CN101784227B - 激光散斑成像系统和方法 - Google Patents

Abstract

一种测量组织中的灌注的装置和方法。所述方法包括以下步骤：记录激光下组织的多个图像，从所述组织的多个图像计算多个对比度图像，从所述多个对比度图像确定散射光的功率谱，以及从功率谱确定灌注。所述装置包括数字摄像机，激光源，和处理器，所述处理器被设置为操作所述摄像机以用不同曝光时间产生多个图像，接收来自所述摄像机的多个图像并且处理所述图像以从所述图像确定散射光的功率谱和从功率谱确定灌注。

Description

激光散斑成像系统和方法

技术领域

本领域涉及用于光学成像一个血管或多个血管内的微粒(包括身体组织中的表面下解剖结构和活质分子)的方法和系统，尤其涉及激光散斑成像(laser speckle imaging)系统和方法，包括使用激光来测量和量化一个血管或多个血管内的微粒，包括受试者和患者的组织(例如皮组织)中的脉搏、血液灌注和实时血流速度。也提供了这样的方法/系统在工业应用和在医学诊断和治疗中的各种应用。

背景技术

以下包括可以有助于理解本发明的信息。并非承认此处提供的任何信息是现有技术，或与当前描述或要求权利的发明相关，或者具体或隐含引用的任何出版物或文献是现有技术。

使用激光来测量特别是气体中的移动微粒的速度几乎追溯到激光的发明。从移动微粒散射回检测器的光受到等于光源与检测器之间的相径的变化率的多普勒频移。例如，已表明当使用微小检测器孔径检查时，从静止皮肤散射的激光由于身体外胚层中的移动血液微粒的存在而发生多普勒频移。多数光从组织中基本不动的散射体返回，但是一部分则经由多次散射过程返回，该多次散射过程涉及不动散射体以及由在皮肤表面的1-2mm内的循环毛细血管网中流动的一个或多个血液微粒散射。

多个散射体使得以生理有用的方式量化这样的量度所需的分析复杂化。然而，Bonner和Nossall(Applied Optics 20：2097-2107(1981))发现组织灌注是由多普勒信号的功率谱的第一谱矩(moment)提供的，并且组织灌注可以被表示为流速与移动散射体的数量的乘积。

激光多普勒成像是用于评估血流变化的当前光学技术。设备的输出是在达50×50cm²的面积上的二维(2D)流相关(灌注、速度、浓度)图。该技术是无创的，原因是它不涉及身体接触。然而，目前商用的激光多普勒成像仪并不完全满足临床应用对它们的所有要求。这些成像仪(的成像速度)慢，需要特定技能使用，并且获得结果的判读不总是客观的。多普勒方法的另一个问题在于每次只能在一个部位测量灌注。在一个区域上的映射灌注是耗时的并且未考虑任何快速灌注变化。关于受试者体内(例如受试者的皮肤内)的灌注或血流的评估，多普勒成像的又一个问题在于事实上受试者(例如受评估的皮肤或身体部分)必须保持静止。因此，商用的激光多普勒成像仪及其技术主要用于医学研究项目而不常用于临床实践，尽管激光多普勒成像在医学领域中有巨大的潜力。目前，用于体内血流监视的两种主要光学技术是激光多普勒血流仪和激光散斑对比成像。

散斑图案是由一组波前的相互干涉产生的随机强度图案。当表面由光波照射时，根据衍射理论，被照射表面上的每个点充当二次球面波源。在散射光场中的任何点的光由从被照射表面的每个点散射的波组成。如果该表面足够粗糙以产生超出一个波长的径长差，引起大于2π的相变，则合成光的幅度以及因此强度随机变化。如果使用低相干的光(即，由许多波长组成)，则通常将观察不到散斑图案，原因是由单个波长产生的散斑图案具有不同尺寸并且通常将彼此平均。科学家已研究该现象多年，但是自从发明激光以来散斑已经得到认可并且有各种应用。一个熟悉的例子是当激光束被散射离开粗糙表面时产生的随机图案。散斑效应是具有不同相位的许多波的干涉的结构，这些波加在一起产生合成波，所述合成波的幅度以及因此强度随机变化。如果每个波由一个向量建模，则可以看出如果带有随机角度的多个向量加在一起，则合成向量的长度会是从零到各个向量长度的总和之间的任何数。

激光散斑图案通过用相干光照射被测对象产生。散斑是由归因于微观表面糙度而随机不同的径长之间的干涉所产生的粒状外观，并且可以是远场散斑或图像散斑。远场散斑描述在距离表面上的闪耀激光斑点一段距离处的照射的散斑性质，而图像散斑描述用扩展激光束照射的对象的散斑外观，如同由某个光学系统(例如照相机或人眼)成像。激光散斑对比成像使用图像散斑效应，其中均匀表面的图像中的像素显示从黑到白分布的强度。当被测对象移动时散斑图案平移或变化；在任何特定点，测得强度随着对象运动波动。

在灌注估计的系统中，激光散斑用于产生相对运动的全场图像。相当于在一点看到的多普勒频移，激光散斑图案在空间中“闪烁”，这是当目标为活体皮肤时由于移动血液微粒所散射的光。闪烁的速度越快，散斑在有限时间内记录的图像中变得越模糊。该闪烁有时被称为“生物散斑(biospeckle)”，并且模糊常规地由对比参数K量化，其中K是光强度的标准差与平均强度之比，即

$K=\frac{{\mathrm{\σ}}_s}{\stackrel{\‾}{I}}$

其中下标s表示空间变化。

与静止非活体对象所产生的静态散斑图案相比，活体生物组织(例如皮肤)的散斑图像显示快速变化的散斑图案。该生物散斑效应归因于来自相对于固定散射体(例如组织)的移动细胞(例如流动血液中的红细胞)的散射。该波动的波谱由移动微粒的数量和速度确定。

可以通过计算在某个适当的有限曝光下拍摄的散斑图像的小区域上的对比度直接测量波动率：如果在图像中的某个点的波动期与曝光时间相比足够短，则散斑波动将被模糊。图像的低对比区域指示高波动率，因此指示细胞运动的高速度。该现象已用于产生各种类似的激光散斑成像系统。这些系统对相对组织灌注(血流的量度，与组织中流动血细胞的速度和浓度的乘积成比例)敏感。然而，激光散斑技术的挑战是从散斑统计确定灌注的定量测量。尽管有机会实时显示散斑对比，但迄今为止仍缺少实时定量分析。

因此，可以使用激光多普勒技术或激光散斑对比成像来测量灌注，例如组织中的血流。激光多普勒和激光散斑方法基本上测量相同的物理效应，尽管它们使用不同的测量技术和判读。多普勒方法从由组织的小区域返回的光的波动功率谱的第一谱矩来测量灌注(Briers，J.D.，“Laser Doppler，speckle and related techniques for bloodperfusion mapping and imaging”Physiological Measurement22：R35-R66(2001))，通过计算和体外实验(Bonner and Nossal，“Model for laser Doppler measurements of blood flow in tissue”Applied Optics 20：2097-2107(1981))以及建模(Jentink，et al.，“MonteCarlo simulations of laser Doppler blood flow measurements intissue”Applied Optics 29：2371-2381(1990))表明其与血流线性相关。这开始是单点测量，使用探头来测量从激光所照射的组织的小体积返回的波谱，尽管可以通过扫描测量点产生组织的区域的图像。在另一方面，激光散斑灌注测量使用在有限曝光下由摄像机记录的波动激光散斑图案(生物散斑)的空间统计生成相对灌注图。激光散斑灌注实质上是面积测量，通过与扫描所产生的激光多普勒图像比较，每次曝光产生一个图像。如上所述，激光散斑技术的当前挑战是从散斑统计确定灌注的定量测量。

