2002年4月9日，Alan C.Nelson提交的美国申请10/126,026，名 为“VARIABLE-MOTION OPTICAL TOMOGRAPHY OF SMALL OBJECTS”在此被引入以供参考。在Nelson的专利中，通过传统的图 像检测器，诸如CMOS或CCD检测器，数字地俘获X射线照相的投 影图像。在成像运动对象中，这种图像传感器要求短曝光来“停止运动” 以便降低运动模糊。当成像运动对象时，短的曝光限制能获得的信号 噪声比。
Nelson的专利申请公开了使用照射的亚微米点源生成的和使用 CCD或CMOS图像检测器俘获的锥形光束投影图像或X射线照相。锥 形光束照射和投影几何形状拥有所需的特性，根据在光束的光线路径 的二维，或在扇形光束几何形状的情况下的一维中的发散放大所传送 的投影图像。上述配置允许提高受检测器像素大小影响的分辨率限制， 以及投影中的空间分辨率最终受照射的源孔径直径或波长限制，无论 哪一个将更大。
用于投影和层析成像的锥形光束几何形状已经用在诊断和其它X 射线成像应用中(Cheng，PC，Lin，TH，Wang，G，Shinozaki，DM，Kim，HG， 和Newberry，SP，“Review on the Development of Cone-beam X-ray Microtomography”，Proceedings of the X-ray Optics and Microanalysis 1992，Institute of Physics Conference Series Volume 130，Kenway，PB等 人(eds.)，Manchester，UK，1992年8月31日-9月4日，pp.559-66； Deffise，M，Clack，R和Townsend，DW“Image Reconstruction from Truncated，Two-dimensinal，Parallel Projections”，Inverse Problem 11：287-313，1995；Defrise，M，Noo，F和Kudo，H，“A Solution to the Long-object Problem in Helical Cone-beam Tomography”，Physics in Medicine and Biology 45：623-43，2000；Endo，M，Tsunoo，T，Nakamori，N 和Yoshida，K，“Effect of Scattered Radiation on image Noise in Cone Beam CT”，Medical Physics 28(4)：469-74，2001；Taguchi，K和Aradate， H，“Algorithm for Image Reconstruction in Multi-Slice Helical CT”， Medical Physics 25(4)：550-61，1998)。这是自然发生的，因为来自热 辅助钨丝、电子冲击、实验室或临床诊断放射源的X射线总是从受加 速电子轰击的目标阳极上的点发射。由于1895年X射线的发现，大部 分X射线源已经用在韧致辐射和特性X射线产品的机构上。除大部分 研究和健康护理医生无法接触的精细和昂贵的设备的同步加速器外， 平行光束X射线源在通常用于临床和科学成像应用中的X射线光谱部 分是不可获得的。然而，存在能在光谱的可见和紫外线部分中产生强 烈、平行射线照射的激光和其它相对廉价的源。
许多研究人员已经采用平行光束几何形状来执行同步加速器和实 验室X射线显微断层照相术(显微CT)(见例如，Bayat，S，Le Duc，G， Porra，L，Berruyer，G，Nemoz，C，Monfraix，S，Fiedler，S，Thomlinson，W， Suortti，P，Standertskjold-Nordenstam，CG和Sovijarvi，ARA， “Quantitative Functional Lung Imaging with Synchrontron Radiation Using Inhaled Xenon as Contrast Agent″，Physics in Medicine and Biology 46： 3287-99，2001；Kinney，JH，Johnson，QC，Saroyan，RA，Nichols，MC， Bonse，U，Nusshardt，R，和Pahl，R，″Energy-modulated X-ray Microtomography″，Review of Scientific Instruments 59(1)：196-7， 1988。