生物组织表面各点入射光强差异，最后将生物组织的轮廓信息与SFD成像算法结合，实现了生物组织的光学参数重构。平板仿体实验评估了轮廓测量和光学参数重构的精度，验证了轮廓矫正方法的有效性。实验结果表明，轮廓测量精度较高，轮廓矫正前的光学参数重构误差较大，将轮廓矫正融入光学参数重构算法能显著降低光学参数的定量重构误差。人脸仿体实验和受试者脑前额叶成像试验验证了成像系统面向具有复杂轮廓生物组织时的可靠性和实用性，证明了成像系统的应用潜力。不同测量时间下的成像结果评估了成像系统的动态应用性能，证明了成像系统能在较短时间内获得生物组织的轮廓信息和光学参数图像。本文提出的成像系统具备快速获取具有复杂轮廓生物组织光学参数图像的临床应用价值，同时本文提出的轮廓矫正方法可与现有光学成像技术结合，减少生物组织表面轮廓对成像质量的影响。

重要声明

利益冲突声明：本文全体作者均声明不存在利益冲突。

作者贡献声明：李同心负责数据采集、程序编写、论文写作及修改；董叶青负责文献检索和论文初稿撰写；刘明负责数据分析指导；赵静负责项目主持及实验指导；李明慧和李研哲参与文献检索、论文校对和定稿。

伦理声明：本研究通过了天津中医药大学医学伦理委员会的审批（批文编号：TJTCM20190301）。

Funding Statement

国家自然科学基金（81774148，81973699）

National Nature Science Foundation of China