基于频域激光散斑成像的血流速度测量方法

摘要

本发明公开了一种基于频域激光散斑成像的血流速度测量方法，包括以下步骤：将激光光束照射在被测物体上，再利用成像系统对被测物体成像，通过图像传感器采集被测物体的原始散斑图像，接着将采集的原始散斑图像中单个像素点处于时域中的动态散斑强度转换到频域，并计算功率谱密度，以及对功率谱密度进行多项式拟合得到平滑曲线，然后将平滑曲线通过傅里叶变换转换到时域，计算像素点的自协方差函数并进行归一化，接着建立血流速度的测量模型，获得自协方差函数与血流速度之间的关系，最终拟合得到血流速度值；本发明不仅消除了静态噪声，提高了血流速度的测量准确度，而且避免了成像环境因素如光源强度、照射角度等的影响，提高了测量稳定性。

说明书

技术领域

本发明涉及生物组织血流成像领域，具体涉及一种基于频域激光散斑成像 的血流速度测量方法。

背景技术

激光散斑衬比成像是一种利用光学成像系统传输激光散斑图像以实现对全 场血流进行成像的技术。激光散斑衬比成像系统主要由相干光源和图像采集设 备组成，相干光经生物组织散射后随机叠加，并通过图像采集设备采集随机散 斑图样进行空间衬比分析，最终估算出血流速度。激光散斑衬比成像方法具有 操作简单、实用性强等特点，因此在生物医学研究、临床诊断、外科引导、皮 肤、牙科、眼科和神经科学等领域获得了广泛的应用。

然而采用激光散斑衬比成像方法进行血流速度测量时，由于受环境条件(如 光源强度、照射角度、成像物和相机参数)以及生物组织中的散射过程(如速 度分布、静态散斑和多重散斑)的影响，使得已有的激光散斑衬比成像方法测 得的血流速度存在较大误差。

针对以上问题，Parthasarathy等人利用多曝光时间散斑衬比成像方法获得自 相关函数来代替使用单个衬比值获得单点的自相关函数值，以减少静态散射带 来的影响，同时可以获得速度分布类型等有效信息。之后，Thompson和Andrews 又在此基础上指出，将自协方差曲线转换为多普勒频谱的形式，便可使用激光 多普勒测定中的算法估算出血流速度。通过以上方法虽然已经在很大程度上提 高了散斑衬比度值的有效性，但是由于散斑图像依然受多种成像环境因素影响， 因此利用激光散斑衬比成像方法直接测量血流速度中存在的误差问题仍然没有 得到有效解决。

发明内容

本发明为了克服以上不足，提供一种可以消除环境因数影响，提高测量准 确度的基于频域激光散斑成像的血流速度测量方法。

为了解决上述技术问题，本发明的技术方案是：一种基于频域激光散斑成 像的血流速度测量方法，包括以下步骤：

S1：将激光光束照射在被测物体上；

S2：利用成像系统对被测物体成像；

S3：利用图像传感器采集被测物体的原始散斑图像；

S4：对原始散斑图像中的单个像素点进行计算，以获得单个像素点的自协 方差函数，对单个像素点的自协方差函数进行归一化处理，包括以下步骤：

S41：利用公式(Ⅰ)对采集的原始散斑图像中单个像素点(x,y)处于时域中 的动态散斑强度进行傅里叶变换，转换到频域：

$\tilde{I}\left(\omega \right)=\frac{1}{2\pi }\int I\left(t\right)e^{-\mathrm{i\omega t}}\mathrm{dt}---\left(I\right)$

其中I(t)表示时域中像素点(x,y)处光强序列，表示频域中像素点(x,y)处 光强序列，x和y分别表示像素点的横坐标和纵坐标；

S42：计算功率谱密度并对进行多项式拟合得到平滑曲线；

S43：利用公式(Ⅱ)将步骤S42中的平滑曲线通过傅里叶变换转换到时域， 计算像素点(x,y)的自协方差函数：

$C_t\left(\tau \right)={\int \left|\tilde{I}\left(\omega \right)\right|}^2{e}^{\mathrm{i\omega \tau }}\mathrm{d\omega }-{⟨\tilde{I}\left(\omega \right)⟩}^2---\left(\mathrm{II}\right)$