Kinney，JH和Nichols，MC，″X-ray Tomographic Microscopy (XTM)Using Synchrotron Radiation″，Annual Review of Material Science 22：121-52，1992；Jorgensen，SM，Demirkaya，O和Ritman，EL， “Three Dimensional imaging of Vasculature and Parenchyma in Intact Rodent Organs with X-ray Micro-CT”，American Journal of Physiology 275(Heart Circ，Physiol，44)：H1103-14，1998；Bentley，MD，Ortiz，MC， Ritman，EL，和Romero，JC，“The Use of Microcomputed Tomography to Study Microvasculature in Small Rodents”，American Journal of Physiology(Regulatory Integrative Comp Physiol)282：R1267-R1279， 2002)。
可以使用产生极其低的发散的晶体或其它光学元件单色化同步加 速器光束。在实验室设置中，通过传统的微焦点X射线源，如果标本 或对象远离强烈X射线源，截取相对小的X射线锥形以及由于与最终 图像质量的最小损害平行，可以接近投影几何形状，尽管标本处的磁 通量非常低。同步加速器产生便于3D显微断层照相术的相对快速扫描 时间(例如数秒或数分钟的扫描时间)的非常强烈的辐射。不幸地是， 基于同步加速器的显微断层照相术设备非常昂贵。上述类型的电子冲 击实验室或临床源相对于同步加速器，强度相当低。在这些系统中， 光束的发散以及由位于远离源放置以便接近平行几何形状的标本对向 的小锥形，导致标本处非常低的积分通量和相当长的扫描时间，例如 数小时到数天。
尽管用于各种应用，锥形光束投影几何形状具有一些缺点。例如， 通过源大小限制了可达到的空间分辨率，从而要求用于微观和细胞成 像的亚微米源。另外，可从亚微米点源获得的光束中的每单位面积的 积分通量或光子数量非常低，由此如果在投影图像中将获得足够的图 像质量和信噪比，则对检测器的灵敏度和噪声特性有严格要求。这对 于生产提供用于锥形光束成像的亚微米分辨率所需的亚微米源大小构 成了挑战。可再生产地制造能够产生相对均匀或高斯光束强度剖面的 如此的亚微米光源呈现相当大的挑战。例如，在一些情况下，有必要 将激光二极管尾纤式、单模式光纤拉到锥形尖头。在其它情况下，必 须将小孔径或微型镜头放置在激光或激光二极管或另外的光源和标本 之间。对于最佳成像和精确图像重构，被成像对象位于锥形光束中心， 与源位置精确地对齐是有利地。
在锥形光束成像几何形状中，投影放大率强烈地依赖于源到标本 的距离，这与在平行成像几何形状中不一样。在动态流层析成像系统 中，如参考Nelson专利所述，其中，在各种几何排列中，源检测器可 以位于重构圆柱体周围，必须精确地控制源到标本的距离，并且该距 离对用于全部源检测器对的高精度是已知的。源检测器对之间的不同 源-标本距离会导致重构图像质量恶化。因为投影放大率通过锥形光束 成像中的对象空间改变，二维投影图像或X射线照相术难以体现。例 如，难以从投影图像直接抽取诊断相关的特性。锥形光束射影几何形 状还要求复杂和计算密集的3D图像重构算法和计算机程序。

本发明提供用于成像感兴趣对象的平行光束光学层析成像系统， 包括用于照射感兴趣对象的平行射线束辐射源和多个平行辐射光束。 定位将由平行射线束辐射源照射的包含管的对象，其中，感兴趣对象 保持在包括管的对象内，以便当用多个平行辐射光束照射它时，辐射 从包含管的对象产生。定位检测器阵列以便接收可以在检测器上成像 前，放大形成的辐射图形。
在一个设想的实施例中，平行射线束辐射源通过多个平行辐射光束照 射感兴趣对象。外管具有用于接收照射的光学上平的输入表面以及凹 的输出表面，其中，凹的外表面充当放大光学部件以便发散在通过感 兴趣对象之后的从外管出现的辐射。包含管的对象位于外管内，其中 感兴趣对象保持在包含管的对象内。连接电动机以便旋转或者操作包 含管的对象，以便提供感兴趣对象的不同视图。定位检测器阵列以便 从凹面输出面接收出射辐射。
