光學(xué)相干層析技術(shù)的圖像信息處理畢業(yè)論文

畢業(yè)設(shè)計(jì)論文MACROBUTTONMTEditEquationSection2SEQMTEqn\r\hSEQMTSec\r1\hSEQMTChap\r1\h光學(xué)相干層析技術(shù)的圖像信息處理[摘要]光學(xué)相干層析技術(shù)(OpticalCoherenceTomography，簡(jiǎn)稱OCT)是近年來(lái)繼共焦掃描顯微鏡之后發(fā)展起來(lái)的光學(xué)成像技術(shù)，它利用弱相干光干涉儀的基本原理，檢測(cè)生物組織不同深度層面對(duì)弱相干光的背向散射信號(hào)，通過(guò)掃描可得到生物組織的二維或三維圖像。由于OCT系統(tǒng)探測(cè)方法的特性以與被探測(cè)生物組織本身的高散射性，使得OCT圖像存在各種噪聲以與對(duì)比度低等特點(diǎn)，而OCT檢測(cè)最終是通過(guò)圖像信息進(jìn)行診斷，因此提高OCT的成像質(zhì)量非常重要。本文主要對(duì)OCT圖像處理做研究，具有實(shí)際的應(yīng)用價(jià)值。本論文在現(xiàn)有實(shí)驗(yàn)室OCT系統(tǒng)的基礎(chǔ)上，從圖像處理的角度，結(jié)合國(guó)外研究現(xiàn)狀，討論了OCT技術(shù)的基本原理和圖像處理技術(shù)，從圖像的噪聲著手，研究了減小圖像噪聲的算法。小波變換在圖像去噪中具有很好的效果，隨著近幾年的發(fā)展，雙樹(shù)復(fù)小波被廣泛的應(yīng)用于圖像去噪。雙樹(shù)復(fù)小波具有移不變性、多維取向、更小的冗余度，可以保持圖像的相位信息不受損壞。本論文討論了雙樹(shù)復(fù)小波變換，并利用此算法消除噪聲，大大改善了圖像的質(zhì)量，可以基本滿足對(duì)OCT圖像初步分析判斷。但是此算法不能有效的保護(hù)圖像的邊緣特征，需要進(jìn)一步改進(jìn)。[關(guān)鍵詞]光學(xué)相干層析技術(shù)；圖像處理；去除噪聲；雙樹(shù)復(fù)小波變換TheImageProcessingTechniquesinOpticalCoherenceTomographyAbstract:OpticalCoherenceTomographyisanewdevelopingopticalimagetechniquefollowingtheconfocalscanningmicroscopy.Itusesweakcoherentbasicprincipleoftheinterferometertodetectthefeeblecoherentlightback-scatteredfromthedifferentdepthsofbiologicaltissue,andthenthetwoorthree-dimensionaltomographicimagecanbeobtainedbythescanning.Owingtotheweakinherentnatureoftheimagingsystemandthedetectionmethod,OCTsystemsuffersfromdifferentnoiseswhichdegradethequalityoftheimages.TheOCTdiagnosisisfinallyrealizedfromtheimageinformation,therefore,thereisagreatsignificanceinimprovingthequalityoftheimage.BasedontheexperimentalOCTsysteminourlaboratory,theOCTimageprocessingtechniquesarediscussedinthethesis.Withthediscussionoftheavailableimageprocessingtechniquesandtheories,thenoisereductionandcontrastenhancementmethodshavebeenproposed.Wavelettransformhasagoodeffectonimagedenoising,withthedevelopmentinrecentyears,double-treecomplexwavelettransform(DTCWT)iswidelyusedinimagedenoising.Double-treecomplexwavelettransformpossessesshiftinvariant,multi-dimensionalapproach,smallerredundancyandphaseinformationpreservingwithoutimagedamage.TheprincipleoftheDTCWTalgorithmisdiscussedandthevalidityofthealgorithmisverifiedbytheexperiments.ThealgorithmoftheDTCWT,however,cannoteffectivelyprotecttheimageedgefeatures,shouldbefurtherimproved.Keywords:OpticalCoherenceTomography(OCT);imageprocessing;noisereduction;double-treecomplexwavelettransformation目錄TOC\o"1-3"\u1.緒論11.1OCT技術(shù)的國(guó)外研究現(xiàn)狀與發(fā)展趨勢(shì)11.2OCT圖像信息處理技術(shù)的研究意義與現(xiàn)狀31.3本文的主要工作42.光學(xué)相干層析技術(shù)62.1OCT技術(shù)的基本原理62.2外差探測(cè)技術(shù)72.3OCT系統(tǒng)的光源選擇102.4OCT系統(tǒng)的性能評(píng)價(jià)參數(shù)123.OCT圖像的去噪153.1OCT系統(tǒng)的噪聲分析153.1.1掃描噪聲153.1.2探測(cè)器噪聲163.1.3散斑噪聲173.2OCT圖像去噪的算法與實(shí)現(xiàn)183.2.1空間域?yàn)V波法193.2.2變換域?yàn)V波203.2.3OCT圖像處理實(shí)驗(yàn)23結(jié)論25致26參考文獻(xiàn)271.緒論OCT作為一種可靠的活體組織層析成像方法，它可以對(duì)活體組織部微結(jié)構(gòu)產(chǎn)生高分辨率層析圖像，是繼X射線CT、MRI、超聲診斷技術(shù)之后的又一種新的醫(yī)學(xué)層析成像方法，它集半導(dǎo)體激光技術(shù)、光學(xué)技術(shù)、超靈敏探測(cè)技術(shù)和計(jì)算機(jī)圖像處理技術(shù)于一身，能夠?qū)θ梭w、生物體進(jìn)行無(wú)傷害的活體組織檢測(cè)診斷，可獲得生物組織部微結(jié)構(gòu)的高分辨截面圖像。