因此，将会理解激光多普勒和激光散斑成像是用于获得生物组织中的血流2D图的两种光学无创技术，并且这些现有技术均具有用于测量血流的优点和缺陷。激光散斑对比成像可以被看作实时成像技术，但是它对血流参数(例如速度和浓度)的变化的响应的判读有困难。与之相比，激光多普勒成像具有更清晰的生物判读，但是它不是实时技术。

在一个实施例中，一种新的激光散斑成像系统对多个曝光时间进行散斑对比度测量并且使用从散斑对比度测量导出的时间自相关信息来提供精确地等于在激光多普勒方法中产生的波谱信息和灌注指数。

在另一个实施例中，通过带有可调节参数τ_c的数学函数来近似数值结构自相关数据。散斑对比信息从多幅图像中的每一幅图像确定并且从中形成多幅对比度图像。代表组织散斑的时间自相关函数的一个或多个参数从上述多幅对比度图像导出。移动通过介质的流体的灌注值从上述一个或多个参数确定。

在本文中所述和要求权利的本发明的各种实施例因此克服了激光散斑成像的缺陷并且在被扫描区域上实时提供微粒流和速度图像，所述图像相当于在静态单点拍摄的激光多普勒图像。

发明内容

本文所述和/或要求权利的发明具有包括但不限于在该发明内容中阐述或描述或引用的许多属性和实施例。它并非旨在穷举并且本文所述和/或要求权利的发明并不被限制到在该发明内容中确定的特征或实施例，该发明内容被包括仅仅是为了举例说明而不是限制。

本发明的目标是提供一种测量血管中的微粒流和速度的改进或备选方法。本发明例如可以用于测量包括皮肤的受试者组织中的灌注或血流。

在一个方面，本发明的一个实施例包括一种测量皮肤中的灌注或血流的方法，包括以下步骤：在短时帧内用不同曝光时间记录激光下的皮肤的多个图像，从所述多个图像确定散射光的功率谱，和从所述功率谱确定灌注。

在一个实施例中，曝光时间范围在0.1毫秒(ms)到100ms之间。在一个优选实施例中，曝光时间范围在1ms到50ms之间。

在一个优选实施例中，进行曝光的时帧小于2秒。在另一个更优选的实施例中进行曝光的时帧小于0.5秒。

在一个实施例中，激光器是来自Word Star Technologies的热电冷却、50mW、658纳米的单模式二极管激光器。

在一个实施例中，通过从在感兴趣点散斑图像的空间对比度随着曝光时间的变化生成时间自相关函数，并将时间自相关函数转换为它的功率谱来确定功率谱。在一个实施例中，自相关函数使用WienerKintchine定理转换为它的功率谱。

在另一个实施例中，从功率谱计算加权谱矩。功率谱的第一谱矩是灌注的比例量度。

在另一个方面，本发明的一个实施例包括一种用于测量灌注的装置，包括数字摄像机(其例如可以是单色或在单色模式下操作的彩色摄像机)，激光源，和处理器，其被设置为操作摄像机以产生带有不同曝光时间的多个图像，接收来自摄像机的多个图像并且处理图像以在每个点或选定点从图像确定散射光的功率谱，和通过计算它的第一谱矩从功率谱确定灌注。在其他实施例中，可以使用彩色摄像机，但是散斑对比计算并不使用信号的色度分量。

在一个优选实施例中，激光器在单模式下操作以保证散斑中的最大对比度和静态对象的图像中的一致对比度。

在一个优选实施例中，计算机或其他编程设备控制摄像机增益和曝光时间，并且接收和处理数据以提供预期输出。

在一个优选实施例中，摄像机和激光源稳定地被安装(例如安装到三脚架或支架)以消除振动。可选地，摄像机可以带有图像稳定功能以补偿摄像机振动。另外，正被成像的受试者可以被稳定或支撑以消除受试者运动。

又一个方面涉及计算机程序产品，包括计算机可使用介质，所述介质具有记录在其上的计算机程序逻辑，用于控制装置在多个不同曝光时间收集散斑图像，和从曝光相关对比度测量提取流信息。这样的计算机程序逻辑优选地包括被配置为执行一系列操作的计算机程序代码逻辑，所述操作包括从摄像机接收数据，确定多个区域的每一个的时间自协方差数据集。

一个优选实施例中，对于每个关心区域，计算每个曝光值的散斑对比度K。然后形成曝光时间T乘以K²的乘积。统计理论表明该量相对于曝光时间T的斜率是散斑强度的时间自相关函数。然后从自相关函数的傅立叶变换计算功率谱，并且从该谱的第一谱矩计算灌注。

逐步地，跟随一组帧的捕捉

For each area of interest(对于每一个感兴趣的区域)：

//计算TK²值

For i from 0 to number of exposures-1 do

Begin

  Calculate K and TK²；

  Record TK²；

End；

//计算斜率

For i from 1to number of exposures-1 do

Begin

  Calculate slope between adjacent TK² values；

End；

//计算功率谱

Calculate FFT of slope record；

//计算灌注指数

Take first moment of absolute FFT results；

另一个优选实施例来自于发现自相关函数可以由具有简单积分的单一时间常数所描述的解析式近似。该积分拟合到测得数据集TK2以导出，然后限定实际自相关函数。波动的功率谱可以从该自相关函数的FT获得，但是代表灌注的第一谱矩可以从预先计算的查找表或插值函数导出。

逐步地，跟随一组帧的捕捉

For each area ofinterest(对于每一个感兴趣的区域)：

//计算TK²值

For i from 0 to number of exposures-1 do

Begin

  Calculate K and TK²；

  Record TK²；

End；

//找出代表自相关函数的τ_c。

Least squares fit autocorrelation function integral to TK² values；

Compute best-fitτ_c：

Compute power spectrum from autocorrelation function；

Extract perfusion value from look up table or interpolation routine；

在另外的其他方面中，本发明的实施例具有用于评估受试者和/或它们的状况的临床应用。作为例子，本发明的一个实施例中的激光散斑成像设备和方法可以用于测量血液灌注和血流，包括皮层血管血流、脑血流、眼血流、视网膜血流和血管灌注以及其他组织例如皮肤中的血流。

本发明的各种实施例也提供了用于通过评估或监视血液动力和/或灌注参数来评价患者的血管健康的方法和装置。本发明的一个实施例的激光散斑成像设备和方法例如可以用于评估伤口，包括急性和慢性伤口，和伤口状态。它们也可以用于评估糖尿病和糖尿病状况，和评估心血管和脑血管疾病。

因此，在另一个方面中本发明的一个实施例提供了一种模块化功能血管状态评价装置，其包括与激光器电连通并且控制激光器的CPU和适合于获得和存储散斑图像的图像捕捉设备，CPU能够通过寻找时间自相关函数来处理散斑图像以从散斑图像计算散射光的功率谱和获得灌注指数。

在一个实施例中，装置中的图像捕捉设备可以被控制以在小于100毫秒的曝光时间的范围内捕捉多个图像。在另一个实施例中，装置还包括用于显示散斑图像的监视器。

在又一个实施例中，装置CPU被编程以执行血管状态评价。血管状态评价可以是血液动力评价(包括血流)、灌注指数和/或灌注图。

在又一个实施例中，CPU可以包括一个或多个正常血液动力和/或正常灌注数据集并且被编程以比较正常血液动力和/或正常灌注数据与获得的血液动力和/或灌注指数。

在其他实施例中，装置CPU被编程以执行脉搏波形分析，和/或确定流速、脉搏波速度和对侧血管响应中的一个。

在另一个方面中本发明的一个实施例提供了一种用于评价心血管风险的计算机执行方法，包括接收使用以上和本文的其他地方所述的装置对个体执行的一个或多个血管功能评价的结果；将功能评价的结果放置到对应于个体的计算数据集中；接收多个流行病学风险因素的每一个的状态；将每个流行病学风险因素的状态放置到对应于个体的计算数据集中；和从对应于个体的数据集计算个体的组合功能和流行病学相对风险。在该方法的某些实施例中，所述一个或多个血管功能评价可以是灌注指数、灌注图、脉搏波形分析、血管流速、血管脉搏波速度和对侧血管响应中的一个或多个。