本发明通常涉及使用通过结合CCD或CMOS检测器的激光或其 它照明系统产生的平行光束投影的三维光学层析成像，更具体地说， 涉及在流动流中或在刚性介质中微观对象(包括生物细胞)的三维层 析成像。
本发明的一个目的是通过使用电磁光谱可见以及紫外线部分中的 有效的强烈的平行光束照明源，提高投影中的信噪比以及动态光学层 析成像系统中的二维或三维重建图像。
相对于采用发散锥形光束照明几何形状的类似系统，在此所述的 方法和系统的另一个优点是提供一种PBOT系统，其中，可达到的图 像分辨率基本上与辐射源孔径大小无关。
相对于采用发散锥形光束照明几何形状的类似系统，本发明的另 一个优点是提供一种PBOT系统，其中，不要求亚微米的源直径。
相对于采用发散锥形光束照明几何形状的类似系统，本发明的另 一个优点是提供一种PBOT系统，其中，能更易于控制通过光束横截 面的强度分布并使其更均匀或更接近高斯型。
相对于采用发散锥形光束照明几何形状的类似系统，本发明的另 一个优点是提供一种PBOT系统，其中，数量级增加标本处的照明强 度，在此称为积分通量。
相对于采用发散锥形光束照明几何形状的类似系统，本发明的另 一个优点是提供一种PBOT系统，其中在投影和重建图像中可获得的 信噪比显著地更高。
相对于采用发散锥形光束照明几何形状的类似系统，本发明的另 一个优点是提供PBOT系统，其中，能够更容易和可再生产地制造所 需照明源。
相对于采用发散锥形光束照明几何形状的类似系统，本发明的另 一个优点是提供一种PBOT系统，其中，大大地减轻了相对于成像样 本，根据系统部件的位置所需的几何约束和空间容差，最重要的是不 再严格要求源到标本的距离。
相对于采用发散锥形光束照明几何形状的类似系统，本发明的另 一个优点是提供一种PBOT系统，其中，大大降低源的选通或脉冲发 生、传感器的投影图像采集以及标本通过源和检测器间的成像体积所 需的时间同步的精度。
相对于采用发散锥形光束照明几何形状的类似系统，本发明的另 一个优点是提供了要求更低精度的源位置的一种PBOT系统。
相对于采用发散锥形光束照明几何形状的类似系统，本发明的又 一优点是提供一种PBOT系统，其中，投影图像放大率通过物体空间 基本上是恒定的，以便使投影图像中的可能的诊断图像特征，诸如密 度、区域和体积更易于解释和精确地定量。
相对于采用发散锥形光束照明几何形状的类似系统，本发明的另 一个优点是提供一种PBOT系统，其中，可以由二维阵列传感器获得 的数据的子集，重构所选择的个体的横向图像，或通过被成像对象的 切片。
相对于采用发散照明几何形状和锥形光束重构算法的类似系统， 本发明另一个优点是提供一种PBOT系统，其中，不管是分析卷积背 景投影、迭代、统计还是其它类型，基本上降低了重构算法的复杂性 和计算强度，并且改善了由重构过程本身引起的成像恶化。
附图说明
图1示意性地显示了如本发明的实施例所设想的平行光束流光学 层析成像系统的示例性说明；
图2示意性地显示了如本发明的实施例所设想的变速运动平行光 束光学层析成像系统的示例性说明；
图3示意性地显示了如一个本发明的示例性实施例所设想的系统 照明几何形状的示例性说明，其包括单个源放大凹面光学部件对；
图4示意性地显示了如一种本发明的替代实施例所设想的系统照 明几何形状的示例性说明，其包括单个源放大凸面光学部件对；
图4A示意性地显示了如本发明另一替代实施例所设想的系统照 明几何形状的另一示例性说明，其包括单个源放大凸面光学部件对；
图5示意性地显示了如由本发明的实施例所设想的具有多个源放 大凹面光学部件对的照明几何形状和图像采样体积的示例性说明；
图5A示意性地显示了如由本发明的实施例设想的具有多个源放 大凸面的光学部件对的照明几何形状和图像采样体积的另一示例性说 明；
图6是表示如由本发明的实施例所设想的重构圆柱的示例性说明 的高度示意性简图；
图7示意性地显示了说明如由本发明的实施例所设想的TDI图像 传感器的操作的示例性流程图；
图8示意性地显示了如由本发明的实施例所设想的平行射线束光 源系统的示例性说明；
图9示意性地显示了如由本发明的实施例所设想的，环绕包含流 动对象(诸如细胞)的流管的重构圆柱的例子；
图10示意性地显示了包括通过包含管的对象，沿Z轴排列的一系 列局部圆周的重构圆柱的例子，其中，每个局部圆周可以包含一个以 上的源检测器对。