1.1OCT技術(shù)的國(guó)外研究現(xiàn)狀與發(fā)展趨勢(shì)光學(xué)相干層析技術(shù)這個(gè)概念是由美國(guó)麻省理工學(xué)院的HuangD在1991年首次提出，并成功使用光學(xué)相干層析系統(tǒng)對(duì)人眼視網(wǎng)膜和冠狀動(dòng)脈壁中的顯微結(jié)構(gòu)進(jìn)行斷層成像[1]。1993年，演示了人類視網(wǎng)膜的活體光學(xué)相干層析成像。1995年，開(kāi)始眼科的臨床研究。在此后的幾十年間，國(guó)際上在實(shí)驗(yàn)工作方面，已經(jīng)能獲得層析成像達(dá)微米量級(jí)的空間分辨率，而且也給出了前所未有的動(dòng)態(tài)時(shí)間分辨圖像。目前國(guó)際上光學(xué)相干層析成像研究非?；钴S，正朝著功能化和信息特異性方向發(fā)展。通過(guò)不斷的努力，各種功能OCT技術(shù)也相繼誕生。將多普勒技術(shù)與光學(xué)相干層析技術(shù)結(jié)合，可提供生物組織部高分辨血管分布和血流速度分布圖像。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(duì)血流的影響、大腦血流分布，以與微流體芯片中流體動(dòng)態(tài)測(cè)量等諸多研究中。偏振光學(xué)相干層析成像利用光的矢量特性探測(cè)生物組織部的雙折射分布信息。為克服自由空間系統(tǒng)應(yīng)用的局限性，JohannesdeBoer小組[3]開(kāi)創(chuàng)了基于單模光纖的偏振光學(xué)相干層析成像研究。光譜光學(xué)相干層析成像依據(jù)生物組織不同成分對(duì)光譜成分與散射特性的差異來(lái)構(gòu)筑光譜層析圖像[4]。2007年，MIT的研究人員開(kāi)發(fā)了一種新的激光技術(shù)用于OCT層析成像，他們對(duì)眼睛視網(wǎng)膜掃描，以生成時(shí)間小于1秒的高速掃描獲得高分辨率視網(wǎng)膜三維圖像。這種技術(shù)在縱向掃描的基礎(chǔ)上通過(guò)橫向掃描圖像合成，克服了傳統(tǒng)OCT圖像受成像速度和無(wú)意識(shí)的運(yùn)動(dòng)如眨眼等因素限制的影響。但是，由于患者通常維持不眨眼的時(shí)間一般為一秒鐘，因此獲得三維掃描數(shù)據(jù)的總量仍然有限[5]。慕尼黑大學(xué)的RobertHuber以與MIT的研究人員進(jìn)行的視網(wǎng)膜掃描，可達(dá)到每秒鐘23.6萬(wàn)行，比之前所用的OCT技術(shù)提高了十倍[6]。鑒于光學(xué)相干層析成像技術(shù)的諸多優(yōu)勢(shì)與其在生物醫(yī)學(xué)領(lǐng)域的重要應(yīng)用，國(guó)也積極地開(kāi)展研究。國(guó)首臺(tái)OCT裝置由清華大學(xué)研制成功，并利用這臺(tái)裝置獲得了清晰的生物樣品OCT圖像[7]。清華大學(xué)物理系早在1994年就開(kāi)始研究OCT技術(shù)，在學(xué)校和科學(xué)基金的資助下，研制成我國(guó)第一臺(tái)OCT裝置，并對(duì)兔眼、植物組織、血管等樣品做了實(shí)驗(yàn)，取得了成功。國(guó)其它單位研究OCT技術(shù)的工作有：華中科技大學(xué)OCT實(shí)驗(yàn)室對(duì)OCT軸向圖像的形成機(jī)理與傳遞函數(shù)進(jìn)行了剖析；中科院光機(jī)所在共焦掃描成像理論研究的基礎(chǔ)上對(duì)OCT進(jìn)行了實(shí)驗(yàn)研究；南開(kāi)大學(xué)光電子中心對(duì)1300nm的光學(xué)層析成像與生物組織折射率進(jìn)行了研究；大學(xué)建立了OCT系統(tǒng)，利用蒙卡進(jìn)行了模擬OCT圖像方面的研究[8]。1.2OCT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（1~15m），可對(duì)生物組織無(wú)接觸、無(wú)損傷、高動(dòng)態(tài)圍（﹥100dB）實(shí)時(shí)探測(cè)成像，且操作簡(jiǎn)單、便攜、易于與窺鏡結(jié)合等優(yōu)點(diǎn)，因此在眼科、皮膚科、牙科、胃腸以與心血管等生物醫(yī)療檢測(cè)領(lǐng)域中具有巨大的應(yīng)用潛力。生物醫(yī)學(xué)影像是輔助醫(yī)生診斷疾病的重要工具之一，其最終的圖像質(zhì)量將真正決定該技術(shù)的實(shí)用價(jià)值。由于生物組織本身的特點(diǎn)以與OCT技術(shù)在的一些特點(diǎn)，使得OCT圖像存在噪聲等影響成像質(zhì)量的問(wèn)題。提高OCT成像質(zhì)量可以分為兩個(gè)主要工作：一是對(duì)成像系統(tǒng)設(shè)備的改進(jìn)，比如采用寬帶光源、高信噪比的光電探測(cè)設(shè)備以與線性掃描裝置等；其次是成像后對(duì)數(shù)字信號(hào)或數(shù)字圖像的后續(xù)處理。但是，從硬件考慮的話，在一定程度上會(huì)增加整個(gè)系統(tǒng)的成本，而且也不能達(dá)到最優(yōu)效果。在實(shí)際光學(xué)相干層析系統(tǒng)中，光源、光電檢測(cè)電路、掃描振鏡等硬件會(huì)不可避免帶來(lái)噪聲，高散射生物組織本身的吸收和散射使得OCT圖像中主要存在散斑等噪聲以與圖像對(duì)比度下降，因此改善圖像質(zhì)量，提高OCT圖像可讀性，即用圖像處理方法對(duì)圖像進(jìn)行預(yù)處理成為OCT技術(shù)研究的一個(gè)重要方向。OCT圖像的去噪一直是OCT技術(shù)圖像處理的主要研究容。1997年S.H.Xiang報(bào)道了專門針對(duì)OCT圖像中的散斑去除的非線性小波軟閾值方法[9]，之后圖像處理方法被廣泛用于噪聲的去除，其中主要是設(shè)計(jì)各種濾波器，包括在時(shí)域中的濾波器和變換域中的濾波器，有均值濾波器、中值濾波器、低通濾波器、維納濾波器等。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，但還是有一定的局限性。OCT圖像中主要存在的散斑等噪聲，這些方法去噪去噪效果均不太理想。由于小波域自身的優(yōu)點(diǎn)而在OCT圖像處理中用的最多。與傳統(tǒng)的去噪方法相比，它利用的是非線性域值，在時(shí)間域和頻率域同時(shí)具有良好的局部化性質(zhì)，而且時(shí)窗和頻窗的大小可以調(diào)節(jié)，對(duì)高頻成分采用逐漸精細(xì)的時(shí)域和空域取樣步長(zhǎng)，從而可以聚焦到對(duì)象的任意細(xì)節(jié)。因此可以提高對(duì)散斑高散射特性的噪聲對(duì)比度，很好的消除散斑噪聲。雙樹(shù)復(fù)小波變換在保留了復(fù)小波其它諸多優(yōu)點(diǎn)的同時(shí)，保證了完全重構(gòu)性。