Laser speckle kontrastbild

Laser Speckle Contrast Imaging (LSCI) som även kan kallas laser Speckle Contrast Imaging (LSI) är en avbildningsmodalitet baserad på analys av fläckmönstrets suddighetseffekt . Driften av LSCI är att ha en bredfältsbelysning av en grov yta genom en koherent ljuskälla. Använd sedan fotodetektorer såsom CCD-kamera eller CMOS-sensorer som avbildar det resulterande laserfläcksmönstret som orsakas av interferens av koherent ljus . Inom biomedicin användning är det koherenta ljuset vanligtvis i det röda eller nära-infraröda området för att säkerställa högre penetrationsdjup. Vid spridning av partiklar som rör sig under tiden kommer interferensen som orsakas av det koherenta ljuset att ha fluktuationer som kommer att leda till de intensitetsvariationer som detekteras via fotodetektorn, och denna förändring av intensiteten innehåller informationen om spridningspartiklars rörelse. Genom att avbilda fläckmönstren med ändlig exponeringstid kommer områden med spridande partiklar att verka suddiga.

Utveckling

Den första praktiska tillämpningen av att använda fläckmönsterreduktion för att kartlägga retinalt blodflöde rapporterades av Fercher och Briers 1982. Denna teknik kallades vid den tiden enkelexponeringsfläckfotografering. På grund av bristen på tillräckliga digitala tekniker på 1980-talet har enkelexponeringsfläckfotografering en tvåstegsprocess som gjorde att den inte är tillräckligt bekväm och effektiv för biomedicinsk forskning, särskilt i klinisk användning. Med utvecklingen av digitala tekniker, inklusive CCD-kameror, CMOS-sensorer och datorer, på 1990-talet förbättrade Briers och Webster framgångsrikt enkelexponeringsfläckfotografering. Det behövdes inte längre använda fotografier för att ta bilder. Den förbättrade tekniken kallas laser speckle contrast imaging (LSCI) som direkt kan mäta kontrasten av speckle mönster. En typisk instrumentell uppsättning av kontrastavbildning med laserfläckar innehåller endast en laserkälla , kamera, diffusor, lins och dator. På grund av den enkla strukturen hos den instrumentella installationen kan LSCI enkelt integreras i andra system.

Begrepp

Speckle Theory

Kontrast

För ett fullt utvecklat fläckmönster som bildas när det fullständiga koherenta och polariserade ljuset lyser upp ett statiskt medium, definieras kontrastområdet (K) från 0 till 1 av förhållandet mellan standardavvikelsen och medelintensiteten:

$K={\frac {\sigma }{\langle I\rangle }}$

Intensitetsfördelningen av fläckmönstret kommer att användas för att beräkna kontrastvärdet.

Autokorrelationsfunktioner

Autokorrelationsfunktioner för elektriska fält används för att mäta förhållandet mellan kontrast och spridares rörelse eftersom intensitetsfluktuationerna produceras av elektriska fältförändringar hos spridare. E(t) är det elektriska fältet över tiden, E* är det komplexa konjugatet av elektriskt fält och $\tau$ är autokorrelationsfördröjningstiden.

$g_{1}(\tau )={\frac {\langle E(t)\cdot E^{*}(t+\tau )\rangle }{\langle E(t)\cdot E^{*}(t)\rangle }}$

Bandyopadhyay et al. visade att de reducerade intensitetsvarianserna av fläckmönster är relaterade till $g_{1}$ . Därför kan kontrasten skrivas som

$K(T)^{2}={\frac {2\beta }{T}}\int \limits _{0}^{T}|g_{1} (\tau )|^{2}\left(1-{\frac {\tau }{T}}\right)\mathrm {d} \tau$

där T är exponeringstiden. Normaliseringskonstanten $\beta$ tar hänsyn till förlusten av korrelation på grund av detektorns pixelstorlek, och depolarisering av ljuset genom mediet.

Rörelsedistributioner

Dynamiska spridares rörelse kan klassificeras i två kategorier, en är den ordnade rörelsen och den andra är oordnad rörelse. Den ordnade rörelsen är det ordnade flödet av spridda medan den oordnade rörelsen orsakas av temperatureffekterna. De totala dynamiska spridarnas rörelser ansågs historiskt sett vara Brownsk rörelse, den ungefärliga hastighetsfördelningen av Brownsk rörelse kan betraktas som den Lorentziska profilen. Den ordnade rörelsen i dynamiska spridare följer dock Gauss-fördelningen. När man överväger rörelsefördelningen kan kontrastekvationen som är relaterad till autokorrelationen uppdateras. De uppdaterade ekvationerna är som följer, $K^{L}$ är kontrastekvationsfunktionen i Lorentzisk profil och $K^{G}$ är kontrastekvationsfunktionen i Gaussisk profil. $\tau$ är dekorrelationstiden. Båda ekvationerna kan användas i kontrastmätning, vissa forskare använder också kontrastekvationer med kombinationen av dem. Men vad den korrekta teoretiska kontrastekvationen bör vara är fortfarande under utredning.