在此根据与生物细胞有关的具体例子，描述本发明。然而，将理 解到这些例子是用于示例说明本发明的原理，本发明不限于此。在一 个例子中，在微观体积内构造光学密度的三维分布允许量化和确定感 兴趣的结构、分子或分子探针的位置。通过使用标记的分子探针，可 以测量附着到微观对象中的具体结构的探针数量。出于示例说明的目 的，可以用至少一个着色或标记的分子探针来标签对象，诸如生物细 胞，以及该探针的被测量和位置会产生有关该细胞的疾病状态的重要 信息，疾病包括(但不限于)各种癌症，诸如肺、胸部、前列腺、颈 部和卵巢癌。
本发明的一个特性是所选择的照明是平行的，或几乎是平行的， 一直到在通过可以包含细胞或其它标本或待成像对象的对象体积之 后。在通过该对象后，后标本光学部件发散光强度的出射图形，以便 在垂直于系统光轴并位于后标本光学部件的下游的任何平面中产生光 强度的放大图形。
参考图1，其示意地显示了如由本发明的实施例所设想的平行光束 流光学层析成像(PBOT)的示例性说明。本发明提供一种装置和方法， 用于使用光学点源或平行光束投影、图像传感器，诸如例如时间延迟 和综合(TDI)图像传感器或CCD或CMOS固态图像传感器等等，来 成像流体流中或在刚性介质中产生的小对象，以及层析图像重构。光 学层析成像(OT)系统在一个示例性实施例中包括位于包含管2的对 象周围的流动血细胞计数器，其包括重构圆柱12。例如，包含管2的 对象可以包括细胞夹带管(cell entrainment tube)，其中，细胞根据光 学层析成像系统的类型，保持在凝胶体或毛细管中，以便细胞流动。
参照具有X、Y和Z方向坐标的坐标系40来定向PBOT系统4。 在操作中，感兴趣的对象1(诸如例如细胞，包括人体细胞)被注入到 注射管3中。包含管2的对象可以在注射端5更宽并包括压力盖6。在 管8处引入鞘液7以便在包含管2的对象内产生层流。光子9a的第一 源和第一光电探测器10a一起与脉冲高度分析器11工作以便作为触发 设备操作。脉冲高度分析器11用来提供用于对象(诸如细胞)的开始 或前沿的第一信号30a，和用于当对象通过该管时的该对象的末尾或后 沿的第二信号30b。在脉冲高度分析器11内，信号30a、30b、31a和 31b被表示为光强度“I”与“时间”函数。脉冲高度分析器11可以是传统 设计的电子电路等等。脉冲高度分析器11生成被发送到计算机13的 多个信号14，在与运动对象的速率以及光电探测器与重构圆柱12之间 距离有关的延迟之后，将在线触发信号15发送到重构圆柱12，以便启 动和终止用于感兴趣的特定对象的数据收集。另外，第二光子源9b和 第二光电探测器10b可以有利地位于离第一设定为已知距离下游，以 便触发第三信号31a和触发第四信号31b的对象之间的间隔可以有利 地用来计算对象的速率，并且也作为定时信号来与TDI图像传感器的 线路传送率同步。在多个信号14中，定时信号被传送到计算机13。计 算机13可以是任何有用的个人计算机或其等价物，计算机13反过来 将在线同步信号16发送到重构圆柱12。应当理解，线路15和16表示 PBOT系统和计算机之间的通信和控制线路，在计算机和PBOT系统之 间传送数据、图像信息、控制信号和其它信号。用这种方式，如所述， 从TDI传感器的一级到下一级的电荷传送率，可以与对象沿流动轴20 的运动匹配，以及如下面参考图7更详细所示。
现在参考图2，其示意性地显示了如本发明的一个示例性实施例所 设想的变速运动平行光束光学层析成像系统的示例性说明。变速运动 PBOT系统100利用机器定位器来将在管中的刚性介质中夹带的细胞 一次一个呈现给成像系统。与参考图1所述的流动系统相比，在该变 速运动PBOT系统100中，仅需要包括光子源9和光电探测器10的一 个触发机构，因为能准确地控制该对象(诸如人体细胞)的速率以便 与重构圆柱12中的照明源和图像传感器同步。其中，触发器由脉冲高 度分析器11和计算机13处理，并被用于开始和停止数据收集。脉冲 高度分析器11是与脉冲高度分析器11设计类似的电子电路，除它要 求更少的输入和输出以外。如由双箭头线所表示的，包含管2的对象 在该实施例中由受计算机控制的电动机17驱动的螺丝刀18，通过重构 圆柱12，沿Z轴平移。通过计算机控制的电动机17，包含在管2中的 对象还可以绕Z轴旋转。计算机控制的电动机17从计算机13接收控 制信息19。本领域技术人员从该公开内容将理解到，能够平移和旋转 包含管2的对象的任何机构可用于代替螺丝刀。可以使用图像处理、 图像分析和/或计算机化的层析图像重构技术直接分析或处理来自重构 圆柱12的信号，以便提供有关细胞和其它感兴趣对象的二维或三维信 息。