雙樹(shù)復(fù)小波變換具有移不變性、多維度取向、更小的冗余度，可在各子帶中保留圖像中局部主方向的有用信息而濾除其它方向的噪聲，是一種高效的圖像噪聲處理算法，相信在今后幾年會(huì)得到廣泛的應(yīng)用。1.3本文的主要工作OCT技術(shù)因?yàn)槠鋵?duì)生物組織無(wú)損傷、具有高分辨率、高探測(cè)靈敏度等優(yōu)點(diǎn)，在生物醫(yī)學(xué)和材料科學(xué)等領(lǐng)域，尤其是對(duì)生物組織活體檢測(cè)具有誘人的應(yīng)用前景。但是，在OCT系統(tǒng)中，光源、光學(xué)掃描振鏡等都會(huì)帶來(lái)噪聲；信號(hào)在實(shí)際采集、獲取以與傳輸?shù)倪^(guò)程中，也會(huì)受到噪聲的污染，影響了圖像的視覺(jué)觀察。由于圖像中存在噪聲干擾，圖像變得不清晰，破壞了圖像的邊緣特征，甚至使圖像面目全非，給醫(yī)學(xué)診斷帶來(lái)了難度。因此，必須對(duì)含噪圖像進(jìn)行預(yù)處理，濾除圖像中的噪聲，保護(hù)圖像的有效信息，改善圖像質(zhì)量。本論文在已經(jīng)建立的OCT實(shí)驗(yàn)系統(tǒng)的基礎(chǔ)上，對(duì)樣品進(jìn)行相干層析成像，并通過(guò)軟件進(jìn)行去噪。論文解決的主要問(wèn)題是：從OCT基本原理和實(shí)際實(shí)驗(yàn)過(guò)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(guò)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(guò)實(shí)驗(yàn)取得對(duì)圖像去噪、平滑等最佳處理效果。論文的主要容如下：一、緒論。主要是回顧OCT技術(shù)的發(fā)展歷史與現(xiàn)狀，介紹了OCT圖像處理現(xiàn)有的一些方法，闡述了OCT圖像處理的研究意義，并對(duì)本論文的主要容和安排做了介紹。二、光學(xué)相干層析技術(shù)。闡述了OCT系統(tǒng)的基本原理和外差探測(cè)技術(shù)，并對(duì)系統(tǒng)所用的光源進(jìn)行了詳細(xì)分析，最后介紹了OCT系統(tǒng)的性能評(píng)價(jià)參數(shù)。三、OCT圖像去噪處理。分析了OCT系統(tǒng)中存在的各種噪聲源與產(chǎn)生的原因，并討論常用的去除噪聲的方法，最后研究了在小波域中去除噪聲的方法，進(jìn)行了相關(guān)實(shí)際圖像去噪實(shí)驗(yàn)，取得對(duì)比結(jié)果。四、總結(jié)。總結(jié)了本文所做的主要工作。2.光學(xué)相干層析技術(shù)2.1OCT技術(shù)的基本原理OCT技術(shù)是在光學(xué)低相干領(lǐng)域反射測(cè)量的基礎(chǔ)上發(fā)展起來(lái)的，在低相干光的技術(shù)中，從樣品反射回來(lái)的光的相干特性提供了因?yàn)闃悠分械姆瓷浜蜕⑸浣Y(jié)構(gòu)的存在而導(dǎo)致的時(shí)間延遲信息。這個(gè)延遲信息可以用來(lái)定位部結(jié)構(gòu)的縱向位置。OCT系統(tǒng)通過(guò)一系列的橫向定位來(lái)實(shí)現(xiàn)多個(gè)縱向掃描，從而提供樣品反射結(jié)構(gòu)的二維分布圖，圖2.1為OCT系統(tǒng)的工作原理框圖：圖2.1OCT系統(tǒng)的工作原理圖標(biāo)準(zhǔn)時(shí)域OCT系統(tǒng)的核心是邁克爾遜干涉儀。在低相干光干涉測(cè)量中，寬帶光被分開(kāi)沿著兩個(gè)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。參考鏡的反射光（參照光）和從樣品各層面反射回來(lái)的光（信號(hào)光）脈沖序列在光電探測(cè)器上會(huì)合。當(dāng)參考光脈沖和信號(hào)光脈沖序列中的某一個(gè)脈沖同時(shí)到達(dá)探測(cè)器表面，則會(huì)產(chǎn)生光學(xué)干涉現(xiàn)象。調(diào)節(jié)移動(dòng)參考鏡，使參考光分別與樣品不同結(jié)構(gòu)處反射回來(lái)的信號(hào)光產(chǎn)生干涉，同時(shí)分別記錄下相應(yīng)的參考鏡的空間位置，這些位置便反映了樣品不同結(jié)構(gòu)處的空間位置。上述過(guò)程，得到了樣品深度方向（Z軸）的一維測(cè)量數(shù)據(jù)，再掃描測(cè)量平行于樣品表面（X-Y方向）的數(shù)據(jù)，將得到的信號(hào)經(jīng)計(jì)算機(jī)處理，便可得到樣品的立體層析圖像。時(shí)域OCT一般通過(guò)移動(dòng)參考鏡來(lái)實(shí)現(xiàn)光學(xué)延遲。與時(shí)域OCT相比，近幾年發(fā)展的頻域OCT中，直接測(cè)量的是干涉信號(hào)的光譜，它只需橫向掃描，而相對(duì)耗時(shí)的縱向掃描則由光譜測(cè)量所取代。根據(jù)衍射層析成像（Diffractiontomography）的相關(guān)理論，介質(zhì)散射勢(shì)與被接收到的散射場(chǎng)信號(hào)之間存在傅里葉變換關(guān)系，即(2.1)式中為散射勢(shì)能，為由樣品返回的背向散射場(chǎng)的光譜。由于干涉圖樣和光譜強(qiáng)度之間互為傅里葉正逆變換，在光譜儀的輸出端，將光譜強(qiáng)度進(jìn)行傅里葉逆變換就可以得到與通過(guò)低相干干涉測(cè)量法得到的一樣信號(hào)。因此，樣品不同深度的信息通過(guò)對(duì)所測(cè)光譜的傅里葉逆變換便可得到[10]。2.2外差探測(cè)技術(shù)由于生物組織散射的信號(hào)非常微弱，只有入射光的10-10~10-13[11]，OCT系統(tǒng)一般采用光學(xué)外差探測(cè)方法獲取信號(hào)。對(duì)于高分辨率系統(tǒng)來(lái)說(shuō)，還要對(duì)干涉信號(hào)的細(xì)節(jié)進(jìn)行檢測(cè)，這對(duì)探測(cè)系統(tǒng)的靈敏度提出更苛刻的要求。由相干光強(qiáng)公式可知，光強(qiáng)I1和I2為定值，沒(méi)有攜帶樣品的信息，而干涉項(xiàng)攜帶了樣品的信息。因此，最好直接探測(cè)干涉項(xiàng)，引入外差探測(cè)技術(shù)就可實(shí)現(xiàn)這一點(diǎn)并大大提高系統(tǒng)的探測(cè)靈敏度。外差探測(cè)技術(shù)利用多普勒效應(yīng)或相位調(diào)制技術(shù)，在參考光和樣品光之間引入高頻位相調(diào)制，以實(shí)現(xiàn)干涉信號(hào)的載頻。