【正文】 最后，感謝師姐 林惠珍碩士、師兄金重星 碩士，謝謝他們在理論學(xué)習(xí)和實驗工作中給予莫大的幫助。 2. 提出利用雙樹復(fù)小波算法對 OCT 圖像進行去噪，發(fā)現(xiàn)雙樹復(fù)小波算法對圖像去噪有很好的效果，但是此算法去噪方式粗糙，難以滿足 OCT 圖像散斑噪聲消除與細節(jié)紋理等有效信號保存雙重效果的處理需要，有待 進一步改 善。 圖 泡沫 (上 排 )和螺絲 (下 排 )OCT 圖像用雙樹復(fù)小波去噪 前后的圖像 光學(xué)相干層析技術(shù)的圖像信息處理 24 圖 珍珠 (上 排 )和視網(wǎng)膜 (下 排 )OCT 圖像用雙樹復(fù)小波去噪 前后的圖像 從處理的圖像可以看出， 雙樹復(fù)小波 具有很好的去噪效果，但是 雙樹復(fù)小波 算法去噪同時不能有效的保持邊緣，不利于后續(xù)邊緣特征提取處理。 OCT 圖像處理實驗 從實驗室獲取的泡沫、螺絲、珍珠、視網(wǎng)膜 OCT 圖像 用雙樹 復(fù)小波算法來實現(xiàn) 噪聲消除，得到的圖像處理結(jié)果如圖 和圖 ，其 PSNR 和 MSE結(jié)果如表 。 75176。 15176。 光學(xué)相干層析技術(shù)的圖像信息處理 21 Kingsbury 指 出用兩個平行的獨立離散 小波變換構(gòu)建雙樹 復(fù)小波變換： ( ) ( ) ( )c r it t j t? ? ?? ? () 式中實部 ()r t? 為偶函數(shù)，虛部 ()i t? 為奇函數(shù)，同時 ()i t? 是 ()r t? 的近似Hilbert 變換，即 ( ) ( ( ))irt H t??? 。雙樹復(fù)小波（ DTCWT）就是在這種背景下發(fā)展起來的。Idivergence regulartion[38]（ I 型散度規(guī)整化）是基于最小均方根原理，利用Csiszar Idivergence 矩形對圖像進行 規(guī)整化的一種傅里葉域濾波器，這種方法可以在降低噪聲時避免圖像的模糊，使得細節(jié)信息更容易分辨，但是此方法在理論和操作上面比較復(fù)雜。其中，混合中值濾波器結(jié)合了自適應(yīng)中值濾波器優(yōu)點的同時可以很好的保留圖像的邊緣，特別適合用于不太穩(wěn)定的信號；對稱最近鄰濾波器是在一個平滑的區(qū)域把空間對稱 和最近鄰方法結(jié)合在一起的一種保存邊緣和紋路信息的方法，這種方法的優(yōu)點是不需要確定平滑域內(nèi)邊 緣位置和方向，因此可以節(jié)約運行時間并且降低復(fù)雜性。 空間域濾波法 當 OCT 系統(tǒng)中的硬件發(fā)展到一定水平時，為了得到更容易分辨的圖像使 OCT 技術(shù)應(yīng)用到更廣泛的領(lǐng)域，優(yōu)化硬件設(shè)備變得復(fù)雜而昂貴，因此圖像處理技術(shù)成了提高 OCT 效率不可或缺的手段。 OCT 圖像去噪的算法及實現(xiàn) 在 OCT 技術(shù)發(fā)展的過程中，探索了很多減弱噪聲的方法。另外生物組織一定的空間頻率分布，相當于一個帶通濾波器，光照時必然會引起光的一部分頻率丟失，使頻率變化出現(xiàn)類似散斑的起伏 [30,31]。 散斑是經(jīng)由不同粒子面散射的光振動在空間相遇時發(fā)生的干涉 形成光學(xué)相干層析技術(shù)的圖像信息處理 18 的 ， 具有無規(guī)則分布顆粒狀結(jié)構(gòu)的衍射圖樣。幾乎所有的探測器都存在這種噪聲。熱噪聲的均方電流 2ni? 和均方電壓 2nu? 由下式?jīng)Q定： 224 , 4nnk T fi u k T fRR???? ? ? () 式中， k 為波爾茲曼常數(shù)， T 是熱力學(xué)溫度， R 是器件的電阻值， f? 為所取得通帶寬度。它主要可分為散粒噪聲、熱噪聲和低頻噪聲三大類 [29]。 若掃描速度不穩(wěn)，就會引起多普勒頻移改變、 信號頻帶中心頻率偏移，這樣使圖像信號受到干擾，圖像出現(xiàn)噪聲。 機械掃描過程可能對圖像產(chǎn)生下列影響：①掃描器的速度較慢，致使在采集活體圖像時產(chǎn)生運動模糊；②縱向掃描速度不均勻?qū)е碌牟蓸狱c抖動；③同步位置傳光學(xué)相干層析技術(shù)的圖像信息處理 16 感器受干擾或重復(fù)性差導(dǎo)致的掃描錯位。