现在参照图3，其示意性地表示在用于成像感兴趣对象1的平行光 束光学层析成像系统中使用的重构圆柱12a内的系统照明几何形状。 重构圆柱12a包括用于通过多个平行辐射光束36，照明感兴趣对象1 的平行射线束辐射源35。外管32具有光学平面输入表面60和凹面输 出表面29，其中凹面外表面29发散在通过感兴趣对象1之后的从外管 32出现的辐射61。包含管2的对象位于外管32内，其中感兴趣对象1 保持在包含管2的对象内。
连接在此示意性地表示为双箭头的电动机34，以便旋转包含管2 的对象来提供感兴趣对象1的不同视图。定位检测器阵列39以便从凹 面输出面29接收所出现的辐射61。在一个实施例中，平行射线束辐射 源35包括激光器。在另一示例性实施例中，可以选择激光器以便在电 磁光谱的可见光部分中发射辐射。在另一示例性实施例中，可以选择 激光器以便在电磁光谱的紫外线部分中发射辐射。检测器阵列39可以 有利地包括选自于固态传感器、电荷耦合器件(CCD)传感器、互补 金属氧化物半导体(CMOS)传感器或时间延迟和综合传感器的传感器。
在本发明的另一个实施例中，在流管、毛细管、线性容器或夹带 管中提供细胞或将成像的其它对象。在平行光束光学层析成像系统的 一个实施例中，感兴趣对象1包括具有细胞核30的人体细胞。细胞还 可以包含亚细胞特征或组分。至少一个发荧光或吸收的分子探针31可 以粘合到一个或多个细胞成分上。
包含管2的对象(例如流管、毛细管、线性容器、夹带管)被基 本上同心定位在具有基本上矩形的外部横截面，和可以具有矩形或者 圆形内横截面的外管32内。用于外管32的其它截面几何形状是可能 的。包含管2的对象的曲面充当生成在投影系统中未必期望的聚焦效 应的柱面透镜。从该公开内容受益的本领域技术人员将意识到，如果 源和外管32之间以及管32和检测器表面39之间的空间37和33由具 有与包含管2的对象匹配的折射率的材料填充，基本上能减少由包含 管2的对象弯曲光子。另外，管在光学上能与空间填充材料耦合。这 种光耦合可以通过例如油或凝胶体实现。通过端口38，可以有利地引 入空间33中的折射率匹配的液体，诸如例如油，以便完全地填充包含 细胞或其它微观对象的管2和和外管32之间的空间。折射率匹配的液 体、管2和32，以及任一凝胶体或环绕将被成像的细胞的流动液体介 质具有相同，或几乎相同的折射率。包含在管2内的对象可以在计算 机控制下，通过轴和旋转运动，在折射率匹配的液体和外管32内旋转 和/或平移。
在操作中，激光器或其它光源35产生撞击外管32、由折射率匹配 的耦合元件37可选地分布的平行照明光束36。不存在散射时，光线可 通过管2和32穿过平行射线路径。因为光路中的所有材料的折射率匹 配，所以穿过折射率匹配的液体和将被成像的体积内的对象空间的射 线是平行的。管2和32包括相对于照明波长，透光的或几乎透光的材 料。管2和32可以包括熔凝石英、玻璃或其它类似光学材料。
外部的矩形管32的出口面29可以有利地具有发散或放大光学部 件，在一个设想实施例中，其可以是在熔凝石英或其它光学材料中圆 形地对称磨光凹陷处或凹座。凹座充当平凹透镜，使光射线路径61在 其出口面29处变发散。被设计成执行相同功能的这种凹座或任一其它 光学元件或光学元件组合，包括多重谱线，或其它等效元件在此称为 后标本光学部件。后标本光学部件通常包括放大光学部件。
使用已知地光学设计原理，可以确定和设计后标本光学部件的曲 率半径以便向出口灯射线路径61提供所需发散度。发散度，连同后标 本光学部件和TDI、CCD、CMOS或其它图像传感器39之间的距离一 起确定投影图像的放大率。所需放大率由投影图像的所需空间分辨率 和检测器象素大小间的关系确定，以及放大率远大于投影的象素大小 和所需空间分辨率的商两倍是有利的。
例如，在本发明的一个设想的实施例中，如果投影中所需的空间 分辨率为0.5微米以及检测器象素大小为10微米，则放大率明显地大 于40倍是有利的。在此例子中，可以期望放大率为80倍、100倍甚至 更大。
对本发明的设想实施例，其中，后标本光学部件是外管32的出口 面29上的圆形对称磨光凹座，以及其中后标本光学部件充当平凹的发 散透镜，该透镜的前焦平面处于无限。没有后焦平面。由此，能通过 获取TDI、CCD或CMOS检测器或其它数字图像检测器39上的透射 光强度的出射图形，生成包含有关当其通过细胞或其它待成像的对象1 时，吸收照明的信息的放大投影图像或X射线照相。检测器的光电转 换面能位于垂直于系统的光轴和后标本光学部件的下游的任一平面 中。此外，通过放置检测器平面，能够选择放大率，另外，检测器平 面在对象的下游，放大率更大。