令入射到探測(cè)器上的信號(hào)光為Es，參考光為Er,(2.2)(2.3)那么到探測(cè)器光敏單元上兩束光疊加時(shí)的總輻射場(chǎng)[12]：(2.4)根據(jù)探測(cè)器的平方律特性，探測(cè)器的響應(yīng)（電壓或電流）與入射輻射場(chǎng)振幅的平方成正比，(2.5)在上式中K為探測(cè)器的光電靈敏度，混頻后的光電信號(hào)包含有直流分量、差頻分量、和頻分量和倍頻分量。其中倍頻分量與和頻分量的振動(dòng)周期遠(yuǎn)小于光電探測(cè)器的響應(yīng)時(shí)間，因此無(wú)法被接收到，從而可以忽略。對(duì)于差頻分量，只有該項(xiàng)的頻率差小于光電探測(cè)器的截止響應(yīng)頻率時(shí)，探測(cè)器則有相應(yīng)的交流信號(hào)輸出。此時(shí)的探測(cè)器的輸出信號(hào)為：(2.6)根據(jù)光頻差的獲得和差頻信號(hào)檢測(cè)方式的不同，差頻檢測(cè)大致分為三種類型：參量調(diào)頻法、固定頻移法和直接調(diào)頻法。OCT系統(tǒng)采用的就是固定頻移法（光學(xué)超外差法）外差檢測(cè)方式。它是利用縱向掃描在參考光和信號(hào)光之間引入頻率差，形成中頻光拍信號(hào)而被探測(cè)器所響應(yīng)。而樣品臂各深度的反射光信號(hào)與參考光相干形成的干涉信號(hào)，被調(diào)制到這個(gè)中頻載波信號(hào)上，通過(guò)調(diào)解恢復(fù)原始的干涉信號(hào)強(qiáng)度，因而得到生物組織縱深各點(diǎn)掃描的輪廓。采用外差探測(cè)，探測(cè)的是干涉信號(hào)，其光強(qiáng)幅度(2.7)式中Ps和Pr分別表示信號(hào)光和參考光的功率，對(duì)于直接探測(cè)方式，系統(tǒng)探測(cè)的信號(hào)為。它們的信號(hào)轉(zhuǎn)換功率增益為(2.8)通常情況下，G可高達(dá)。因此外差探測(cè)與直接探測(cè)相比有更高的探測(cè)靈敏度。同時(shí)，系統(tǒng)中的干涉信號(hào)是頻率為調(diào)頻差的交流信號(hào)，能夠有效的放大信號(hào)，進(jìn)一步提高信噪比；在光外差探測(cè)法中，光探測(cè)器差頻輸出的振幅、頻率、相位都隨信號(hào)光的振幅、頻率、相位而變化，光學(xué)外差探測(cè)法可獲得光信號(hào)更加豐富的信息；光學(xué)外差探測(cè)系統(tǒng)能有效的濾除雜散背景光，因此光外差探測(cè)法具有良好的濾波性能等優(yōu)點(diǎn)[13]。2.3OCT系統(tǒng)的光源選擇在OCT系統(tǒng)中，光源的選擇是非常重要的，因?yàn)樗鼪Q定了系統(tǒng)的性能參數(shù)，例如系統(tǒng)的縱向分辨率。OCT系統(tǒng)光源的選擇主要從波長(zhǎng)、帶寬、功率、穩(wěn)定性等幾個(gè)方面考慮。對(duì)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(gè)方面的要求[14]：⑴光源的輻射波長(zhǎng)要求在近紅外區(qū)；⑵光源具有較短的相干長(zhǎng)度；⑶光源具有較高的輻射功率。光源的輻射波長(zhǎng)要求在近紅外區(qū)主要是由成像生物組織的吸收和散射特性決定的。在醫(yī)學(xué)檢測(cè)領(lǐng)域，探測(cè)深度是非常重要的一個(gè)參數(shù)，OCT系統(tǒng)的成像穿透深度主要取決于輻射光波的波長(zhǎng)和光源能量。對(duì)于生物組織特別是對(duì)于軟組織來(lái)說(shuō)，吸收系數(shù)和散射系數(shù)隨著波長(zhǎng)的增加而減少。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(jìn)入生物組織縱深部，使得干涉信號(hào)較強(qiáng)，保證系統(tǒng)具有足夠的成像深度和較大的對(duì)比度。另一方面，考慮到樣品光經(jīng)樣品散射后非常微弱，還必須盡可能的減少光在光纖傳輸中的損耗，我們選用中心波長(zhǎng)為1550nm的光源，這個(gè)波段的傳輸窗口是現(xiàn)代光纖通信領(lǐng)域的三個(gè)傳輸窗口之一[15]，符合現(xiàn)代發(fā)展趨勢(shì)，而且對(duì)生物組織幾乎沒(méi)有損傷。光源需要短的相干長(zhǎng)度，這實(shí)際上是由光源的時(shí)間相干函數(shù)和縱向點(diǎn)擴(kuò)散函數(shù)之間的關(guān)系決定的。光源的時(shí)間相關(guān)性決定了OCT技術(shù)的縱向分辨率，光源的相干長(zhǎng)度反比于光源光譜帶寬，可以表示為：(2.9)其中為相干長(zhǎng)度，c為光速，為相干時(shí)間，，比例系數(shù)a與譜型有關(guān)，為光源中心波長(zhǎng)，和分別為光源的頻寬和譜寬半峰全寬（簡(jiǎn)稱FWHM）。OCT系統(tǒng)的縱向分辨率[16]可表示為：(2.10)上式中表示相干長(zhǎng)度，因此，光源的光譜帶寬直接影響OCT系統(tǒng)的縱向分辨率。一般而言，光源光譜帶寬越寬，OCT系統(tǒng)的分辨率和對(duì)比度就越好。同時(shí)，為了獲得更好的分辨率和對(duì)比度，還必須注意對(duì)樣品臂和參考臂光學(xué)色散的匹配，以與對(duì)生物組織部散射而引起的聚焦光束的色差給予補(bǔ)償。除了光源的寬帶以外，光源光譜形狀以與光譜的平滑程度，也是影響OCT成像的至關(guān)重要的因素，它們不僅影響著系統(tǒng)的分辨率，也對(duì)系統(tǒng)的動(dòng)態(tài)圍有一定的影響，不平滑的光譜會(huì)引起自相關(guān)函數(shù)的旁瓣，這些旁瓣不能通過(guò)帶通濾波去掉，會(huì)降低圖像的對(duì)比度[17]。探測(cè)生物組織部弱散射光信號(hào)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(lái)更寬的動(dòng)態(tài)圍和更高的圖像獲取靈敏度。由于干涉信號(hào)光電流與物體反射回來(lái)的光功率的平方根成正比，這樣伴隨著光源光功率的增加，系統(tǒng)能夠獲得更多的來(lái)自生物組織部的后向散射光，也就可以獲得更好的層析圖像。然而，對(duì)于OCT系統(tǒng)而言，光源的輻射功率并非一定是越高越好，因?yàn)閷?duì)于生物組織成像，光源的光功率要受到成像對(duì)象所能承受的最大光功率的限制。并且功率過(guò)高的光源會(huì)帶來(lái)額外的噪聲。因此，在實(shí)際應(yīng)用中，應(yīng)當(dāng)在成像靈敏度和成像最大光功率限制之間折中考慮。目前，超輻射發(fā)光二極管，即SLD光源，是使用最為普遍的一類寬帶光源，它的輻射發(fā)光是由自發(fā)放大輻射引起的，具有較低的時(shí)間相干性和較高的空間相干性，同時(shí)它具有較高的輻射功率，價(jià)格又比較適中，有很高的性價(jià)比，但是它的輸出功率較低。自發(fā)輻射放大光源以與高功率、寬光譜帶寬的飛秒激光器也可以作為OCT光源。