其中τ代表时间间隔；

并对C_t(τ)进行归一化处理；

S5：建立血流速度的测量模型，获得自协方差函数与绝对血流速度之间的 关系：

$C_t\left(\tau \right)=e^{-\frac{M^2{v_0}^2{\tau }^2}{{l_0}^2+M^2{\tilde{v}}^2{\tau }^2}}[\frac{{l_0}^3}{{({l_0}^2+M^2{\tilde{v}}^2{\tau }^2)}^{\frac{3}{2}}}+\frac{2M^4{v_0}^2{\tilde{v}}^2{l}_0{\tau }^4}{{({l_0}^2+M^2{\tilde{v}}^2{\tau }^2)}^{\frac{5}{2}}}]---\left(\mathrm{III}\right)$

其中M是成像系统的放大倍数，其中τ代表时间间隔；l₀＝0.41Mλ/NA，λ代表 照射光波长，NA是数值孔径，v₀是像素点(x,y)的平均速度，是像素点(x,y)的均 方根速度。

S6：将步骤S43中经归一化处理的自协方差函数C_t(τ)代入公式(Ⅲ)进行 拟合，得到像素点(x,y)的血流速度v₀；

S7：对原始散斑图像中的每个像素点重复步骤S4-S6，对生物组织特定区域 或病灶区域血流速度的动态监测和分析。

进一步的，所述的成像系统为透镜组成像系统。

本发明提供的基于频域激光散斑成像的血流速度测量方法，首先将图像传 感器采集的原始散斑图像转换到频域中进行处理，得到自协方差函数，并进行 归一化处理；接着建立血流速度的测量模型，将归一化后的自协方差函数与血 流速度联系起来，通过拟合得到最终的血流速度，通过此方法不仅消除了静态 噪声，提高了血流速度的测量准确度，而且避免了成像环境因素如光源强度、 照射角度等的影响，提高了测量稳定性。

附图说明

图1是本发明提出的基于频域激光散斑成像的血流速度测量方法的流程图；

图2是本发明透镜组成像系统结构示意图；

图3a～3c是本发明方法和传统方法在流体模拟实验中的测量结果对比图；

图4a～4c是本发明方法和传统方法对大鼠右耳血管内血流速度的测量结果 对比图。

图中所示：1、激光器；2、被测物体；3、透镜组；4、图像传感器；5、PC 机。

具体实施方式

下面结合附图对本发明作详细描述：

如图1所示，本发明提供一种基于频域激光散斑成像的血流速度测量方法， 包括以下步骤：

S1：将激光光束照射在被测物体上；

S2：利用成像系统对被测物体成像；

S3：利用图像传感器采集被测物体的原始散斑图像；

S4：对原始散斑图像中的单个像素点进行计算，以获得单个像素点的自协 方差函数，对单个像素点的自协方差函数进行归一化处理，包括以下步骤：

S41：利用公式(Ⅰ)对采集的原始散斑图像中单个像素点(x,y)处于时域中 的动态散斑强度进行傅里叶变换，转换到频域：

$\tilde{I}\left(\omega \right)=\frac{1}{2\pi }\int I\left(t\right)e^{-\mathrm{i\omega t}}\mathrm{dt}---\left(I\right)$

其中I(t)表示时域中像素点(x,y)处光强序列，表示频域中像素点(x,y)处 光强序列，x和y分别表示像素点的横坐标和纵坐标；

S42：计算功率谱密度并对进行多项式拟合得到平滑曲线；

S43：利用公式(Ⅱ)将步骤S42中的平滑曲线通过傅里叶变换转换到时域， 计算像素点(x,y)的自协方差函数：

$C_t\left(\tau \right)={\int \left|\tilde{I}\left(\omega \right)\right|}^2{e}^{\mathrm{i\omega \tau }}\mathrm{d\omega }-{⟨\tilde{I}\left(\omega \right)⟩}^2---\left(\mathrm{II}\right)$