在另一个实施例中，计算机执行方法还可以包括接收来自对个体的一个或多个结构评价的结果；将所述一个或多个结构评价的结果放置到对应于个体的计算数据集中；和从对应于个体的数据集计算个体的组合功能、流行病学和结构相对风险。结构评价包括病理变化的确定，所述病理变化包括以下的一个或多个：内膜内侧厚度增加、动脉粥样硬化斑块形成和在至少一个血管床上的钙沉淀。

在另一个实施例中，计算机执行方法还包括接收来自对个体的血氧浓度或血糖的状态的一个或多个血液学评价的结果；将所述一个或多个血液学评价的结果放置到对应于个体的计算数据集中；和从对应于个体的数据集计算个体的组合功能、流行病学和血液学相对风险。

在另一个方面中本发明的一个实施例提供了一种用于确定个体的神经血管状态的计算机执行方法，包括接收使用以上和本文的其他地方所述的装置对个体执行的一个或多个评价的结果以评价个体的测试部位上的局部血流，和基于在测试部位的血流响应建立个体的神经血管评价。

在另一个方面中本发明的一个实施例提供了一种用于确定患有糖尿病的个体的微循环状态的方法，包括使用以上和本文的其他地方所述的装置评价个体的测试部位上的局部血流，和基于在测试部位的血流灌注建立个体的微循环评价。

在另一个方面中本发明的一个实施例提供了一种用于通过使用以上所述的装置测量散射微粒的布朗运动的减小来监视半透明材料例如油漆、环氧树脂和树脂中的凝固和交联过程的进展的计算机执行方法。

并不限于该发明内容中的信息的本发明的这些和其他方面在下面被提供。从为了公开目的而提供的发明和当前优选实施例的以下描述将显而易见本发明的其他和更多方面、特征和优点。

附图说明

通过参考附图，本发明的某些实施例的上述特征、优点和目标以及将显而易见的其他特征、优点和目标可以与以上概述的本发明的一些实施例的更具体描述一起进一步被理解。然而应当注意的是附图示出了本发明的优选实施例，因此并不被认为限制它们的范围。因此，仅仅作为例子而非旨在限制，将参考附图进一步描述本发明，其中：

图1示出了灌注测量系统的一个例子。

图2示出了可用于本发明的实施例的计算机系统的一个例子。

图3是确定通过介质的流体的灌注的方法的一个例子的流程图。

图4是对比度对曝光时间的关系曲线的图示。

图5提供了生物散斑时间自协方差的图示。

图6示出了光电流锡生物散斑的功率谱密度S(f)。

图7示出了以TK^2对曝光时间的关系曲线的形式绘制的数据。

图8示出了三重散射散斑实验，其中覆纸轮在漫射器之下旋转。

图9示出了来自三重散射散斑实验的结果。

图10显示了图像散斑的两个帧之间的协方差：不带有漫射器的LHS和带有轻喷沙塑料漫射器的RHS(帧之间的靶移0.5mm；X和Y以像素计，协方差C以任意单位计)。

图11示出了深度效应测试模型，由待填充组织仿体凝胶的陪替氏培养皿(Petri dish)中的流管组成。

图12显示了来自深度效应测试模型的典型图像，原始在左边并且散斑对比度图像在右边。

图13是深度效应结果的一个例子的图示。

图14是由于多次散射而模糊的程度的图示。

图15在半对数标度上示出了单流管的对比度减小效应。

图16示出了对比度减小效应的搏动分量，显示了前臂上的穿支血管。

图17是在热水诱导血管舒张之后测量的K/T曲线的时间序列的典型曲线的图形。

图18示出了在热水诱导血管舒张之后在手背中的灌注指数和散斑对比度变化。

图19示出了对比度的时间序列测量，显示了脉搏。

图20显示了典型散斑对比度显示软件的屏幕截图。

具体实施方式

外周血流中的反常变化被认为是人体器官中的各种病症的良好指示。血流速度的测量现在已变为潜在的诊断方法，用于检测或评估例如由糖尿病、由血管狭窄和血栓症代表的循环系统中的患病部分，或用于研究由于施予治疗和药物发生的活体反应。

本发明开发了一种改进的激光散斑成像系统，其可以用于激光源可穿透的一个血管或多个血管内的微粒的运动的实时成像。例如在50次以上曝光时间使用散斑对比度测量，发明人发现可以从散斑测量导出时间自相关函数，并且因此导出精确地等于在多普勒方法中产生的波谱信息和灌注指数。

发明人也发现自相关数据可以通过简单但非指数函数很好地近似，所述函数是特征时间τ_c的参量。可以通过从在适当曝光下的少量散斑测量确定τ_c来寻找灌注指数。这在例子中由在灌注中的诱导变化之后测量灌注恢复示出。本发明的实施例的激光散斑成像系统的使用尤其包括组织或身体部分中的血流和血液灌注的测量和成像。

可用于本发明的一些实施例中的设备具有激光源，图像捕捉设备，和用于数据存储和/或操作和显示的设备，并且可以参考附图进行描述。在一个例子中，658纳米激光器可以用作光源。这样的光穿透组织并且例如从血红细胞很好地散射。在其他实施例中，不同激光波长可以用于控制被探查组织的体积。在图1中显示了一个激光散斑成像系统。使用扩展激光束用相干光照射被检查对象。被照射区域的图像使用数字摄像机进行捕捉并且使用计算机或其他编程设备进行分析。

现在描述一种用于获得通过介质进行流体灌注的灌注测量的改进系统和方法。图1示出了灌注测量系统100的一个例子。如图1中所示，灌注测量系统100包括数字摄像机102，照射激光源104，和计算机200。

摄像机102可以是电荷耦合器件(“CCD”)摄像机。这样的摄像机的例子包括但不限于由索尼公司制造的XCD-SX910。摄像机102可以具有可由计算机200控制的可变电子增益和曝光时间。在一些实施例中，摄像机102可以具有1200×960像素的分辨率并且具有可以在10μs到17.5秒之间变化的曝光时间。摄像机102可以被配置为在单色模式下操作。在一些实施例中，摄像机102可以配置有透镜和滤波器。这样的透镜包括但不限于具有75mm焦距的透镜。另外，对摄像机的可变增益调节可以允许在固定孔径用不同曝光长度校正图像而不会使传感器饱和。

激光源104可以是典型地功率为50mW，优选带有可变输出功率的激光器，从而在具有足够光强度以照射介质的大面积，或当用短曝光时间采集图像时获得足够的光中提供灵活性。为了避免模式跳变，可以使用热稳定、单模式激光器。这样的激光器的例子是可从World Star Technologies获得的TECRL系列激光器，在658nm下具有50mW的功率输出。在一个实施例中，激光源104提供波长在红光波谱内，例如波长为大约635nm到大约690nm的激光，尽管可以使用其他波长。

在一个实施例中，激光源104和摄像机102可以稳定地安装以消除采集图像的振动模糊。激光源104和摄像机102可以被安装使得摄像机102聚焦在可以是患者皮肤的介质108的表面区域上，在那里来自激光源104的入射光线接触介质108的表面。

通过在介质表面上拍摄激光的多个图像，以上系统可以用于确定介质108各处的流体灌注，例如流过皮肤内毛细血管的血液。图像可以在不同曝光下采集。曝光时间的典型范围包括但不限于从0.001ms到1秒。优选地，使用0.1ms到100ms的曝光时间并且更优选地用1ms到20ms的曝光时间采集图像。变化曝光时间根据在该点通过介质的流体灌注产生在每个图像中的各点的散斑对比度的范围。