2.4OCT系統(tǒng)的性能評(píng)價(jià)參數(shù)評(píng)價(jià)OCT系統(tǒng)性能的參數(shù)主要包括分辨率、成像深度、成像速度、成像對(duì)比度以與動(dòng)態(tài)圍和信噪比，下面對(duì)幾個(gè)參數(shù)進(jìn)行逐一分析[18]。分辨率：分辨率是衡量圖像細(xì)節(jié)表現(xiàn)力的一個(gè)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(guò)低，會(huì)導(dǎo)致輸出圖像的效果非常模糊。在OCT系統(tǒng)中，我們要探測(cè)生物組織的樣品信息，最好生成的圖像要保持一定的清晰度，因此對(duì)分辨率的要求較高。在OCT系統(tǒng)中，低相干光源的帶寬決定了系統(tǒng)的軸向分辨率，系統(tǒng)橫向分辨率則由成像探頭的聚焦光斑決定。成像深度：在OCT系統(tǒng)中，我們對(duì)所要探測(cè)的樣品組織要有一定成像深度的要求，由于OCT技術(shù)的領(lǐng)域主要是用于探測(cè)活體組織，例如眼球，由于眼球是透明組織，選取合適的波長(zhǎng)，其成像深度可以達(dá)到2cm，而對(duì)于皮膚等高散射性組織，其成像深度可以達(dá)到2~3mm[19]。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。由于OCT系統(tǒng)探測(cè)的生物組織大部分是活體組織，因而對(duì)成像速度要求很高，如果成像速度不夠快就會(huì)因?yàn)榛铙w組織的蠕動(dòng)影響圖像的分辨率。成像對(duì)比度：對(duì)比度指的是一幅圖像中明暗區(qū)域最亮的白和最暗的黑之間不同亮度層級(jí)的測(cè)量，差異圍越大代表對(duì)比度越大，目前，增加圖像對(duì)比度對(duì)獲取組織的功能信息參數(shù)起著越來(lái)越重要的作用。提高成像的對(duì)比度主要是從后續(xù)的圖像信息處理著手。動(dòng)態(tài)圍：可探測(cè)的動(dòng)態(tài)圍（DynamicRange，DR）也是表征OCT性能的一個(gè)主要參數(shù)。因?yàn)镺CT的主要用途是用來(lái)對(duì)生物組織，以與人體的醫(yī)學(xué)病理進(jìn)行測(cè)量，因此，對(duì)于強(qiáng)散射的樣品如皮膚組織來(lái)說(shuō)，要求OCT系統(tǒng)必須有很高的動(dòng)態(tài)測(cè)量圍，這樣才能滿足生物樣品的成像要求[20]。如果OCT系統(tǒng)的靈敏度是令SNR=1時(shí)信號(hào)光對(duì)應(yīng)的反射率，即系統(tǒng)最小可探測(cè)量[21]。由于Rs最大值是1，系統(tǒng)的動(dòng)態(tài)圍可表示為的最大值與最小可探測(cè)量的比值。對(duì)于理論分析模型，動(dòng)態(tài)圍DR[22]為：(2.11)由于探測(cè)器后續(xù)信號(hào)處理電路的附加噪聲較大，系統(tǒng)的動(dòng)態(tài)圍隨參考臂的反射率單調(diào)遞增。信噪比：信噪比是表征系統(tǒng)獲得高質(zhì)量圖像的能力，與成像速度相互制約，提高信噪比就意味著降低成像速度。通常通過(guò)采用基于光柵的快掃描延遲線，將延遲線的群速度和相速度分開(kāi)獨(dú)立控制，以改善信噪比和成像速度的關(guān)系。一般情況下，一個(gè)系統(tǒng)的信噪比近似地與入射光功率成正比，與系統(tǒng)的帶寬成反比[23,24]。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(huì)趨于某一個(gè)極限值。在圖像處理中，通常用峰值信噪比（peaksignaltonoiseratio,PSNR）來(lái)評(píng)價(jià)圖像質(zhì)量[5]，其計(jì)算公式(2.12)其中MSE（meansquareerror）是原圖像與處理圖像的均方誤差，如下式表示：(2.13)以上幾個(gè)參數(shù)在搭建OCT系統(tǒng)時(shí)非常重要，分辨率、信噪比決定了整個(gè)系統(tǒng)的優(yōu)劣，成像速度與成像深度決定了OCT技術(shù)的推廣和延伸。但是這些參數(shù)并不能同時(shí)滿足要求，有些甚至相互制約，因此，在搭建系統(tǒng)之前要衡量系統(tǒng)的技術(shù)參數(shù)，看實(shí)驗(yàn)中所搭建的系統(tǒng)是否滿足要求，需要不斷調(diào)試系統(tǒng)，使之滿足成像要求。3.OCT圖像去噪在OCT系統(tǒng)中由于組織的高散射性、掃描和光電檢測(cè)的非線性、光源和電路的量子干擾，系統(tǒng)中存在著多種噪聲，使得圖像失真、分辨率下降，影響了成像的清晰度。此外，信號(hào)光隨光程差分布曲線在非等光程點(diǎn)，會(huì)出現(xiàn)相干信號(hào)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(xì)節(jié)并判斷其穿透深度，從而無(wú)法做出正確的醫(yī)學(xué)判斷。為了提高OCT系統(tǒng)的成像質(zhì)量，必須通過(guò)硬件或軟件的方法消除噪聲的影響。本章將介紹OCT系統(tǒng)中存在的各種噪聲以與常用的消除OCT噪聲的方法[25~28]。3.1OCT系統(tǒng)的噪聲分析OCT成像過(guò)程中，由于系統(tǒng)中存在各種噪聲干擾，使光電流的變化出現(xiàn)異常，而圖像的灰度與弱相干光對(duì)應(yīng)的電信號(hào)成比例，因此光電流的異常造成圖像清晰度變差。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(cè)器噪聲、光源的噪聲和電路的噪聲等。噪聲的來(lái)源為生物組織、掃描機(jī)構(gòu)、光源和電路等。3.1.1掃描噪聲掃描噪聲是由參考臂中時(shí)間延遲線的運(yùn)動(dòng)而引起的。OCT系統(tǒng)參考臂大多數(shù)采用機(jī)械掃描，也有采用壓電瓷完成縱向掃描的。機(jī)械掃描過(guò)程可能對(duì)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(shí)產(chǎn)生運(yùn)動(dòng)模糊；②縱向掃描速度不均勻?qū)е碌牟蓸狱c(diǎn)抖動(dòng)；③同步位置傳感器受干擾或重復(fù)性差導(dǎo)致的掃描錯(cuò)位。掃描器在深度方向掃描時(shí)，由于多普勒效應(yīng)將信號(hào)調(diào)制到中心頻率處，多普勒頻移為，避開(kāi)了直流分量和低頻噪聲的干擾。但是在產(chǎn)生調(diào)制的同時(shí)，它還在深度方向上起掃描作用，因此它運(yùn)動(dòng)的快慢將影響信號(hào)的帶寬。