在诸如在图3和4中示意性描述的、具有单个源检测器对的本发 明的实施例中，通过从改变视角获得图像，来执行细胞或其它微观对 象的二维或三维层析成像。在通过相对于光轴以第一旋转角保持静止 的包含管2的对象获得第一投影后，围绕用双箭头34表示的轴，可按 不连续角旋转包含管2的对象。在图2中，将有用轴标识为Z轴，和/ 或在图3和图4中指出该页，其垂直于系统光轴以便相对于该光轴以 第二旋转角定向细胞或其它对象1。在旋转包含管2的对象之后，可以 获得随后的传送投影图像。通过按离散增量，重复地旋转包含管2的 对象，可以重复旋转和成像的过程。在每个角记录二维投影图像，直 到获得足够多个投影来产生细胞或其它对象1、或其一部分的三维图 像，或产生描述成像对象的内部中吸收图形的切片的二维图像。
使用已知的三维图像重构算法，通过多个二维投影图像的图像处 理，生成三维重构。通过处理从多个投影抽取的数据行，生成穿过被 成像对象的横向切片的二维图像，其中平行于X和Y轴的旋转模型， 定向这些数据行，如在图1和2中所述。数据行被通称为检测器数据 行。根据所检测的投影数据行重构通过细胞或其它对象的横轴切片的 能力相对于锥形光束几何形状，是本发明中描述的方法的优点，其中 许多检测器数据行将有助于通过对象空间的每个横向图像平面。
现在参照图4，其示意性地表示了如本发明所设想的重构圆柱12B 内的系统照明几何形状的另一实施例，其中细胞或其它待成像的对象1 可以存在于流管或夹带管2中。重构圆柱12B包括用于通过多个平行 辐射光束36照明感兴趣对象1的平行射线束辐射源35。外管32A具 有光学上平的输入表面60和凸面的输出表面28，其中凸面的外表面 28在通过感兴趣对象1之后，聚焦从外管32A出现的辐射。如根据图 3所述的上述实施例，包含管2的对象位于外管32A内，其中感兴趣 对象1保持在或流过包含管2的对象。可以有利地连接用双箭头示意 性地表示的电动机34以便旋转和/或平移包含管2的对象，以便提供感 兴趣对象1的不同视图。电动机34可以包括机械台或精密控制器。针 孔127位于凸透镜的焦点128处，并配置成用于生成出射辐射125的 锥形光束。如上所述，定位检测器阵列39来从针孔127接收出射辐射 125的锥形光束。在一个示例性实施例中，外管32A可以有利地具有 端口38，并用诸如具有与外管32A和包含管2的对象相同的折射率的 光学油的液体填充包含管2的对象的周围的空间33。
现在参照图4A，其示意性地表示了如本发明所设想的重构圆柱 12D内的系统照明几何形状的另一替代实施例，其中细胞或其它待成 像对象1可以存在于流管或夹带管2中。重构圆柱12D包括如参考图 4所述的上述实施例的所有元件，以及增加的光学元件126。光学元件 126可以有利地包括位于针孔127和阵列传感器39之间的平凹或其它 发散或放大光学部件。如在图4中，针孔127位于凸透镜28的焦点128 处，并配置成用于生成出射辐射125的锥形光束。由平凹光学元件126 接收出射辐射125，由此将其进一步发散成辐射束225。如上所述，定 位检测器阵列39以从针孔127接收出射辐射225的锥形光束。
图5示意性地表示了如由本发明的另一实施例所设想的具有多个 源放大凹面光学部件对的照明几何形状和图像采样体积的示例性说 明。用于成像感兴趣对象1的平行光束光学层析成像系统通常包括参 考图3所述的照明几何形状和多个平行射线束辐射源1-N 35，其中，N 至少为2，用于照明感兴趣对象1。多个平行射线束辐射源1-N 35的每 一个相对于感兴趣对象1，以不同视角生成多个平行辐射光束。多个平 行射线束辐射源1-N 35的每一个可以是单个光源，诸如激光器，或具 有通过一个或多个光纤或光纤束传播的光的至少一个激光器，如下面 参考图8所述。外管41具有多个光学上平的输入表面63和多个相应 的凹的输出表面65，其中多个相应的凹的输出表面65使从外管41产 生的辐射在通过感兴趣对象1后发散，以致产生对象1的放大投影图 像。另外，如参考图3所述，后标本光学部件可以包括任一放大光学 元件或元件组合，该元件包括透镜多重谱线或其它等效。
如在此所述的其它例子中，包含管2的对象位于外管41内，其中 感兴趣对象1保持在包含管2的对象内，并且排列多个探测器阵列1-N 39以便接收产生的辐射36。定位多个探测器阵列1-N 39的每一个以便 接收从多个凹的输出表面65的一个或多个表面出现的辐射36。