其中τ代表时间间隔；

并对C_t(τ)进行归一化处理；

S5：建立血流速度的测量模型，获得自协方差函数与绝对血流速度之间的 关系：

假设t₀＝0时物平面上的点(x₀,y₀)处只有一个颗粒，运动速度为v，在激光光 束的照射下，(x₀,y₀)相对应的像平面上的点(x,y)处散射的电场振幅分布可表示为 δ(x-x₀-vτ,y-y₀)，而对于数值孔径固定的成像系统，点(x,y)处的电场振幅可表示 为：

U(x,y)＝δ(x-Mx₀-Mvτ,y-My₀)*h(x,y)

               (Ⅲ-1)

＝h(x-Mx₀-Mvτ,y-My₀)

其中，M是成像系统的放大倍数，h(x,y)是成像系统的光学传递函数，*为 卷积运算，τ代表时间间隔。假设图像畸变可以忽略，则h(x,y)可以表示为系统 的点传递函数：

其中，J₁是一阶第一类贝塞尔函数，数，λ是照射光的波长，从上式 中看出h(x,y)为艾里斑图样，半径r₀为：

$r_0=0.61\frac{\mathrm{M\lambda }}{\mathrm{NA}}---(\mathrm{III}-3)$

假设成像的颗粒有单一的速度v，经过时间间隔τ，(x₀,y₀)相对应的像平面上 的点(x₁,y₁)的自协方差函数C_t(v,τ)归一化处理后可表示为：

$C_t(v,\tau )=⟨\frac{\left|h{(x_1-M{x}_0,y_1-M{y}_0)}^{*}h(x_1-M{x}_0-\mathrm{Mv\tau },y_1-M{y}_0)\right|}{{\left|h(x_1-M{x}_0,y_1-M{y}_0)\right|}^2}⟩---(\mathrm{III}-4)$

假定t₀＝0时物平面上任意初始位置上均有足够多的颗粒，运动速度都为v， 则针对时间间隔τ，将每个初始位置上所有颗粒对应像平面内的自协方差的时间 平均值可以转换为空间平均值：

$C_t(v,\tau )=\frac{\int \int {\left|h{(x,y)}^{*}h(x-\mathrm{Mv\tau },y)\right|}^2\mathrm{dxdy}}{\int {\left|h(x,y)\right|}^2\mathrm{dxdy}}---(\mathrm{III}-5)$

这里对整个x-y平面进行积分，x₁-Mx₀和y₁-My₀用x和y代替。

根据式(Ⅲ-5)，C_t(v,τ)看做两个相距M_vτ的艾里斑的重叠区域。则C_t(v,τ)可以 近似表示为如下高斯函数：

$C_t(v,\tau )=e^{\frac{-{\left(\mathrm{Mv\tau }\right)}^2}{{l_0}^2}}---(\mathrm{III}-6)$

其中l₀＝Mvτ₀是去相关长度，代表两个艾里斑重叠区域是原始重叠区域的e^-1， 其中原始重叠区域是指两个艾里斑图样完全重叠的区域。

对于给定的速度分布P(v)，自协方差函数可以表示为：

$C_t\left(\tau \right)={\int }_0^{+\infty }P\left(v\right)C_t(v,\tau )\mathrm{dv}---(\mathrm{III}-7)$

血流速度分布被认为是布朗运动和高斯分布共同组成的。因此，假设血流 速度分布P(v)由两种速度类型组成，可表示为:

$P\left(v\right)=\frac{2}{\sqrt{\pi }{\tilde{v}}^3}{(v-v_0)}^2{e}^{-\frac{{(v-v_0)}^2}{{\tilde{v}}^2}}---(\mathrm{III}-8)$

由(Ⅲ-7)和(Ⅲ-8)式可以解得C_t(τ)的表达式为：

$C_t\left(\tau \right)=e^{-\frac{M^2{v_0}^2{\tau }^2}{{l_0}^2+M^2{\tilde{v}}^2{\tau }^2}}[\frac{{l_0}^3}{{({l_0}^2+M^2{\tilde{v}}^2{\tau }^2)}^{\frac{3}{2}}}+\frac{2M^4{v_0}^2{\tilde{v}}^2{l}_0{\tau }^4}{{({l_0}^2+M^2{\tilde{v}}^2{\tau }^2)}^{\frac{5}{2}}}]---\left(\mathrm{III}\right)$