信號(hào)帶寬由掃描速度決定，帶通濾波器帶寬的選擇既要保證系統(tǒng)具有較高的分辨率，又要具有很高的靈敏度，最佳帶寬為，為了不喪失深度方向的分辨率，既要區(qū)分深度方向上相距的兩個(gè)峰，也要使系統(tǒng)的帶寬大于信號(hào)帶寬。若掃描速度不穩(wěn)，就會(huì)引起多普勒頻移改變、信號(hào)頻帶中心頻率偏移，這樣使圖像信號(hào)受到干擾，圖像出現(xiàn)噪聲。一旦頻帶偏移超出濾波器的帶寬，頻帶受損，中心頻率偏離帶寬中心，超出帶寬的信號(hào)就會(huì)被濾除，則信號(hào)強(qiáng)度減弱，圖像的列中突然變亮或變暗，在行上表現(xiàn)出亮線或暗線。掃描噪聲與OCT系統(tǒng)結(jié)構(gòu)有關(guān)，通過(guò)精心調(diào)整系統(tǒng)，保證參考光程的線性變化，在很大程度上能消除掃描噪聲；另外也可采取后續(xù)圖像處理算法，來(lái)提高圖像的信噪比。3.1.2探測(cè)器噪聲探測(cè)器噪聲是指光電探測(cè)器在將光信號(hào)轉(zhuǎn)化為電信號(hào)的過(guò)程中引入的噪聲。它主要可分為散粒噪聲、熱噪聲和低頻噪聲三大類[29]。⑴散粒噪聲散粒噪聲是一種在光電子發(fā)射器件和光伏型探測(cè)器中出現(xiàn)的噪聲，是由電子的離散特性與運(yùn)動(dòng)的隨機(jī)性引起的噪聲。當(dāng)用光功率穩(wěn)定的單色光源發(fā)出的光照射探測(cè)器時(shí)，由于光的量子特性，每一瞬間到達(dá)探測(cè)器的光子數(shù)是隨機(jī)的，因此光激發(fā)的載流子也是隨機(jī)的，其光電時(shí)間的統(tǒng)計(jì)是一泊松過(guò)程，由此引起的光電流變化即為散粒噪聲。⑵熱噪聲熱噪聲存在于任何導(dǎo)體與半導(dǎo)體中，它是由于載流子的熱運(yùn)動(dòng)而引起電流或電壓的隨機(jī)起伏。熱噪聲的均方電流和均方電壓由下式?jīng)Q定：(3.1)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，為所取得通帶寬度。熱噪聲屬于白噪聲，降低溫度和通帶，可減少熱噪聲功率。⑶低頻噪聲低頻噪聲主要出現(xiàn)在大約1kHz以下的低頻頻域，而且與光輻射的調(diào)制頻率f成反比，所以又稱為噪聲。探測(cè)器表面工藝狀態(tài)對(duì)低頻噪聲影響很大。幾乎所有的探測(cè)器都存在這種噪聲。由于低頻噪聲一般按的規(guī)律隨著頻率的增加快速衰減，而OCT系統(tǒng)采用交流信號(hào)探測(cè)，并且干涉項(xiàng)的載頻一般在10kHz以上，所以低頻噪聲對(duì)OCT系統(tǒng)的影響很小。3.1.3散斑噪聲散斑是由隨機(jī)相位的散射光波干涉疊加所產(chǎn)生的，在OCT系統(tǒng)中散斑由樣品光產(chǎn)生。散斑噪聲使圖像像素振幅隨機(jī)化分布，產(chǎn)生模糊的粒狀分布結(jié)構(gòu)，使圖像的細(xì)微特征變得模糊，只能從中分辨圖像的大致輪廓。散斑是經(jīng)由不同粒子面散射的光振動(dòng)在空間相遇時(shí)發(fā)生的干涉形成的，具有無(wú)規(guī)則分布顆粒狀結(jié)構(gòu)的衍射圖樣。OCT系統(tǒng)把大量雜散光和其它層面的光排除在外，只有與參考光束光程差在相干長(zhǎng)度圍的散射光才能與參考光相干成為OCT圖像信號(hào)，也只有符合這些條件的散射光才能形成散斑。高散射生物組織中，在相干長(zhǎng)度，存在大量的散射顆粒截面，而被光電探測(cè)器接收的干涉光中既有單次背向散射光，又有多次散射光，光電探測(cè)器上會(huì)有相當(dāng)數(shù)量的具有光程差的相干散射光束同時(shí)到達(dá)，產(chǎn)生高斯包絡(luò)的具有相位差的交變電信號(hào)，它們彼此相干疊加就形成了散斑。不僅大量散射顆粒形成多次散射，使散射波前形成復(fù)雜的畸變可形成散斑；在相干長(zhǎng)度不同深度截面上的散射光，由于光程差引起的相位差已經(jīng)構(gòu)成了散斑生產(chǎn)的條件，也會(huì)形成散斑。另外生物組織一定的空間頻率分布，相當(dāng)于一個(gè)帶通濾波器，光照時(shí)必然會(huì)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]。OCT系統(tǒng)成像時(shí)，散斑現(xiàn)象是不可避免的，且散斑噪聲與信號(hào)是共存的。除了光學(xué)特性和物體的移動(dòng)，光源的尺寸、時(shí)間相關(guān)性、傳播光束的漫反射和相位偏移、探測(cè)器的尺寸等均會(huì)影響散斑。目前，針對(duì)如何減小OCT散斑噪聲的方法除了偏振混合法，空域混合法，頻域混合法[32-34]外，還有去卷積算法，小波變換法，自適應(yīng)濾波[35]等信號(hào)處理算法，這些方法雖然能減少散斑噪聲，但同時(shí)也犧牲了圖像的分辨率。3.2OCT圖像去噪的算法與實(shí)現(xiàn)在OCT技術(shù)發(fā)展的過(guò)程中，探索了很多減弱噪聲的方法。通過(guò)改進(jìn)系統(tǒng)，能降低或消除一部分噪聲，如掃描噪聲和探測(cè)器噪聲，但散斑與系統(tǒng)中的白噪聲是不可能消除的，因此需要對(duì)成像做進(jìn)一步的處理。目前使用的去除散斑噪聲的方法主要有偏振合成法、空域合成法、頻域合成法和數(shù)字信號(hào)處理方法；而去除白噪聲等其它噪聲的方法一般采用常用的濾波器，如中值濾波器等來(lái)去除。在實(shí)際情況中，很難準(zhǔn)確的把噪聲的種類分辨出來(lái)，因此文中在去噪過(guò)程中不考慮單一種類噪聲的去除，而是綜合的對(duì)圖像中的噪聲用數(shù)字圖像處理方法進(jìn)行去除。3.2.1空間域?yàn)V波法當(dāng)OCT系統(tǒng)中的硬件發(fā)展到一定水平時(shí)，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。用于OCT圖像的空間域?yàn)V波方法包括定向掩膜變化法[36]和常見(jiàn)的幾種數(shù)字濾波器如中值濾波器、對(duì)稱最近鄰域?yàn)V波器等。連續(xù)應(yīng)用定向的掩膜來(lái)選擇所有輸出信號(hào)的最大值的方法被稱為RotatingKernelTransformstion濾波器，該濾波器可以在去除噪聲的同時(shí)增強(qiáng)圖像的結(jié)構(gòu)，使得邊緣更容易識(shí)別。2007年A.Ozcan等人[37]總結(jié)分析了各種濾波器在OCT圖像的去噪效果與在去噪過(guò)程中的優(yōu)勢(shì)和劣勢(shì)。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(diǎn)的同時(shí)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(hào)；對(duì)稱最近鄰濾波器是在一個(gè)平滑的區(qū)域把空間對(duì)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(diǎn)是不需要確定平滑域邊緣位置和方向，因此可以節(jié)約運(yùn)行時(shí)間并且降低復(fù)雜性。