影響成像質(zhì)量的噪聲種類很多，主要有散斑、掃描噪聲、探測器噪聲、光源的噪聲和電路的噪聲等。此外，信號光隨光程差分布曲線在非等光程點，會出現(xiàn)相干信號峰，得到的 OCT 圖像具有明顯的邊峰 效應(yīng)，造成圖像的模糊，使得 很難觀察組織的結(jié)構(gòu)細節(jié)并判斷其穿透深度，從而無法做出正確的醫(yī)學(xué)判斷。但是，光學(xué)相干層析系統(tǒng)中低相干光源引發(fā)的額外噪聲的影響，隨著入射到樣品表面的光功率的增大，系統(tǒng)的信噪比會趨于某一個極限值。對于理論分析模型，動態(tài)范圍 DR[22]為： 2 2 22 2 2 2 221[ ( ) 2 ( ) ]x r x r r ePDRB R R P e R R Pv??? ? ? ? ?? ??? ? ? ?? () 由于探測器后續(xù)信號處理電路的附加噪聲較大，系統(tǒng)的動態(tài)范圍隨參考臂的反射率單調(diào)遞增。 動態(tài)范圍 ：可探測的動態(tài)范圍（ Dynamic Range， DR）也是表征 OCT性能的一個主要參數(shù)。 成像速度 ： OCT 系統(tǒng)的成像速度 主要取決于掃描裝置的縱向掃描速度，掃描速度越快，成像速度就越高。 分辨率 ：分辨率是衡量圖像細節(jié)表現(xiàn)力的一個技術(shù)參數(shù)，它影響著生成 圖像的質(zhì)量和使用性能，如果圖像掃描 分辨率過低，會導(dǎo)致輸出圖像的效果非常模糊。因此，在實際應(yīng)用中，應(yīng)當在成像靈敏度和成像最大光功率限制之光學(xué)相干層析技術(shù)的圖像信息處理 12 間折中考慮。 探測生物組織內(nèi)部弱散射光信號的必備條件是光源具有較高的輻 射能量，高的輻射功率可以 帶來更寬的動態(tài)范圍和更高的圖像獲取 靈敏度。 OCT 系統(tǒng)的縱向分辨率 [16]可表示為： 22 l n 2 2 l n 2cLl?? ? ?? ? ? ? () 上式中 cl 表示相干長度， 因此，光源的光譜帶寬直接影響 OCT 系統(tǒng)的縱向分辨率 。因此，近 紅外區(qū)的光在生物組織中的散射和吸收系數(shù)較小，使入射 光 盡可能進入生物組織 縱深 內(nèi)部，使得干涉信號較強， 保證系統(tǒng)具有足夠的成像深度和較大的對比度。對于大多數(shù)的 OCT 系統(tǒng)而言，光源的選取主要是基于以下三個方面的要求 [14]：⑴光源的輻射波長要求在近紅外區(qū)；⑵光源具有較短的相干長度；⑶光源具 有較高的輻射功率。因此外差探測與直接探測相比有更高的探測靈敏度。它是利用縱向掃描在參考 光和信號光之間引入頻率差，形成中頻光拍信號而被探測器所響應(yīng)。其中倍頻分量與和頻分量光學(xué)相干層析技術(shù)的圖像信息處理 9 的振動周期遠小于光電探 測器的響應(yīng)時間，因此無法被接 收 到 ，從而 可以忽略。光學(xué)相干層析技術(shù)的圖像信息處理 8 由相干光強公式 12I I I I? ? ? ?? 可知，光強 I1 和 I2 為定值，沒有攜帶樣品的信息，而干涉項 I?? 攜帶了樣品的信息。由于干涉圖樣和光譜強度之間互為傅里葉正逆變換，在光譜儀的輸出端，將光譜強度進行傅里葉逆變換就可以得到與通過低相干干涉測量法得到的相同信號。上述過程，得到了樣品深度方向（ Z軸）的一維測量 數(shù)據(jù)，再掃描測量平行于樣品表面（ XY 方向）的數(shù)據(jù)，將得到的信號經(jīng)計算機處理，便可得到樣品的立體層析圖像。在低相干光干涉測量中，寬帶光被分開沿著兩個方向傳輸，一束射往樣品，另一束則射在參考 光臂反射鏡上， 參考鏡的位置為已知。 總結(jié)了本文所做的主要工作。 闡述了 OCT 系統(tǒng)的基本原理和 外差探測技術(shù)，并對系統(tǒng) 所用的光源進行了詳細 分析， 最后介紹了 OCT 系統(tǒng)的性能 評價參數(shù) 。論文解決的主要問題是 ：從 OCT 基本原理 和實際實驗過程出發(fā)，分析影響圖像質(zhì)量的因素，主要是圖 像中可能存在的各種噪聲，通過分析噪聲產(chǎn)生的原因和特征 ，給出去除噪聲的算法 ， 并通過實 驗 取得對圖像去噪、平滑等最佳處理效果。