其中M是成像系统的放大倍数，l₀＝0.41Mλ/NA，λ代表光波长，NA是数值 孔径，v₀是像素点(x,y)的平均速度，是像素点(x,y)的均方根速度。

S6：将步骤S43中经归一化处理的自协方差函数C_t(τ)代入公式(Ⅲ)进行 拟合，得到像素点(x,y)的血流速度v₀。

S7：对原始散斑图像中的每个像素点重复步骤S4-S8，对生物组织特定区域 或病灶区域血流速度的动态监测和分析。

如图2所示，搭建透镜组成像系统，激光器1发射激光照射于被测物体2 上，散射激光经过透镜组3收集，并通过高帧速率的图像传感器4进行成像， 最终将图像信号传入PC机5对血流速度进行监测和分析。

以下为流体模拟实验：

被测对象2为匀速流动的聚苯乙烯颗粒(0.1wt％,平均直径为3.2μm)，通 过注射泵来控制聚苯乙烯颗粒以0.1mm/s,0.5mm/s,1mm/s的速度匀速流动，用 780nm的激光器进行照射，然后通过固定在立体显微镜(NA＝0.2)上的高速图 像传感器成像以1000帧每秒的速率采集原始激光散斑图像，并进行测量。

图像传感器采集的激光散斑图像如图3a所示，其中实线所选区域是采集原 始散斑的区域；通过计算得到液体不同流速下所选定区域的速度分布如图3b所 示，其中x轴0.0点处为所选区域x方向的中心，虚线是测得的散点值，实线是 对虚线进行拟合后的抛物线曲线，由下至上分别代表流速为0.1mm/s,0.5mm/s, 1mm/s的测量结果；测量得到的液体速度与实际液体速度之间的关系如图3c所 示，其中散点值为实验值，直线代表理论值，从图中可以看出，对于不同流速 的液体，采用本实施例的方法测得的结果与理论值非常接近，因此可以看出本 实施例的方法具有较高的准确度。

以下为动物活体的血流速度测量实验：

被测对象是一只Sprague Dawley大鼠，使用水合氯醛对其进行麻醉，并用 脱毛膏除去大鼠右耳的毛，将其固定在立体显微镜下。将四个相同规格的780nm 的激光器放置在四个角度不同的位置上(分别标记为角度1，2，3，4)，从不同 的角度照射右耳，然后采用传统方法和本文方法分别对右耳血管内的血流速度 进行测量。由于大鼠在短时间(5分钟)内处于稳定状态，因此在此期间，大鼠 的血流速度处于稳定状态。为了进一步说明本发明的性能，采用传统方法和本 发明方法两种方法进行测量。

图像传感器采集的激光散斑图像如图4a所示，图中实线为两种方法采集原 始散斑的区域。采用传统方法和本发明方法在不同测量角度下测得血管中心的 血流速度值如图4b所示，其中左侧代表采用本发明方法测得的血流速度值，右 侧代表采用传统方法测得的血流速度值，从图中可以看出采用传统方法进行测 量时，在不同的测量角度下测得的血流速度偏差较大，说明照射条件的变化对 传统方法的影响比较大。而针对不同的照射条件，通过本发明方法测得的血流 速度只有很小的偏差，因此本发明方法具有更高的稳定性。图4c显示了两种方 法在角度2和角度3下对同一采集区域测得的血流速度曲线，可以看出采用本 发明的方法在两种角度下测得的值非常接近，而采用传统方法在两种角度下测 得的值存在较大差距，说明本发明方法具有更好的稳定性。

综上所述，本发明提供的基于频域激光散斑成像的血流速度测量方法，首 先将图像传感器采集的原始散斑图像转换到频域中进行处理，得到自协方差函 数，并进行归一化处理；接着建立血流速度的测量模型，将归一化后的自协方 差函数与血流速度联系起来，通过拟合得到最终的血流速度，不仅消除了静态 噪声，提高了血流速度的测量准确度，而且避免了成像环境因素如光源强度、 照射角度等的影响，提高了测量稳定性。

虽然说明书中对本发明的实施方式进行了说明，但这些实施方式只是作为 提示，不应限定本发明的保护范围。在不脱离本发明宗旨的范围内进行各种省 略、置换和变更均应包含在本发明的保护范围内。