图5A示意性地表示了如由本发明的实施例所设想的具有多个源 放大凸面的光学部件对的照明几何形状和图像采样体积的另一示例性 说明。图5A的构造基本上与图5类似，除了外管41A具有多个光学 上平的输入表面66和多个相应的凸面的输出表面67以外，其中多个 相应的凸面的输出表面67聚焦在在通过感兴趣对象1之后，从外管41A 出现的辐射68。包含管2的对象位于外管41A内，其中感兴趣对象1 保持在包含管2的对象内。多个针孔127位于凸面的输出表面67的各 个焦点69处，其中多个针孔127的每一个从多个相应的凸面的输出表 面67的一个表面接收辐射以便生成出射锥形光束70。
排列多个探测器阵列1-N 39以便接收锥形光束70。如上所述构造 并定位多个检测器阵列1-N 39的每一个以便从多个针孔127的一个或 多个接收出射辐射。
参考图6，器示出了如由本发明的实施例所设想的重构圆柱12C 的有用设计。其中，围绕包含管2的对象排列点源环27，并将图像传 感器环25放置在高于、位于或低于包含点源27的平面的平面中。尽 管在该示例说明中仅示出了四个点源和四个传感器，但是应当理解到 源和图像传感器的环可以有利地包括足以允许被成像对象的层析重构 的更多数量。图像传感器能低于或高于或在点源的平面中。通过将点 源27和图像传感器25放在不同平面上，在圆柱的相对侧上的点源物 理上将不与其它照明光束干扰。每个点源可以有利地生成在通过被成 像对象后可被放大的平行射线光束135，如上面参考图3、4、4A、5 和5A所述。
在移动通过重构圆柱的过程期间，细胞1通过至少一个光子点光 源。本发明的中心特征是围绕包含管的对象且与之同心地放置可选择 波长的多个光子点源27。光子点源结合对光谱的可选择部分灵敏的反 向CCD、CMOS、TDI或其它图像传感器25来操作，从而允许采集通 过细胞1传送的光的投影21。用这种方式，能产生一组投影射线135， 其中投影射线能被描述为连接源点到单个检测元件的直线。沿特定投 影射线离开源点的光子的数量和在特定检测元件处接收的光子的数量 之间的差值由于沿投影射线路径，与细胞和包含管2的对象的其它内 容交互作用而丢失或衰减的光子数量有关。
然而，复杂化起因于光线散射、光子能量变换、不完整的几何形 状和较差的准直，以及当同时激励多个源点时，来自不同源的光子可 以达到特定的检测元件。通过仔细构造重构圆柱，如此所述，例如通 过明智选择用于点源图形的几何形状和它们的相对的检测器，以及通 过适当的计时或多路复用多重点源的激活和阵列传感器的读数，能使 由于这些问题导致的光子污染最小化。
例如，在没有细胞存在时，通过校准该系统能部分解决光子污染。 即，反过来可以照明每个光源以及能测量其对每个传感器的影响，由 此提供用在使该系统规格化的偏移数据。另外的校准步骤可以需要例 如其光学性质公知的胶乳聚合物珠或其它微球体或扁圆的球状体，跨 越感兴趣的密度范围用于为细胞成像。
现在参考图7，其示意性地表示了示例说明TDI图像传感器的操 作的流程图50的例子。与图像同步，将对应于细胞的图像元素的电荷 向下传送到TDI传感器的像素元件51的列。顺序地出现电荷转移，直 到在传感器26的底部寄存器读出来自该列的累积电荷为止。
在由本发明设想的光学层析成像系统的一个实施例中，定向多个 TDI传感器25，使得每个传感器具有沿Z轴平行于细胞移动20的线路 传送52的方向。
通过来自计算机13的定时或时钟信号，使TDI图像传感器线路传 送率与细胞的速率同步。
图7的流程图表示运动细胞1以及其沿时间线路34，在各个时刻， 相对于TDI传感器25的位置。在时间＝0，细胞1正好位于TDI传感 器25上，并且没有检测到图像。在时间＝1，通过TDI传感器25部分 成像细胞1。细胞1的X射线照相51每次被成像一行。与从时刻＝0 至时刻＝5，向下移动那个图像扫描线到TDI图像传感器同步，对应于 每个图像扫描线的电荷22被传送到传感器像素元件23的下一线。用 这种方式，对应于每一像素的电荷被向下累积到TDI检测器25的每个 列24，直到在时刻＝5时，在底部寄存器26读出它为止。
定向TDI传感器以使行传送52的方向与沿Z轴的细胞移动20的 方向平行。使TDI图像传感器行传送率与细胞的速率同步。根据TDI 图像传感器中的行或级的数量，累积另外的光生电荷以及放大该信号 (例如通过96级TDI传感器，诸如Dalsa IL-E2传感器，高达96倍)。
光源
现在参照图8，其示意性地表示了如由本发明的实施例所设想的平 行射线光束光源的示例性说明。在该例子中，平行射线光束光源包括 与光纤110连接的激光器105。光纤110可以包括单根纤维或光纤束或 等价物。在操作中，多个光纤110接收激光束107并将平行辐射光束 36分布到环绕流管或毛细管的源位置。用这种方式，通过使来自单个 激光器的光束通过多个光纤，可以有利地减少多个光源系统所需的激 光器的数目，诸如例如参考图5和图5A所述。可以在光纤110的输入 /输出，或两者处，包含光学元件，诸如透镜和/或反射镜。