但是，在 OCT 系統(tǒng)中，光源、光學(xué)掃描振鏡等都會帶來噪聲； 信號在實際采集、 獲取以及傳輸?shù)倪^程中，也會受到噪聲的污染 ，影響了圖像的視覺觀察。 因此可以提高 對散斑高散射 特 性的噪聲 對比度，很好的消除散斑噪聲。由于噪聲的類型不同，這些方法不能消除所有噪聲的干擾，盡管在一定程度上提高了圖像質(zhì)量，但還是有一定光學(xué)相干層析技術(shù)的圖像信息處理 4 的局限性。但是，從硬件考慮的話，在一定程度上會增加整個系統(tǒng)的成本，而且也不能達到最優(yōu)效果。 光學(xué)相干層析技術(shù)的圖像信息處理 3 OCT 圖像信息處理技術(shù)的 研究 意義 與 現(xiàn)狀 與傳統(tǒng)醫(yī)學(xué)影像技術(shù)相比較， OCT 技術(shù)具有 縱深方向 圖像分辨率高（ 1~15?m） ，可對生物組織無接觸、無損傷、 高動態(tài)范圍（﹥ 100dB） 實時探測成像，且操作簡單、便攜、易于 與 內(nèi)窺鏡結(jié)合等優(yōu)點，因此在眼科、皮膚科、牙科、胃腸以及心血管等生物醫(yī)療檢測領(lǐng)域中具有巨大的應(yīng)用潛力。 鑒于光學(xué)相干層析成像技 術(shù)的諸多優(yōu)勢及其在生物醫(yī)學(xué)領(lǐng)域的重要應(yīng)用，國內(nèi)也積極地開展 研究。 2020年， MIT的研究人員開發(fā)了一種新的激光技術(shù)用于 OCT層析成像 ，他們 對眼睛 視網(wǎng)膜 掃描， 以 生成時間小于 1 秒的高速掃描獲得 高分辨率視網(wǎng)膜三維圖像。 Chen 小組 [2]基于相位分 離技術(shù)，成功地將多普勒光學(xué)相干層析成像應(yīng)用于鮮紅斑痣的激光治療、藥物對血流的影響、 大腦血流分布，以及微流體芯片中流體動態(tài)測量等諸多研究中。 在此后的幾十年間， 國際上在實驗工作方面，已經(jīng)能獲得層析成像達微米量級的空間分辨率，而且也給出了前所未有的動態(tài)時間分辨圖像。 doubletree plex wavelet transformation 暨南大學(xué)本科畢業(yè)設(shè)計 目 錄 1. 緒論 ............................................................................................................. 1 OCT 技術(shù)的國內(nèi)外研究現(xiàn)狀與發(fā)展趨 勢 .................................................................. 1 OCT 圖像信息處理技術(shù)的研究意義與現(xiàn)狀 .............................................................. 3 本文的主要工作 .......................................................................................................... 4 2. 光學(xué)相干層析技術(shù) ..................................................................................... 6 OCT 技術(shù)的基本原理 .................................................................................................. 6 外差探測技術(shù) .............................................................................................................. 7 OCT 系統(tǒng)的光源選擇 ........................................