图像散斑中的散斑大小由以下公式估计：

S≈1.2(1+M)λF

其中，S是散斑大小；M是成像放大率；λ是激光波长；并且F是成像透镜的光圈F数。在一个实施例中，在被选择为保持相当于或大于摄像机像素大小的恒定散斑大小的固定透镜孔径下拍摄散斑图像。这确保针对静态图像的高散斑对比度。如果希望变化曝光以保证图像使用摄像机102的全动态范围，摄像机增益可以随着曝光时间变化。在一些实施例中，可以通过在透镜的前面放置不同衰减滤波器代替或增加摄像机102的增益变化。备选地，激光源104的功率可以随着曝光时间的变化由其内建电路或由电光调制器(EOM)(例如美国新泽西州牛顿的Thor Labs)调制。

通过使用摄像机102的动态范围的一部分可以用短曝光时间实现更大的曝光变化。这通过使用带有更大灰度级比特的摄像机实现以保证充分地编码不太强烈的曝光。

使用中，设备典型地与计算机或编程存储器关联。在一些实施例中，计算机用于接收、存储、分析和输出散斑测量的结果。在一些实施例中，计算机也控制激光器和/或摄像机的操作以进行测量。

计算机200可以是具有中央处理单元(CPU)的任何类型的计算机，例如个人计算机、膝上型计算机或大型机。另外，计算机200可以被配置为运行任何类型的操作系统，包括但不限于Windows，Linux，Mac OS X，，等等。计算机200可以配置有摄像机102和激光器104可以连接的各种外围端口中的一个或多个，例如PS/2端口，RS232或串行端口，USB端口，IEEE 1284或并行端口，外围部件互连(PCI)插槽，和IEEE 1394端口。

如图2中所示，计算机200可以包括一个或多个处理器202，所述处理器可以连接到通信基础结构206(例如通信总线、跨接杆或网络)。计算机200可以包括主存储器204，例如随机存取(RAM)存储器，并且也可以包括辅助存储器208。辅助存储器208例如可以包括硬盘驱动器210和/或可移除存储驱动器212，包括软盘驱动器、磁带驱动器、光盘驱动器等。可移除存储驱动器212可以从可移除存储单元216中读取和/或对其进行写入。可移除存储单元216可以是能够由可移除存储驱动器212写入和读取的固态硬盘、外置硬盘、闪存驱动器、软盘、磁带、光盘、ZIP^TM驱动器等。可移动存储单元212可以包括在其中存储计算机软件和/或数据的计算机可用存储介质。

在一些实施例中，辅助存储器208可以包括用于允许计算机程序或其他指令装载到计算机200中的其他类似设备。这样的设备例如可以包括可移除存储单元218和接口218。这样的设备和插座的例子包括但不限于USB闪存驱动器和关联插座。可以使用允许软件和数据从可移除存储单元218传送到计算机200的其他可移除存储单元218和接口214。

在备选实施例中，辅助存储器208可以包括用于允许计算机程序或其他指令装载到计算机系统200中的其他类似装置。这样的装置例如可以包括可移除存储单元216和接口214。这样的例子可以包括程序盒和盒接口(例如在视频游戏设备中出现的)，可移除存储芯片(例如EPROM，或PROM)和关联插座，以及允许软件和数据从可移除存储单元传送到计算机系统200的其他可移除存储单元218。

计算机200也可以包括在计算机200与外部设备(例如摄像机102和激光器104)之间传送数据的通信接口220。通信接口220的例子可以包括调制解调器，网络接口(例如以太网卡)，通信端口，个人计算机存储卡国际协会(PCMCIA)插槽和卡等。经由通信接口220传送的软件和数据采用信号的形式，所述信号可以是能够由通信接口220接收的电子、电磁、光或其他信号。这些信号经由通信路径或通道被提供给通信接口220。承载信号的路径或通道可以使用导线或电缆、光纤、电话线、蜂窝链路、射频(RF)链路和其他通信通道实现。

在本文中，术语“计算机程序介质”和“计算机可用介质”通常用于表示机器可读存储介质，例如可移除存储设备216。这些计算机程序产品是用于将软件或程序指令提供给计算机系统200的装置。当存储在介质216中的计算机程序代码由处理器202执行时，处理器执行如本文所述的用于灌注和其他评价和测量的方法。因此，执行计算机程序代码的处理器充当用于执行灌注测量和其他操作的专用处理器。

在另一个实施例中，元件主要由硬件实现，例如使用硬件部件实现，诸如编程阵列逻辑(PAL)，专用集成电路(ASIC)或其他硬件部件。实现硬件状态机以执行本文所述的功能对相关领域的(诸)技术人员显见。在又一个实施例中，元件使用专用硬件和被配置为执行软件的计算机处理设备的组合实现。

数据采集包括在包含最大使用范围的不同曝光下初始化一系列帧，以常规方式计算每个帧散斑对比度，然后为每个像素或选定像素组合对比度的变化和曝光。这产生包含信息的3-D矩阵，在每个像素的自相关函数将从所述信息发现并且被转换为功率谱或流参数，例如灌注指数。

图3显示了概述计算机程序产品的流程图，所述计算机程序产品包括在其上记录计算机程序逻辑的计算机可用介质，所述计算机程序逻辑则用于调制使用相干光源(典型地为激光器104，例如50mW，658nm单模式二极管激光器)的图1的激光散斑成像系统中的曝光时间以通过应用时间自相关函数产生波谱信息来评估血管内的微粒流，并且取决于应用是否需要，评估散斑图像数据的功率谱密度的第一谱矩的灌注指数或指示。

图3是确定通过介质的流体灌注的方法300的一个例子的流程图。

如图3中所示，摄像机102和激光器104在块302被初始化。

在块304，无生命靶的基准视频帧由摄像机102采集并且被分析以校准激光器将产生的散斑对比度的最大值。基准对比度值可以使用无生命基准表面获得，因为这类表面的对比度值与曝光无关。在一些实施例中，基准值可以从系统的预测量光学性质推断。这些性质可以包括孔径和/或靶范围的变化效应。

在块310，用第一曝光n采集视频帧。

在块312，分析视频帧以产生对比度图像。

在块314，将对比度图像存储在对比度缓冲器中。

在决定块316，进行核查以确定是否覆盖了全曝光范围。

如果未覆盖全曝光范围，则在块318调节摄像机曝光、增益和激光功率。

在块320，开始在一组曝光中的下一次曝光n+1，其包括重复在块310和312的图像采集和分析。

如果在块316覆盖了全曝光范围，则在块322计算功率谱和灌注指数值。

在块324，然后将算出值存储在存储器204，208中。

在块326，一旦值被存储，可以开始一组新的曝光。

如本文所述，发明了用于激光散斑成像的方法和设备，其具有多普勒测量的定量优点，同时保持散斑对比成像的实时图像生成能力，同时避免激光多普勒的缺点。这通过用于在曝光范围内获得和分析一系列散斑对比度测量来实现。提取功率谱的第一谱矩被测量以计算等于多普勒技术所测量的灌注指数。

在本发明的一个实施例中，散斑成像系统使用CCD摄像机和激光器。在一个优选实施例中，使用带有4.7μm平方像素的索尼CCD摄像机，以及World Star Technologies热电冷却50mW、658nm单模式二极管激光器。使用近似S＝1.2(1+M)λF，设置75mm摄像机透镜的F制光圈以产生类似于摄像机像素大小的特征散斑大小，其中S是散斑大小，M是成像波长，λ是激光波长并且F是成像透镜的孔径。可选地，偏振滤波器用于恢复对比度的高值，这是因为组织中的多次散射具有偏振效应，减小了如例1所述的对比度。可以计算5×5平方像素的散斑对比度K以产生每个散斑对比度图像并且可以在较大的图像面积上获得平均对比度值，可选地排除饱和或欠曝光区域。如本文所述的软件可以用于控制摄像机的电子增益和曝光时间并且执行对比度计算，允许快速地进行在曝光范围的测量。