$K^{L}(T)^{2 }=\beta {\begin{bmatrix}{\frac {\tau _{cl}}{T}}+{\frac {(\tau _{cl})^{2}}{2T^{2}} }(e^{-2T/\tau _{cl}}-1)\end{bmatrix}}$

$K^{G}(T)^{2}=\beta {\begin{bmatrix}{\frac {\tau _{cg}}{T}}{\sqrt {\frac {\pi }{ 2}}}\mathrm {erf} ({\sqrt {2}}T/\tau _{cg})+{\frac {\tau _{cg}^{2}}{2T^{2}}} (e^{-2T^{2}/\tau _{cg}^{2}}-1)\end{bmatrix}}$

Normaliseringskonstanter

$\beta$ är normaliseringskonstanterna som varierar i olika LSCI-system, värdet på den är $\leq$ 1, den vanligaste metoden för att bestämma värdet på det är att använda följande ekvation. $\beta$ står för instabiliteten och maximal kontrast för varje LSCI-system.

$\beta =\lim _{T\to 0}K(T)$

Effekt av statiska spridare

Statiska spridare finns i det bedömda provet, fläckkontrasten producerad av statiska spridare förblir konstant. Genom att lägga till statiska spridare kan kontrastekvationen uppdateras igen.

$K(T)^{2}={\frac {2\beta }{T}}\int \limits _{0}^{T}P_{ 1}^{2}|g_{1}(\tau )|^{2}\left(1-{\frac {\tau }{T}}\right)P_{2}^{2}\mathrm { d} \tau$

*Ovanstående ekvation tog inte hänsyn till rörelsefördelningarna.

P1 och P2 är två konstanter som sträcker sig från 0 till 1, de bestäms genom att anpassa denna ekvation till de faktiska experimentella data.

Scatterers Hastighetsbestämning

Förhållandet mellan spridarnas hastighet och dekorrelationstiden är som följer, hastigheten för spridarna såsom blodflödet är proportionell mot dekorrelationstiden, $\lambda$ är laserljusvåglängden.

$V={\frac {\lambda }{2\pi \tau _{c}}}$

Kontrastbearbetningsalgoritm

Metoden för att beräkna kontrasten av fläckmönster kan klassificeras i tre kategorier: sK (spatial), tK (temporal) och st-K (Spatio-temporal). För att beräkna den rumsliga kontrasten kommer råbilder av laserfläckar att separeras i små element, och varje element motsvarar $n\ gånger n$ pixlar. Värdet på $n$ bestäms av fläckstorleken. Intensiteten för alla pixlar i varje element kommer att summeras och medelvärdesbildas för att returnera ett medelintensitetsvärde (μ), det slutliga kontrastvärdet för detta element kommer att beräknas baserat på medelintensiteten och den faktiska intensiteten för varje pixel. För att förbättra upplösningsbegränsningen beräknar forskare också den tidsmässiga kontrasten av fläckmönstret. Metoden är densamma som hur man beräknar rumslig kontrast men bara i temporal. Kombinationsberäkningen av rumslig kontrast och tidskontrast är Spatio-temporal kontrastbehandlingsalgoritm och detta är den mest använda.

Praktiska överväganden

• Flera parametrar bör ta hänsyn till maximal kontrast och signal-brusförhållande (SNR) för LSCI. Storleken på individuella fläckar är avgörande och det kommer att avgöra kravet på fotodetektorn. Storleken på varje fläckmönster bör vara mindre än fotodetektorns pixelstorlek för att undvika minskad kontrast. Den minsta fläckdiametern för ett LSCI-system beror på ljusets våglängd, bildsystemets förstoring och bildsystemets f-nummer: $d_{\min }\thickapprox 1.2(1+M)\lambda f/\#$
• Mätning av normaliseringskonstanten $\beta$ , statiska spridningar är nödvändiga, eftersom de kan bestämma den maximala kontrasten som LSCI-systemet kan erhålla.
• Både för kort eller för lång exponeringstid (T) kan minska effektiviteten hos LSCI-systemet eftersom för kort exponering inte kan säkerställa att tillräckliga fotoner ackumuleras medan för lång exponeringstid kan minska kontrasten. Lämplig T bör analyseras i förväg.
• Belysningsvinkeln bör övervägas för att uppnå högre ljustransmittanseffektivitet.
• Lämplig laserkälla bör väljas för att bli av med en minskning av kontrast och SNR.

Ansökningar

Jämfört med andra befintliga bildtekniker har laserfläckkontrastbildbehandling flera uppenbara fördelar. Den kan använda enkla och kostnadseffektiva instrument för att återställa utmärkt rumslig och tidsmässig upplösningsavbildning. Och på grund av dessa styrkor har laserfläckkontrastbildbehandling varit involverad i kartläggningen av blodflödet i årtionden. Användningen av LSCI har utvidgats till många ämnen inom det biomedicinska området som inkluderar men är inte begränsade till reumatologi, brännskador, dermatologi, neurologi, mag-tarmkanalkirurgi, tandvård, kardiovaskulär forskning. LSCI kan lätt införas i ett annat system för klinisk övervakning i hela fältet, mätning och undersökning av levande processer i nästan realtidsskala.

LSCI har dock fortfarande vissa begränsningar, den kan endast användas för att kartlägga relativa blodflödet istället för att mäta det absoluta blodflödet. På grund av den komplexa vaskulära anatomistrukturen är det maximala detektionsdjupet för LSCI begränsat med 900 mikrometer nu. Röda blodkroppars spridnings- och absorptionseffekt kan påverka kontrastvärdet. Den komplexa mätfysiken bakom denna teknik gjorde det svårt att göra kvantitativa mätningar.