基于横向流速模型的血流流速成像方法

摘要

一种基于横向流速模型的血流流速成像方法，该方法用经扩束的激光照射体表，用CMOS相机对被照区域连续成像，体表浅层血管中红细胞的运动导致背向散射光强涨落，整个像素矩阵作为并行的探测器阵列，CMOS相机的每一个像素作为一个独立的探测器，连续成像后，每个像素记录的光强信号形成独立的信号序列，计算每个信号序列的归一化自相关函数，归一化自相关函数的第一个零点之前线性区域的斜率为红细胞横向穿过探测焦斑的渡越时间，红细胞的横向速度为，为探测光焦斑的横向宽度。

说明书

技术领域

本发明涉及血流成像技术领域，特别涉及一种基于横向流速模型的血流流速成像方法。

背景技术

体表浅层微循环系统血流流速分布的快速成像，在临床上有广泛的应用，目前，非侵入性的血流成像技术包括：散斑技术、超声多普勒流速仪、激光多普勒流速仪、多普勒光学相干层析、基于高速CMOS相机的激光多普勒血流成像技术。散斑技术不能进行定量测量，也不适用于较快的流速，超声多普勒流速仪只能用于大血管，无法用于微循环系统。多普勒光学相干层析和激光多普勒流速仪都是单点测量，需要机械扫描实现较大面积成像，成像速度慢。基于高速CMOS相机的激光多普勒血流成像技术是对激光多普勒流速仪的改进，和激光多普勒流速仪一样都是基于多普勒效应，使用帧频率为20KHZ左右的高速CMOS相机，代替机械扫描，实现快速成像。但是这种高速CMOS相机及所需要的巨大的数据传输处理速度，使这种成像技术的成本很高，同时血流流速结果受多普勒角不确定性影响较大。

发明内容

本发明目的在于提供一种基于横向流速模型的血流流速成像方法，它能通过红细胞断续进出探测光焦斑导致的背向散射光强信号的低频涨落去计算血流流速，以代替目前使用的由多普勒效应导致的高频涨落计算血流流速的方法。

本发明所提出的技术解决方案是这样的：

一种基于横向流速模型的血流流速成像方法，该成像方法包括如下步骤：用经扩束的激光5照射体表6，用CMOS相机7对被照区域连续成像，CMOS相机7每个像素记录的光强信号形成独立的信号序列，计算每个信号序列的归一化自相关函数，归一化自相关函数的第一个零点之前部分线性区域的斜率为红细胞1横向穿过探测光焦斑2的渡越时间                                               ，红细胞的横向速度为，其中，为探测光焦斑的横向宽度。

本发明的原理如下：经扩束的激光5以和体表6接近垂直的方向照射体表6，用CMOS相机7对被照区域进行连续成像，CMOS相机7的整个像素矩阵等价于并行的探测器阵列，每一个像素即是一个独立的探测器，记录对应焦点处随时间变化的背向散射光强信号。假定某个像素对应的焦斑处的血流情况如图1（a）所示，图中黑点表示流动的红细胞，点线矩形框表示探测光的焦斑2，当红细胞没有进入探测光焦斑2时，反射回去的信号很弱，当红细胞1进入探测光焦斑2时，会有较强的反射信号，因此受流动的红细胞1断续进出探测光焦斑2的调制，背向散射光强信号随时间形成一个一个的脉冲，当红细胞1移动速度较慢时，穿过探测光焦斑2的时间较长，产生的脉冲宽度较大，当红细胞1移动速度较快时，穿过探测光焦斑2的时间较短，产生的脉冲宽度较窄，脉冲的时间宽度对应红细胞1穿过探测光焦斑2的时间，即渡越时间。图1（a）中，在非聚焦区域穿过探测光束的红细胞3、4，由于这些红细胞3、4处于焦斑2之外，对背向散射光强信号的影响较小，因此，焦斑2外的红细胞的影响可以忽略。图1（b）中矩形框表示放大的焦斑2，红细胞以速度流过焦斑2，探测光沿竖直方向，多普勒角为，的纵向分量导致多普勒频移，假定为；红细胞以横向速度穿过探测光焦斑2，则背向散射光可表示为，假定血管周围静止组织的背向散射光为，这两部分光都进入探测器进行干涉（即外差法），则探测到的光为，因为远小于，则探测到的光强信号可以简化为，如图2（a）所示，其中的高频振荡来源于多普勒效应，即，所以，基于多普勒效应的血流成像方法都是分析高频振动信号计算流速，对相机的帧频要求比较高，一般在20KHZ。图2（a）中的低频包络（如图2（b）所示）对应于，图2（b）中的脉冲就是红细胞穿过探测光焦斑所形成，因此脉冲的平均时间宽度就是红细胞穿过探测光焦斑的时间，即渡越时间，假定探测光焦斑的横向宽度为，则红细胞的横向速度。由于图2（b）中的低频脉冲的频率较低，因此对相机的帧频要求不低于500HZ即可。当相机的曝光时间大于多普勒效应导致的高频振荡的几个周期时，则多普勒效应导致的高频振荡就被平均，信号中只有红细胞断续进出探测光焦斑导致的低频脉冲，如图2（b）所示。