如上所述，为了确定组织中的灌注，用曝光时间的范围拍摄所述组织的一系列图像。曝光时间范围可以为0.001ms到1秒，但是典型地约为0.1ms到100ms并且理想地约为1ms到20ms。曝光时间根据在该点的灌注产生在每个图像中各点的散斑对比度的范围。在该图像中感兴趣点处的空间对比度随着曝光时间的变化用于生成光的时间自相关函数。然后可以使用Weiner Kintchine定理从自相关函数计算功率谱。然后从功率谱计算第一谱矩。第一谱矩产生相当于使用等效多普勒值所产生的数据。该数据可以用于使用Bonner和Nossal的技术(Applied Optics 20：2097-2107(1981))确定灌注值。

由于涉及移动散射体的散斑图案是动态的，因此图案的照片或图像将随着平均或曝光时间的增加而变得逐渐模糊。手背面上的皮肤的图像的平均散斑对比度在从0.02ms到490ms的曝光范围内被测量(图4)。测得值渐近大约0.65的对比度。未被运动模糊的完全显影、偏振散斑具有为1的对比度。使用的孔径设置存在于散斑中的最高空间频率，但是在单像素上仍然有被有效平均或模糊的强度变化。这减小了对比度。经证实尽管在静止、多次散射对象中测得相同对比度(0.65)，但以减小生物散斑测量的可使用曝光范围为代价，通过减小摄像机孔径和因此增加相对于像素的散斑大小，该对比度可以增加到接近1。可以使用在图3的流程图的块304得到的对比度的基准值K_max修正K的非1值。

“冻结时间”，即将完全冻结活体组织所产生的散斑图案的曝光很短，典型地小于例如50μs。任何实际曝光将在一定程度上模糊生物散斑图案。图4的S形数据表明在组织的散斑成像中获得最大灵敏度的适当曝光为大约3ms，即在手绘曲线的拐点。

假设散斑统计是遍历的，则用曝光T测量的空间变量σ_s ²通过下式与在一点的时间变化联系

${\mathrm{\σ}}_s^2=\frac{1}{T}\underset{0}{\overset{T}{\∫}}{C}_t\left(\mathrm{\τ}\right)\mathrm{d\τ}---\left(1\right)$

其中C_t(τ)是如Goodman，J.W.，“Statistical Optics”Wiley，New York，1985中所述的单散斑的时间自协方差。因此

$C_t\left(T\right)=\frac{d}{\mathrm{dT}}T{\mathrm{\σ}}_s^2---\left(2\right)$

可以测量空间对比度K，其是由平均强度归一化的标准差：

$K=\frac{{\mathrm{\σ}}_s}{\stackrel{\‾}{I}}---\left(3\right)$

自协方差函数可以从散斑测量导出

$C_t\left(T\right)=\frac{d}{\mathrm{dT}}T{K}^2{\stackrel{\‾}{I}}^2---\left(4\right)$

该函数由平均强度平方、常数和有效任意因数标度。然而，归一化形式可在该应用中使用，当T接近0并且K接近K_max时自协方差R_t(T)被标度为具有值1。

$R_t\left(T\right)=\frac{1}{K_{\max }^2}\frac{d}{\mathrm{dT}}T{K}^2---\left(5\right)$

图5中的离散数据是使用图4中绘制的对比度的平滑拟合恢复的自相关。通过Wiener Kinthine关系进行这些数据的傅立叶变换提供散斑的功率谱。在先前已知的纯多普勒实验中，可以从它的时间序列的傅立叶变换直接地，或者使用Wiener Kinthine定理从由时间序列导出的自相关函数的傅立叶变换来计算功率谱。因此以上技术精确地恢复与多普勒方法相同的波谱信息。因此可以获得功率谱的谱矩并且可以从谱矩得到灌注值。例如参见前面的Bonner和Nossal。可以计算图像上的任何指定点的灌注值或者可以产生全场灌注图像。

从图5中的数据的傅立叶变换计算散斑波动的功率谱密度S(f)。这与从多普勒测量(Stern M.D.，Nature，254，1975，pp 56-58)导出的原始波谱数据集一起在图6中示出。两个数据集之间的一致表明本发明的方法是可靠的。

激光多普勒测量提供在散斑图像中不显见的散射微粒的运动的直接指示。时间信息经由曝光相关对比度被重新引入散斑中。他人已通过假设单散斑的时间自协方差具有以下形式的特征时间τ_c来间接地进行微粒速度的提取：

$C_t\left(\mathrm{\τ}\right)=e^{-\left|\mathrm{\τ}\right|/{\mathrm{\τ}}_c}$

方程(1)可以被积分，得到

$K=\sqrt{\frac{{\mathrm{\τ}}_c}{2T}\{1-e^{(-2T/{\mathrm{\τ}}_c)}\}}$

这允许从特定对比度K和曝光时间T提取τ_c的值。然而，发明人发现对于固定流，由该方法得到的τ_c的值不是唯一的并且取决于曝光时间。原因从实验导出的自相关函数(图5和下面的方程(6))显而易见，其对于小于τ_c(在这里为0.6ms)的时间仅仅是近似指数的。

图7显示了转换为形式TK²的数据。对于以上的分析方法(方法1)，该函数的斜率用于方程5中。可以看出该函数具有相对简单的形式。

另外，R_t(T)数据在宽时间范围上由在图5中绘制的函数

R_t(T)＝1/(1+T/τ_c)    (6)

很好地近似为τ_c等于0.0006s的平滑线。这两个观察结果导致第二分析方法(方法2)。

简化基于这样的事实，即数值结构自相关数据可以通过带有可调节参数(一个或多个)的数学函数被近似。特别地，方程(6)中的形式仅仅具有一个未知参数τ_c。

方程6的函数是有吸引力的，因为它通过单一时间常数描述生物散斑样本，并且进一步地，它是解析可积的。这意味着实验数据可以在分析中更早地被拟合到函数。在分析中更早地将数据拟合到函数是有吸引力的，因为微分实验数据的过程会引入噪声。

使用方程6的函数，平方算出对比度乘以曝光时间，即TK²将拟合到积分函数

${\mathrm{TK}}^2=K_{\max }^2{\mathrm{\τ}}_c{\log }_e(1+T/{\mathrm{\τ}}_c)---\left(7\right)$

以导出时间常数τ_c。也可以使用除了方程6之外的其他函数。导出τ_c的值之后，可以从方程6的傅立叶变换导出功率谱和从该变换的谱矩或通过使用预计算查找表或插值函数直接从τ_c导出灌注。

从返回光的功率谱密度，无论从拟合到函数(在方程6中给出)导出还是从标度数据点算出，血流的测量可以以与常规多普勒测量相同的方式进行并且可以被转换为灌注或流参数。

第三方法并不需要多次曝光，而是建立在用多次曝光获得的知识上。如上所述，方程(7)提供一种用于通过将在不同曝光收集的数据最小二乘法拟合到该函数获得τ_c值的好方法。在血管舒张例子中(图17)进行该方法。τ_c的最佳拟合值被提取。拟合具有合理的噪声量。应当注意该函数的选择意味着拟合曲线总是保持它的形状，并且只能向左和向右滑动，而不改变它的斜率，基于先前的预期暗示一些约束被施加于血细胞速度。

因此，限定了例如由方程6(但不排除其他)给出的曲线(其适合血液测量并且仅仅具有一个拟合参数τ_c)之后，在数学上，可以基于单次曝光T及其对比度K确定灌注以计算τ_c并且限定例如在图17中绘制的曲线。等效“图形”将是通过将曲线向左或向右平移而使得该曲线“拟合”通过的单个点，尽管假设可能有噪声该方法没有上述方法优选。参见图17。然而，它允许使用只能操作一次曝光的设备进行灌注估计，并且允许对比度值转换为合适的灌注估计。