3.2.2變換域?yàn)V波變換域?yàn)V波是將圖像通過(guò)各種變化轉(zhuǎn)化到相關(guān)頻率域?yàn)V波的過(guò)程。變換域噪聲去噪的基本原理是在變換域用閾值來(lái)收縮變換系數(shù)，對(duì)不同的頻率成分進(jìn)行分別處理。常使用的變換域是傅里葉濾波和小波域?yàn)V波。I-divergenceregulartion[38]（I型散度規(guī)整化）是基于最小均方根原理，利用CsiszarI-divergence矩形對(duì)圖像進(jìn)行規(guī)整化的一種傅里葉域?yàn)V波器，這種方法可以在降低噪聲時(shí)避免圖像的模糊，使得細(xì)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。2004年DesmondC.Adler等人[35]應(yīng)用自適應(yīng)小波域?yàn)V波器把OCT圖像中的信噪比提高了7dB，而邊緣的銳度降低率控制在3%以，證明了小波方法在OCT圖像的噪聲去除中有很好的作用。小波方法的特點(diǎn)是多維分解。首先，許多信號(hào)基于小波基的分解后被明顯的簡(jiǎn)化為我們熟識(shí)的圖像分布；其次，噪聲可以在不同維度和不同方向上分解出來(lái)；最后，我們可以根據(jù)需要在不同維度和不同方向復(fù)原原始信號(hào)而不丟失重要的細(xì)節(jié)信息。雙樹(shù)復(fù)小波（DTCWT）就是在這種背景下發(fā)展起來(lái)的。1998年，Kingsbury提出了雙樹(shù)復(fù)小波變換，在保留了復(fù)小波其它諸多優(yōu)點(diǎn)的同時(shí)，保證了完全重構(gòu)性。雙樹(shù)復(fù)小波變換具有移不變性、多維度取向、更小的冗余度，在各子帶中保留圖像中局部主方向的信息而濾除其它方向的噪聲，是一種高效的圖像噪聲處理算法。雙樹(shù)復(fù)小波算法不僅能較好的去除散斑噪聲，而且可以保持圖像的相位信息不受破壞，使得與Frost濾波、Kuan濾波、Lee濾波、中值濾波等去噪效果比較起來(lái)，顯示出的較好的整體效果，主要表現(xiàn)為特征突出，細(xì)節(jié)紋理和邊緣保護(hù)良好[39,40]。Kingsbury指出用兩個(gè)平行的獨(dú)立離散小波變換構(gòu)建雙樹(shù)復(fù)小波變換：(3.2)式中實(shí)部為偶函數(shù)，虛部為奇函數(shù)，同時(shí)是的近似Hilbert變換，即。一維復(fù)小波變換如圖3.1，它包含兩個(gè)平行的小波樹(shù)，即樹(shù)a(Treea)和樹(shù)b(Treeb)兩個(gè)分支，樹(shù)a的疊加的正交濾波器組（H0a,H1a），（H00a,H01a）表示復(fù)數(shù)的實(shí)部，樹(shù)b的正交疊加濾波器組（H0a,H1b），（H00a,H01b）表示復(fù)數(shù)的虛部，↓2表示隔點(diǎn)取樣。（H0a,H1a），（H00a,H01a）濾波器相對(duì)應(yīng)的實(shí)數(shù)尺度函數(shù)和小波函數(shù)定義如下：圖3.SEQ圖表\*ARABIC\s21二級(jí)雙樹(shù)復(fù)小波分解[41](3.3)同理濾波器（H0a,H1b），（H00a,H01b）為(3.4)其中二維復(fù)小波變換由一維復(fù)數(shù)小波量積得到[41]。如圖3.2，二維的離散小波變換只能在三個(gè)方向上進(jìn)行特征選擇，而二維的DTCWT具有12個(gè)方向小波分別在±15°±45°±75°選擇濾波。圖3.SEQ圖表\*ARABIC\s22二維復(fù)小波濾波器的沖擊響應(yīng)，提供六個(gè)方向的方向選擇濾波（左圖），二維實(shí)小波濾波器，提供三個(gè)方向的選擇濾波（右圖）雙樹(shù)復(fù)小波去噪方式是設(shè)定一個(gè)軟閾值T，然后用雙樹(shù)復(fù)小波分解出復(fù)系數(shù)的模值|x|與閾值T比較(3.5)比較后的雙樹(shù)復(fù)小波分解復(fù)系數(shù)y=y/(y+T)x。這個(gè)T值的估計(jì)是基于已知噪聲模型，進(jìn)行去噪比較，對(duì)應(yīng)均方根誤差（MSE）最小值位置即為理想閾值。3.2.3OCT圖像處理實(shí)驗(yàn)從實(shí)驗(yàn)室獲取的泡沫、螺絲、珍珠、視網(wǎng)膜OCT圖像用雙樹(shù)復(fù)小波算法來(lái)實(shí)現(xiàn)噪聲消除，得到的圖像處理結(jié)果如圖3.3和圖3.4，其PSNR和MSE結(jié)果如表3.1。在對(duì)處理圖像的算法參數(shù)的選取方面，可經(jīng)過(guò)多次圖像處理比較，獲得一些典型的參數(shù)值，最后給出最優(yōu)處理結(jié)果。DTCWT算法的參數(shù)，選取均方差誤差最小閾值參數(shù)：T=20。從結(jié)果來(lái)看，除了螺絲圖像出現(xiàn)反常之外，其它圖像噪聲處理效果均不錯(cuò)。圖3.SEQ圖表\*ARABIC\s23泡沫(上排)和螺絲(下排)OCT圖像用雙樹(shù)復(fù)小波去噪前后的圖像圖3.SEQ圖表\*ARABIC\s24珍珠(上排)和視網(wǎng)膜(下排)OCT圖像用雙樹(shù)復(fù)小波去噪前后的圖像從處理的圖像可以看出，雙樹(shù)復(fù)小波具有很好的去噪效果，但是雙樹(shù)復(fù)小波算法去噪同時(shí)不能有效的保持邊緣，不利于后續(xù)邊緣特征提取處理。結(jié)論光學(xué)相干層析技術(shù)（OCT）是一種具有圖像分辨率高、無(wú)接觸、無(wú)損害探測(cè)、可實(shí)現(xiàn)實(shí)時(shí)成像等優(yōu)點(diǎn)的醫(yī)療影像技術(shù)，且操作簡(jiǎn)單、便攜、易于與窺鏡等技術(shù)結(jié)合，在眼科、皮膚科、牙科、胃腸以與心血管等生物醫(yī)療檢測(cè)領(lǐng)域具有巨大應(yīng)用潛力。然而，OCT圖像的自身存在著很多不可避免的弱點(diǎn)，比如：由于光源本身特點(diǎn)引起的旁瓣；OCT系統(tǒng)和探測(cè)樣品引起的各種噪聲，造成了圖像質(zhì)量的下降。針對(duì)光學(xué)相干層析成像的圖像質(zhì)量進(jìn)行了理論和實(shí)驗(yàn)研究，做了如下工作：1.通過(guò)對(duì)OCT系統(tǒng)的理論進(jìn)行闡述，分析了系統(tǒng)產(chǎn)生噪聲的類型和來(lái)源，指出OCT系統(tǒng)的噪聲在硬件無(wú)法克服的情況下，通過(guò)圖像處理的方法將能夠有效的去除噪聲。2.