虽然横向流速模型只能得到流速的横向分量，即，为实际流速，为多普勒角，由于体表浅层血管大部分都是和体表接近平行分布，当成像系统和照射激光和体表接近垂直时，多普勒角的范围在90°～80°之间，则流速横向分量的范围在之间，非常接近实际流速，所以用横向流速可以代表实际流速，不用考虑未知的多普勒角的影响，而目前的基于多普勒效应的血流成像方法得到的是流速的纵向分量，即，当多普勒角的范围在度之间时，结果为，和实际流速相差较大，不能反映真实流速。

    对于如图2（b）所示的信号，由归一化自相关函数计算脉冲的平均宽度，即渡越时间，

              （1）

上式中表示探测到的光强信号的自相关函数。

图3（a）、（b）、（c）分别表示流速比例为4:2:1时探测到的低频包络信号，虽然在同一速度下，红细胞穿过探测光焦斑时产生的背向散射光脉冲的宽度和幅度有差异，但是流速和脉冲的宽度有明显的相关性。图3（a）、（b）、（c）的归一化自相关函数如图3（d）所示，十字线、实线及点线分别对应流速比例为4:2:1的结果，选取两条水平点线之间线性度比较好的区域作为斜率计算范围（即纵坐标值为0.2～0.8之间的范围），三者对应的斜率的倒数(即渡越时间)之比为19:10:6，横向流速之比为1:1.9:3.2，和流速基本吻合。

与现有技术相比，本发明具有如下显著效果：

（1）本发明提出一种流速横向分量的计算模型，由红细胞断续进出探测光焦斑导致的背向散射光强信号的低频涨落计算流速，代替目前使用的由多普勒效应导致的高频涨落计算流速的方法，使对CMOS相机帧频的最低要求由现有的20KHZ降低为500HZ，从而降低了对CMOS相机及数据传输处理速度的要求。

（2）本方法测量的是流速横向分量，而多普勒方法测量的是流速纵向分量，体表浅层血管大部分都是和体表接近平行分布，流速横向分量受多普勒角不确定性的影响较小，从而，更接近真实的血流速度。

附图说明

图1（a）是基于横向流速模型的血流流速成像原理图，图中表示红细胞流经探测光焦斑2的示意图。

图1（b）是图1（a）所示的探测光焦斑的放大图。

图2（a）表示CMOS相机探测到的光强信号。

图2（b）表示探测到的光强信号去除高频振荡的包络线。

图3（a）表示流速比例为4时探测到的光强信号去除高频振荡的包络线。

图3（b）表示流速比例为2时探测到的光强信号去除高频振荡的包络线。

图3（c）表示流速比例为1时探测到的光强信号去除高频振荡的包络线。

图3（d）表示根据图3（a）、图3（b）、图3（c）探测到的低频包络线的归一化自相关函数。

图4是基于横向流速模型的血流流速成像装置的结构示意图。

具体实施方式

通过下面实施例对本发明作进一步详细阐述。

参见图4所示，一种基于横向流速模型的血流流速成像装置由激光器10、扩束镜9、成像系统8、CMOS相机7和计算机11组成。待测对象6为手掌表层的血流即体表，激光器10发出的激光经扩束镜9扩束后照射体表6，扩束的激光5和体表6接近垂直，成像系统8使被照射区域成像于CMOS相机7，计算机11控制CMOS相机7连续采集成像区域的图像，CMOS相机7的每一个像素作为独立的探测器，记录对应焦点处随时间变化的背向散射光强信号。假定像素12对应的聚焦点为13，像素12采集到的信号为，计算的归一化自相关函数，归一化自相关函数的第一个零点之前部分线性区域的斜率为红细胞1横向穿过探测光焦斑2的渡越时间，用公式（1）计算红细胞穿过13点焦斑2的渡越时间，则横向流速为，这里是探测光焦斑2横向宽度。

探测光焦斑2横向宽度由以下方法测量：用一个已知流速为的离体血流作为样品，调节光束和血流流动方向接近垂直，则按照上述同样的方法，测量得到红细胞穿过探测光焦斑2的时间，则可以得到。

因此，横向流速为。

对CMOS相机7每个像素记录的信号序列都按照以上方法进行处理，则可以得到整个成像区域的血流速度分布图像。

用于本方法的基于横向流速模型的血流流速成像装置中主要部件的参数如下：CMOS相机7的帧频为500HZ；选择CMOS相机7的曝光时间为秒100微妙。