如上所述使用带有不同曝光时间的多个测量。在进行测量时灌注必须尽可能地稳定。假设搏动血流不是问题(并且在许多情况下它们将不是)，可以在达到一秒或二秒的时间内进行测量。为了在典型地脉搏率下测量搏动血流，测量必须与脉搏同步或者在脉搏周期内被采样多次。例如，测量必须在每秒10次的速度下进行，或者更优选地每秒30次测量。

更容易使用相对高功率例如50mW的二极管激光器进行测量，因为这在具有足够光强度以照射大面积，或在最短曝光下获得足够的光中提供灵活性。与常规散斑对比度测量相比，重要的是激光器在曝光期间不会模式跳变；已发现模式跳变产生假对比度变化。在优选实施例中使用热稳定的单模式激光器以避免模式跳变。这样的激光器的一个例子是WorldStar Technologies TECRL系列二极管激光器。

对比度图像的生成

原始散斑图像通常不提供很多信息，因此它们被转换为对比图或灌注参数格式：在根据本发明的一个实施例的装置中这与指示在图像的每个点的对比度或运动速度的某个参数一起被显示。常参数是散斑对比度K，被定义为强度变化的标准差与平均强度之比：

K＝σ_s/〈I〉    (1)

在图像的小面积上(通常为3×3或5×5平方像素)上计算散斑对比度C并且结果被绘制为图像。来自显示散斑图像的软件的屏幕截图和从其计算的对比度在图(20)中被显示。如Forrester et al.，“A LaserSpeckle Imaging Technique for Measuring Tissue Perfusion”IEEETransactions on Biomedical Engineering 51：2074-2084(2004)使用的其他类似分析也是可能的。

在研发该系统的过程中评估了各种照射二极管激光器。由于激光散斑是干涉效应，优选的是使用在单模式下可靠地操作的激光器，只要相干长度大于产生散斑图案的预期径长差。在一个实施例中，使用来自WorldStarTech的温度控制模块，其在658nm下具有50mW的功率输出。

使用带有该模块的透镜扩展激光照射以在感兴趣的区域上提供大致均匀的照射。由于分析对亮度进行归一化，只要在工作时不要太靠近摄像机的动态范围的上限或下限，非均匀照射不是问题。

来自摄像机的图像被收集并且使用软件进行分析。图7显示了原型控制和分析软件的屏幕截图。

上述本发明的各种实施例、方面和特征使用硬件、软件或它们的组合实现并且可以使用具有一个或多个处理器的计算机系统实现。实际上，在一个实施例中，这些元件使用能够执行关于此描述功能的基于处理器的系统实现。在图2中显示了一个典型的基于处理器的系统200。如图1中所示，灌注测量系统100包括数字摄影机102，照射激光源104，和计算机200。计算机系统200包括一个或多个处理器，例如处理器202。处理器202连接到通信总线222。各种软件实施例根据该典型计算机系统被描述。如上所述的本发明的实施例、特征和功能性并不依赖于特定计算机系统或处理器架构或特定操作系统。实际上，已知当前描述，相关领域的普通技术人员将显见如何使用其他计算机或处理器系统和/或架构实现本发明。

应用

本发明的实施例的激光散斑成像设备和方法具有许多应用。

例如，它们可以用于表征动脉粥样硬化斑块。参见Seemantini K.，et al.，Characterization of Atherosclerotic Plaques by Laser SpeckleImaging”Circulation 112：885-892(2005)，其中，例如本发明的实施例的激光散斑成像设备和方法将代替在其中使用的那些设备和/或方法。本发明的实施例的激光散斑成像设备和方法也可以用于测量皮层血管血流，其图案与大脑皮层中的功能响应关联。血管血流的图案可以用于研究体觉中心的时空活动和诊断病灶性中风或局部缺血。使用本文所述和要求权利的本发明的实施例允许获得皮层血管血流图案的图像，其中血管和血流速度可以被显示。本发明的其他实施例的激光散斑成像设备和方法也可以用于测量神经活动的变化，所述神经活动的变化伴随着区域脑血流的变化。本发明的实施例的激光散斑成像设备和方法也可以用于评估眼血流，包括眼内的特定区域，尤其是视网膜。特别有利的用途包括用于评估具有或易受或疑似具有或易受任何形式的黄斑变性(例如老年性黄斑变性)的受试者中的血流或灌注的状态。

本发明的实施例的激光散斑成像设备和方法也可以用于评估伤口，包括伤口中或周围的血流，和伤口创面开放性。“伤口”表示对任何组织的损伤，例如包括急性、愈合迟缓或困难的伤口和慢性伤口。伤口的例子可以包括开放和闭合伤口。伤口例如包括烧伤、切口、切除、裂口、擦伤、穿刺或穿透伤口、手术伤口、挫伤、血肿、挤压伤和溃疡。也包括并不以预期速度愈合的伤口。特别有用的能够使用根据本发明的一些实施例的激光散斑成像设备和方法来测量慢性伤口或其他愈合迟缓或困难的伤口中的血流。在一些实施例中慢性伤口是糖尿病溃疡、糖尿病足部溃疡、静脉性溃疡、静脉淤血性溃疡、压力性溃疡、褥疮性溃疡、血管炎性溃疡、动脉性溃疡、感染性溃疡、烧伤溃疡、创伤性溃疡或与坏疽性脓皮症关联的溃疡或混合溃疡。

在组织、局部皮肤病理或烧伤程度的研究中，皮肤的区域之间的相对对比度提供有用的灌注信息。例如在糖尿病的演变中量化循环的逐渐损失的应用也将从例如在本文中提供的更定量方法受益。

在一个实施例中受试者是糖尿病患者。

在一个实施例中受试者具有心血管疾病或状况。

例子

提供以下例子以举例说明散斑技术和本发明的优选实施例的实施，并且绝非限制本发明的范围。

例1

多次散射的影响

在移动实体对象的情况下散射体相对于彼此的相对运动可以产生差异，一种被称为“三重散射散斑”或“斑点散斑”的特别相对运动情况。这些是在激光从移动对象通过静止漫射屏返回到成像系统的情况下生成的散斑图案。涉及移动和固定散射体的该多次散射类似生物散斑中的情况。

图8中所示的简单实验装置是动态三重散射散斑的一个例子。由喷沙透明塑料制造的轻漫射板被插入纸覆轮和散斑成像系统之间。在漫射器就位和不就位的情况下并且在轮静止或旋转使得纸以大约43mm/s的速度通过成像部位的情况下，在从0.5到30ms的摄像机曝光范围下测量散斑对比度K。在图9中绘制的对比度结果表明漫射器的影响增加了散斑波动率并且因此增加了在有限曝光时间下的模糊效应。在低于30ms的任何特定曝光下并且在轮旋转的情况下，当漫射器就位时测得对比度较低。在足够长的曝光下两种情况下的对比度接近正常最小水平，原因是曝光超过两个图案的波动时间。

观察在轮测试期间的原始图像，在漫射器就位的情况下散斑图案看上去在原地闪烁，而在没有漫射器的情况下模糊为条纹。该印象得到另一个简单实验支持，该实验在有和没有与如上相同的漫射器的情况下比较在截图之间移动少许的纸覆表面的静态图像。当在漫射器未就位的情况下纸表面移动0.5mm时，散斑图案随着纸移动。这通过计算两个帧之间的协方差被确认，所述协方差显示适当位移的不同峰值，如图10中所示。在漫射器就位的情况下，当纸移动时散斑图案随机变化，并且帧之间的协方差没有峰值。该结果表明没有关于留在动态斑点散斑图案中的运动方向的信息。关于组织的激光散斑对比成像，这些观察结果表明没有关于运动方向的信息保留并且波动率不具有与移动散射体的速度的简单关系。这使得通过散斑测量来测量血红细胞的流量变得不同寻常。