在操作中，每个激光束直径可以为大约二分之一到几毫米，允许 单个激光器连接每个激光源外的、具有从约30微米至100微米纤维的 口径范围的许多光纤。
每个源可以具有相同的一般特性，最好为：
●可以接近小的圆形点源，
●可以是激光器、激光二极管或发光二极管，
●可以用已知的光谱内容点亮，
●从该源发出的光子可以形成已知几何形状的光束，诸如所有光 子射线为平行的笔形光束。
每个源产生用于一个投影角的数据。在示例性数据采集几何形状 中，当细胞移动通过该模块时，沿螺旋线排列的多个源从多个投影角 产生数据，螺旋线的轴是包含管的对象的中心轴。根据传感器几何形 状，可以围绕具有角距的相同圆周放置几个点源，以便投影在传感器 处不重叠。所需的源的数量是每个平面重构(X-Y平面)或体积重构 内的所需分辨率的函数。另外，源的波长可以通过使用各种二极管或 其它激光器或白色或其它宽带源(例如汞或氙弧灯)的带通滤波来选 择。存在能用来创建光源点的几个选项，诸如：
●激光器或激光二极管，
●激光纤维束组合，
●激光器或其它高强度光子源前的小孔，
●使用将光子聚焦在针孔的入口和出口侧上的表面等离子体激光 的小孔，
●具有小的横截面的光纤，
●来自光子源前的短焦距透镜的虚点源，
●将点辐射在荧光体表面(一种形式的CRT)上的电子束，以及
●上述的各种组合。
使用光线的发散光束的几何形状是这样的，即，点光源到感兴趣 对象1(例如细胞)越近，由于由越接近源的对象对着的几何角度越宽， 所以放大率越高。在简单投影系统中，放大率近似为M＝(A+B)/A， 其中，A是点光源与对象(细胞)之间的距离，以及B是对象与检测 器之间的距离。相反，如果在系统设计前，已知所要求的分辨率，那 么，对那个特定的分辨率，能优化该几何形状。关于背景，本领域技 术人员参考Blass M.主编， Handbook of Optics：Fiber Optics and Nonlinear Optics，第2版，第四卷，Mcgraw-Hill，2001。
现在参照图9，其示意性地表示了如由本发明的实施例所设想的， 环绕包含流动对象1(诸如细胞)的流管2的重构圆柱12E的例子。重 构圆柱12E包括例如，包括以预定螺距旋转的多个平行射线光束源72 的螺旋线70。安置传感元件39以便接收在通过细胞或其它感兴趣对象 1以及由后标本光学部件放大之后的来自点源的光，如参考图3、4、 4A、5和5A所述。
尽管多个平行射线光束源72的排列是螺旋的，用在如由本发明设 想的重构圆柱中的平行射线光束源阵列可以采用各种几何图形，部分 由电子部件的速度、细胞速率和在传感器(检测器)处实现不相重叠 的投影信号的几何形状而定。
例如，参考图10，其示出了包括通过包含管2的对象，沿Z轴排 列的一系列局部的圆周74的重构圆柱12F，其中，每个局部的圆周74 可以包含一个以上源检测器对。
与安装在管的圆周周围的相对检测器39结合的固定光学点源72， 当其流过源时，能采样通过整个细胞的多个投影角。通过光源和衰减 传送和/或散射和/或发射光的定时发射或计数，或两者，每个检测信号 将与在流动细胞的Z方向中，沿轴向的特定、已知位置重合。用这种 方式，沿垂直于光源的已知轴具有已知速率流动的细胞能够使用通过 细胞的投影被光学上分割，其中光源用于发射或以同步方式被检测， 细胞能够被重构以在X-Y面中形成2D切片。通过层叠或数学上组合 连续的切片，将浮现细胞的三维图像。还可以将细胞运动与围绕流动 轴的光源(或源)的定位结合，以便生成能以例如螺旋方式重构的数 据，从而产生细胞的3D图像。可以通过层叠由线性(1D)投影，或 直接来自平面(2D)投影重构的相邻平面图像，实现三维重构。细胞 的3D图像能产生子细胞结构的定量测量以及用于提供诊断信息的标 记的分子探针的位置和量。
相关申请
本申请是2003年2月18日公开的、Alan C.Nelson的美国专利号 6,522,775，名为“APPARATUS AND METHOD FOR IMAGING SMALL OBJECTS IN A FLOW STREAM USING OPTICAL TOMOGRAPHY”的 部分后续申请。
本申请还涉及2003年7月8日公开的、Chu的名为“OPTICAL TOMOGRAPHY OF SMALL MOVING OBJECTS USING TIME DELAY AND INTEGRATION IMAGING”的美国专利申请6,591,003。