提出利用雙樹(shù)復(fù)小波算法對(duì)OCT圖像進(jìn)行去噪，發(fā)現(xiàn)雙樹(shù)復(fù)小波算法對(duì)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(xì)節(jié)紋理等有效信號(hào)保存雙重效果的處理需要，有待進(jìn)一步改善。致感我的導(dǎo)師高應(yīng)俊老師，他對(duì)我的悉心指導(dǎo)。導(dǎo)師治學(xué)嚴(yán)謹(jǐn)、知識(shí)淵博、勤奮，更是深深的感染和激勵(lì)著我，使我終生受益。在此，謹(jǐn)向?qū)煴硎境绺叩木匆夂椭孕牡母?！其次，還要感大學(xué)四年學(xué)習(xí)的過(guò)程中教我的所有老師，他們傳授給我知識(shí)。最后，感師姐林惠珍碩士、師兄金重星碩士，他們?cè)诶碚搶W(xué)習(xí)和實(shí)驗(yàn)工作中給予莫大的幫助。感所有關(guān)心我的老師、同學(xué)、親人和朋友們，你們！參考文獻(xiàn)[1]D.Huang,E.A.Swanson,C.P.Lin,J.S.Schuman.OpticalCoherenceTomography[J].Science,1991,254：1178~1181．[2]YonghuaZhao,ZhongpingChen,ChristopherSaxeretal.Phase-resolvedopticalcoherencetomographyandopticalDoppletomographyforimagingbloodflowinhumanskinwithfastscanningspeedandhighvelocity[J].Opt.Lett.,2000,25(2)：114~116．[3]ChristopherE.Saxer,JohannesF.deBoer,HyleParketal.High-speedfiber-basedpolarization-sensitiveopticalcoherencetomographyofinVivoHumanSkin[J].Opt.Lett.,2000,25(18):1355~1357.[4]U.Morgner,W.Drexler,F.X.Kartneretal.Spectroscopicopticalcoherencetomography[J].Opt.Lett.,2000,25(2):111~113.[5]JosephM.Schmitt.OpticalCoherenceTomography(OCT):AReview[J].IEEE,JournalofSelectedTopicsInQuantumElectronics,1999,5(4)：1205-1215.[6]皓．OCT成像系統(tǒng)與計(jì)算機(jī)通信的應(yīng)用[D]．：華中科技大學(xué)，2008．[7]利敏，石四箴．光學(xué)弱相干層析技術(shù)的原理與口腔應(yīng)用[J]．口腔醫(yī)學(xué)研究，2005年6月20卷3期．[8]何永?。鈱W(xué)相干層析系統(tǒng)的程控操作與圖像處理研究[D]．廣：暨南大學(xué)，2009．[9]S.H.Xiang,L.Zhou,J.M.Schmitt．Specklenoisereductionforopticalcoherencetomography[C].Proc.SPIE,1997,3196：79-88．[10]王緯超，宇嘉，TobiasBraeuler等．頻域光學(xué)相干層析成像與其在眼科中的應(yīng)用[J]．光學(xué)前沿——激光技術(shù)與應(yīng)用，2009，6(36)：182-184．[11]VictorX.D.Yang，MaggieL.Gordon,BingQi,etal.Highspeed,widevelocitydynamicrangeDoppleropticalcoherencetomography(PartI):Systemdesign,signalprocessing,andperformance[J].Opticsexpress,2003(11)：794-809．[12]松祥，胡齊豐．光輻射探測(cè)技術(shù)（第一版）．：交通大學(xué)，1996.257-264．[13]胡鵬．基于光學(xué)相干層析技術(shù)的圖像處理研究[D]．理工大學(xué)，2010.01．[14]A.F.Fercher，C.K.Hitzenberger，M.Sticker，etal．Athermalsourcetechniqueforopticalcoherencetomography.Opt.Commun,2000,185：57-64.[15]增基，周洋溢，胡遼林．光纖通信第二版．電子科技大學(xué)出版，2008，5-13．[16]向陽(yáng)，王向朝，代林．提高光學(xué)相干層析成像縱向分辨率的方法[J]．光子學(xué)報(bào)，2002，12．[17]J.M.Sclllnit.OpticalCoherenceTomography(OCT):AReview[C].IEEEJ.Sel.TopicsQuantumElectron,1999,5：1205-1215.[18]衛(wèi)東．快速掃描延遲線系統(tǒng)與其特性研究[D]．理工大學(xué)，2010，06．[19]J.G.Fujimoto.Opticalcoherencetomographyforultrahighresolutioninvivoimaging[J].NatureBiotechnology,2003,21(11):1361-1367.[20]GerdHausler,MichaelWalterLindner.”CoherenceRadar”and”Speetralradar”newtoolsfordermatologicaldiagnosis[J].JournalofBiomedicalOptics,1998,3(1):21-31.[21]A.F.Fercher,W.Drexler,C.K.Hitzenbergeretal.Opticalcoherencetomographyprinciplesandapplications[J].Rep.Prog.Phys,2003,66(2):239-303.[22]鵬，高萬(wàn)榮．光學(xué)相干層析系統(tǒng)的信噪比分析與優(yōu)化[J]．中國(guó)激光，2008，35(4)：635-640．[23]E.A.Swanson,D.Huang,M.R.Heeetal..High-speedopticalcoherencedomainreflectometry[J]．Opt.Lett.,1992,17(2):151-153.[24]A.M.Rollins,M.D.Kulkarni,S.Yazdanfaretal.Invivovideorateopticalcoherencetomography[J].Opt.Express,1988,3(6):219-229.[25]毛幼馨，郭建平，梁艷梅等．低相干光斷層掃描系統(tǒng)的噪聲分析與研究[J]．光學(xué)學(xué)報(bào)，2005，3：324