例2

由散斑技术探查的体积

为了使用根据本发明的一个实施例的激光散斑成像系统评估深度效应，一个模型用于靠近皮肤表面的毛细血管，其由围绕流管的组织仿体组成。由以1∶10在2％的琼脂溶液中稀释的10％的英脱利匹特(Intralipid)组成的组织仿体凝胶被设置在如图11中所示包含流管阶梯的陪替氏培养皿中，使得组织仿体的表面与形成阶梯的最高梯级的流管的外部齐平。阶梯的流管梯级垂直地分离0.4mm并且水平地分离5mm。使用的硅树脂管道具有1.02mm的内径和0.57mm的壁厚。

使用的血液类似物由水中6.2μm乳胶珠的悬浮液组成，稀释到1％的浓度(以重量计)，其近似于组织中血红细胞的大小和浓度，与微细毛细血管相比修正了流管的较大尺寸。该悬浮液使用注射泵以0.8mm/s的固定速度被泵送通过流管。

图12显示了使用本发明的一个实施例的激光散斑成像系统的该模型的典型散斑图像和相关散斑对比度图像。在图像的中心部分取每个图像列的平均值产生图13的绘图，由槽深度显示了增加组织仿体深度对流诱导散斑对比度减小的影响。对比度减小效应随着深度增加而下降，使得在该绘图中在2mm深度的第六管仅仅只能被检测为曲线的轻微降低。

该绘图也显示了布朗运动的影响：当流体被引入时对比度下降，即使没有通过管的净流亦是如此。在特定温度下的微粒的平均动能和因此均方根速度由以下方程给出：

$\frac{1}{2}m\stackrel{\‾}{v^2}=\frac{3}{2}\mathrm{kt}---\left(3\right)$

由于布朗运动，在室温下乳胶微粒的rms速度大约为0.3mm/s，与应当有可测量对比度减小效应的可检测流速相比足够大。在包含微粒散射体(例如交联聚合物、油漆和树脂)的流体中使用散斑技术，布朗运动是明显的，但是在离体肌肉组织中未观察到布朗运动。

当流体存在或在管中流动时管位置之间的对比度与管位置处的对比度成比例地下降，指示多次散射效应将移动散射体的模糊影响延伸到组织仿体的延伸体积。图14是在仿体表面之下1mm深度嵌入上述相同仿体混合物中的单流管的散斑对比度图像。流体运动的对比度减小效应明显地延伸超出管壁。

取没有流体存在的情况下组织仿体的平均对比度与模糊图像的对比度之间的差值，可以确定运动相关对比度减小。在图15中绘制的该值随着离管的距离呈指数下降，标度长λ由仿体的深度和仿体光学特性确定。模糊效应在其上下降到它的值的1/e的距离λ随着仿体中的管的深度且随着仿体中散射体的浓度而增加。该距离预期在组织中是波长相关的并且提供一种控制使用本发明的实施例采样的组织体积的方法。

例3

穿支血管

为皮肤供血的毛细血管通过穿支血管(从深血管到达表面的小动脉)由深血管给送。定位这些穿支血管对于计划各种重建外科程序来说常常是重要的。它们目前通常使用超声多普勒血流仪探头进行定位。这是单点方法并且因此它可以通过使用根据本发明的散斑对比成像的一个实施例的全场图像方法被改进。

在该例中，试图通过寻找搏动血流的区域来识别穿支血管，在那里脉搏在最靠近动脉穿支血管的那些毛细血管中更明显。使用实时散斑对比度显示沿着前臂搜索产生穿支血管的可能候选点，原因是对比度以脉搏率波动。在对比度图像的每个点进行时域傅立叶变换并且然后在对应于图16产生的脉搏率的傅立叶分量的每个点绘制幅度，其中图16是对比度减小效应的搏动分量的图像。前臂穿支血管的位置如图16中所示清楚地显示。该位置使用多普勒超声血流仪进行确认。

例4

灌注变化的测量

作为上述第二分析方法的测试，使用参量自相关函数(方程6)，在使用热水诱导血管舒张之后在手背上测量对比度对曝光时间的关系曲线的时间序列。图17显示了来自数据集的三个典型曲线。基线曲线是初始状态，其中“时间＝0s”曲线在诱导血管舒张之后尽快进行测量。

在方法1的分析中，曲线通过眼睛拟合以平滑K对T数据的关系曲线并且提取代表自相关函数的微分曲线(方程5)，该微分曲线近似解析函数。给定通常可由该方程代表的数据，方法2通过积分解析函数(6)并且将其换算为方程(5)的积分避免了数值微分，其是测得数据集，即

$\frac{{\mathrm{TK}}^2}{K_{\max }^2}={\mathrm{\τ}}_c\log (1+T/{\mathrm{\τ}}_c)---\left(7\right)$

或解出K/K_max：

$\frac{K}{K_{\max }}=\sqrt{\frac{{\mathrm{\τ}}_c}{T}\log (1+T/{\mathrm{\τ}}_c)}---\left(8\right)$

然后可以通过最小二乘法拟合得到τ_c的值。图17中所示的三个典型序列的合成拟合曲线令人满意地拟合数据，验证了函数的选择和该分析方法。

使用从8个对比度对曝光时间的关系曲线的每一个导出的τ_c值，产生自协方差函数和功率谱密度。与灌注成比例并且被称为“灌注指数”的功率谱密度的第一谱矩在每个测量时间被计算，并且在图18中被显示。以赫兹为单位测得的灌注(其根据多普勒设备的基础理论直接与以每克组织的血液毫升数测得的组织灌注成比例)在浸渍之后立即上升5倍，并且在大约10分钟的期间恢复到它的初始值。

该图也显示了在该事件期间在选定曝光时间计算的散斑对比度值。在任何特定时间，所有这样的对比度信息用于计算灌注。如果按照常规做法，仅仅使用一次曝光，可以从在该曝光下的散斑对比度的变化值推断灌注返回正常的相对恢复。尽管量化是不可能的。例如，在使用3ms曝光之后130秒达到0.5的散斑对比度，但是使用10ms要到430秒。在这些时间，实际灌注相差两倍。如果使用在单一曝光时间的对比度值则将需要经验校准。但是校准必须隐含地假设如果曝光变化则对比度将变化一定的量。这相当于假设所有受试者具有相同的红细胞速度分布。本文公开的方法并不需要作出该假设。灌注不与对比度测量线性相关，在浸渍之后对比度测量以几乎恒定的速度上升，同时灌注指数在非线性曲线上下降。

在不进行进一步分析的情况下，图18显示了多数单独散斑波动(和隐含地，多普勒周期)位于大约0.3到30ms之间。超出该范围的是时间平均产生对比度的最大减小。最大对比度减小对应于500Hz左右的消除频率，在这里该值靠近功率谱的第一谱矩。简单判读是这对应于仅仅大约0.1mm/s的散射微粒速度，明显低于毛细血管中预期的1mm/s。多数功率移动到比预期更低的频率(30-500Hz)，这归因于散射体对血细胞的角度依赖性，导致高多普勒频移的经历碰撞的机会较低。多数散射事件仅仅拦截微粒速度的较小分量。

例5

真皮脉搏

实验表明除了例3的局部穿支血管效应以外散斑对比度的时间序列测量在血流中具有波动。寻找的自然波动是脉搏，并且可以在各种区域中检测到对比度在时间上随着脉搏减小，所述区域包括手背，内腕、上前臂以及指尖和甲床。图19显示了甲床的散斑对比度的时间序列测量，清楚地显示了脉搏。紧连到组织的模糊靶(例如不透明带)显示不规则波动，确认看到的脉搏效应是毛细血管中的血流的结果而不是组织随着心跳的总运动。其他实验(例如例2中的那些实验)表明光并不穿透超过1到2mm深度，由此波动不与深血管相关。

显示的记录是散斑对比度，但是如例4中所示，这样的记录可以由本发明的一个实施例的方法转换为真皮毛细血管结构内的实际灌注值。

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本发明并不受任何特定的优选实施例限制。本领域的普通技术人员将会想到可以对公开实施例进行各种修改而不脱离本发明的原理。所有这样的修改应当在本发明的范围内。

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本文引用和提到的所有专利、出版物、科学论文、万维网站和其他文献和资料是本发明所属领域的技术人员的技术水平的指示，并且每个这样的引用文献和资料被引用于此作为参考，就如同它单独地全文被引用作为参考或全文在此被阐述。申请人保留将来自任何这样的专利、出版物、科学论文、万维网站、可获得的电子信息和其他引用资料和文献的任何和所有资料和信息实际包含到该说明书中的权力。

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权利要求将根据法律进行理解。然而，并且尽管理解任何权利要求或其一部分在言词上或感觉上有难易，在任何情况下在一个申请或多个申请的审查期间任何权利要求或其一部分的调整或修改不会导致该专利被理解为丧失了并不形成现有技术的一部分的它的任何和所有等效物的任何权力。

在该说明书中公开的所有特征可以在任何组合中被组合。因此，除非另外清楚地说明，公开的每个特征仅仅是等效物或类似特征的一般系列的一个例子。

应当理解尽管本发明结合其详述进行了描述，前面的描述旨在举例说明而非限制本发明的范围，本发明的范围由附带权利要求的范围限定。因此，从前述将会理解尽管在本文中为了举例说明的目的描述了本发明的特定实施例，可以进行各种修改而不脱离本发明的精神和范围。其他方面、优点和修改在以下权利要求的范围内并且除了附带权利要求及其它们的等效物的全部范围之外本发明不受限制。

本文所述的特定方法和组成物代表某些优选实施例并且是典型的而非旨在限制本发明的范围。其他目标、方面和实施例将是考虑到该说明书的本领域的技术人员容易想到的，并且包含在由权利要求的范围限定的本发明的精神内。本领域的技术人员将显而易见可以对本文公开的发明的实施例进行各种替代和修改而不脱离本发明的范围和精神。本文示例性描述的发明可以适宜地在没有未在本文具体地公开为必要的任何一个要素或多个要素或一个限制或多个限制的情况下实施。因此，例如在本文中的任何情况下，在本发明的实施例或例子中，术语“包括”、“具有”、“包含”等应当外延地而不是限制地被理解。在本文中示例性描述的方法和过程可以以步骤的不同顺序实施，并且它们并不一定被限制到本文中或权利要求中指示的步骤的顺序。

利用的术语和表达用作描述而不是限制的术语，并且在这样的术语和表达的使用中不应当排除所示和所述特征的任何等效物或其一部分，而是应当认识到在如权利要求所述的本发明的范围内各种修改是可能的。因此，应当理解尽管本发明由各种实施例和/或优选实施例和可选特征具体公开，本领域的技术人员可以借助的本文中公开的概念的任何和所有修改和变化被视为在附带权利要求所限定的本发明的范围内。

在本文中广义地和一般地描述了本发明。属于一般公开内的较窄种类和亚组的每一个也形成本发明的一部分。这包括本发明的一般描述，附带或不利限制从类属本文去除任何主旨，无论被去除的资料是否具体在本文中被引用。

也应当理解当在本文中和在附带权利要求中使用时，单数形式“一”和“所述一”包括多个引用，除非上下文清楚地另外指出，术语“X和/或Y”表示“X”或“Y”，或“X”和“Y”两者，并且在名词后的字母“s”表示该名词的复数和单数形式。另外，在本发明的实施例的特征或方面根据马库什组(权利要求替换选择)被描述的情况下，这意味着，并且本领域的技术人员将会理解本发明包括并且也由此根据马库什组的任何单个要素和任何要素的子组被描述，并且申请人保留修改申请或权利要求以具体地指示马库什组的任何单个要素或任何要素的子组的权力。

其他实施例在以下权利要求内。本专利不应当被理解为限制到在本文中具体和/或清楚公开的特定例子或实施例或方法。在任何情况下本专利不应当被理解为由任何审查员或专利和商标局的任何其他官员或雇员作出的任何声明限制，除非这样的声明由申请人在答复书面意见中具体地并且毫无条件或毫无保留地明确接受。

Claims (13)

1.一种测量组织中的灌注的方法，所述方法包括以下步骤：产生激光下组织的具有不同曝光时间的多个图像，从所述组织的多个图像计算多个对比度图像，从所述多个对比度图像的空间对比度随着曝光时间的变化来计算散射光的功率谱，以及从功率谱计算灌注。

2.一种测量组织中的灌注的方法，所述方法包括以下步骤：产生激光下组织的具有不同曝光时间的多个图像，从所述组织的多个图像计算表示所述图像的空间对比度随着曝光时间的变化的对比度图像数据，计算拟合所述对比度图像数据的时间自相关函数的一个或多个参数，以及从所述一个或多个参数计算灌注。

3.根据权利要求1或2所述的方法，其中组织是糖尿病患者的皮肤。

4.一种用于测量组织中的灌注的装置，所述装置包括(a)数字摄像机，(b)激光源，和(c)处理器，所述处理器被设置为操作所述激光源和所述摄像机以产生具有不同曝光时间的多个图像，接收来自所述摄像机的多个图像并且处理所述图像以基于所述图像的空间对比度随着曝光时间的变化从所述图像计算散射光的功率谱，和从功率谱计算灌注。

5.一种用于测量组织中的灌注的装置，所述装置包括(a)数字摄像机，(b)激光源，和(c)处理器，所述处理器被设置为操作所述激光源和所述摄像机以产生具有不同曝光时间的多个图像，接收来自所述摄像机的多个图像并且通过从所述图像计算表示所述图像的空间对比度随着曝光时间的变化的对比度图像数据来处理图像，计算拟合所述对比度图像数据的时间自相关函数的一个或多个参数，以及从所述一个或多个参数计算灌注。

6.一种用于确定血管中的微粒流的方法，所述方法包括引导相干照射辐射以照射血管内的微粒，照射辐射具有基本在波谱的可见光到近红外光区域中的波长或波长带；使用图像捕捉设备成像血管内的被照射微粒的不同光学散斑图案以产生具有不同曝光时间的光学散斑图案图像；处理来自光学散斑图案图像的数据以基于所述图像的空间对比度随着曝光时间的变化从所述图像确定散射光的功率谱；以及基于功率谱确定血管内的微粒流。

7.一种用于确定血管中的微粒流的方法，所述方法包括引导相干照射辐射以照射血管内的微粒，照射辐射具有基本在波谱的可见光到近红外光区域中的波长或波长带；使用图像捕捉设备成像血管内的被照射微粒的不同光学散斑图案以产生具有不同曝光时间的光学散斑图案图像；通过从光学散斑图案图像计算表示所述图像的空间对比度随着曝光时间的变化的对比度图像数据处理来自光学散斑图案图像的数据，计算拟合所述对比度图像数据的时间自相关函数的一个或多个参数，以及从所述一个或多个参数计算血管内的微粒流。

8.根据权利要求6或7所述的方法，其中输送的照射辐射是激光束。

9.根据权利要求6或7所述的方法，其中图像捕捉设备包括摄像机。

10.根据权利要求6或7所述的方法，其中血管是受试者的身体部分内的血管。

11.根据权利要求10所述的方法，其中身体部分是皮肤。

12.根据权利要求10所述的方法，其中血管内的微粒流提供血流的测量。

13.根据权利要求10所述的方法，其中血管内的微粒流提供组织灌注的测量。

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