CN108175399A - 一种全场光学血流速度分析设备及其实现方法 - Google Patents
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Abstract
本发明公开了一种全场光学血流速度分析设备，包括设置在暗室中的隔振光学平台，以及设置在所述隔振光学平台上的定制容器、光源、光纤耦合器、延伸透镜、漫射玻璃、支架、固定架、高速互补金属氧化物半导体相机、变焦双心偏心透镜和计算机，其中，所述定制容器内放置生物样品；所述光源通过光纤与所述光纤耦合器相连接；本发明研究了活体样本的全场光学血管造影图像，并成功突出了背景组织的红细胞信号；结合模糊分割、骨架提取等图像处理技术能够准确地从全场光学血管造影图像中分割出血管；同时克服了激光散斑只能测量血流相对速度的缺点，也克服了多普勒方法只能沿入射光方向才能提供准确的横向血流速度测量的缺点。
Description
技术领域
本发明涉及血流速度测量技术领域，具体涉及一种全场光学血流速度分析设备及其实现方法。
背景技术
目前，一些光学成像技术已经应用于血流速度测量领域，例如激光散斑成像系统和激光多普勒成像系统：激光散斑成像系统主要由相干光源和图像处理设备组成，该技术主要利用生物组织的后向散射光来获得血流速度，相干光经生物组织散射后随机叠加，图像处理设备通过采集随机散斑图样并进行分析，最终估算出血流速度；激光多普勒成像系统是基于多普勒效应，测量血流速度受激光束与流动取样点流动方向的多普勒角度的影响，当多普勒角度为90°时，横向的血流速度将为0，而当多普勒角度为0°时，横向血流速度等于被测速度。
但是，利用激光散斑成像系统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，使得激光散斑成像方法测得的血流速度是相对速度而不是绝对速度，且存在较大误差，因此，该方法无法准确测量出血流的横向速度；此外，由多普勒效应可知，只有当激光的入射光束平行于血流方向时，才能精确地获得血流速度，故激光多普勒成像系统只能沿入射光方向提供准确的径向血流速度测量，对于一些扁平的生物样品，如鸡胚，斑马鱼和视网膜，成像平面是垂直于入射光方向的，而血流的运动方向是横向的，因此，依赖于多普勒效应的激光多普勒成像系统无法测量出血流的横向速度。
发明内容
本发明的目的在于克服现有技术的缺点与不足，提供一种全场光学血流速度分析设备，该设备主要用于实时测量透明生物样品(如斑马鱼、鸡蛋胚胎等)血管中线的血流横向速度，研究病理组织的毛细血管网络模式，研究细胞的新陈代谢和胚胎发育。
本发明的另一目的在于提供一种全场光学血流速度分析设备的实现方法。
本发明的目的通过下述技术方案实现：
一种全场光学血流速度分析设备，包括设置在暗室中的隔振光学平台，以及设置在所述隔振光学平台上的定制容器、光源、光纤耦合器、延伸透镜、漫射玻璃、支架、固定架、高速互补金属氧化物半导体相机、变焦双心偏心透镜和计算机，其中，所述定制容器内放置生物样品；所述光源通过光纤与所述光纤耦合器相连接；所述延伸透镜设置在所述定制容器的四周，且所述延伸透镜照射所述定制容器，所述漫射玻璃设置在所述延伸透镜的镜头前；所述光纤耦合器通过光纤与所述延伸透镜相连接；所述支架支撑所述延伸透镜和所述漫射玻璃；
所述高速互补金属氧化物半导体相机通过所述固定架固定在所述隔振光学平台上，且所述高速互补金属氧化物半导体相机位于在所述定制容器的正上方；所述变焦双心偏心透镜设置在所述高速互补金属氧化物半导体相机的镜头前，且所述变焦双心偏心透镜朝向所述定制容器；
所述光源和所述高速互补金属氧化物半导体相机分别与所述计算机相连接。
优选地，所述定制容器的恒定温度为37.8℃，湿度为75％。
优选地，所述光源为光纤耦合发光二极管。
优选地，所述延伸透镜设有四个，分别设置在所述定制容器的四周，且所述四个延伸透镜从四个方向照射所述定制容器，所述漫射玻璃也相应设有四个，分别设置在所述四个延伸透镜的镜头前；所述光纤耦合器分出四条光纤，分别与所述四个延伸透镜相连接；所述支架设有八个，分别支撑所述四个延伸透镜和所述四个漫射玻璃。
一种由上述全场光学血流速度分析设备的实现方法，包括下述步骤：
步骤一，首先调整好位于定制容器四周的四个延伸透镜和漫射玻璃的高度以及照射角度，同时调整好高速互补金属氧化物半导体相机和变焦双心偏心透镜的高度；之后计算机控制光纤耦合发光二极管发射光束，该光束经过光纤耦合器后分成四个准直光束，该四个准直光束经过四个延伸透镜和漫射玻璃后照射到实验样品上，并从实验样品上反射漫射光，此时实验样品位于恒定温度为37.8℃和湿度为75％的定制容器中，漫射光从实验样品上反射出并穿过变焦双心偏心透镜射入高速互补金属氧化物半导体相机内，计算机控制高速互补金属氧化物半导体相机拍摄多张连续的图像并将这些图像传输到计算机，用于血流可视化和血流横向速度的测量；
步骤二，计算机处理接收的多张连续图像，首先将红细胞(RBCs)的运动信号(IAC)与背景组织的运动信号(IDC)分开，由于两种物质对光的吸收能力存在差异，两者之间从而产生了不同的频率信号，因此使红细胞(RBCs)运动信号(IAC)和背景组织运动信号(IDC)在频域中分离，通过快速傅立叶变换将原始时间信号从时间(t)域转移到频率(f)域，然后分别通过高通滤波和低通滤波获得红细胞(RBCs)和背景组织的吸收能力，使用公式如下：
其中HPF()和LPF()分别表示高通滤波和低通滤波；I(x,y)为采集到的原始图像，x，y分别表示I中像素点的横坐标和纵坐标，I(x,y,t)是采集到的序列图像，I(x,y,f)为其频域信号；为了沿着血管中心线测量血流横线速度(BFTV)，并突出显示红细胞(RBCs)的运动信号，可以根据IAC(x,y,t)与IDC(x,y,t)的比值来获得瞬时调制深度(IMD)的序列图像：
而与红细胞(RBCs)运动相关的平均调制深度(AMD)的全场光学血管造影图可由下式得到：
其中和分别是动态信号和静态信号随时间推移的平均绝对值，血管中心线和血流横向速度(BFTV)可以映射到平均调制深度(AMD)的全场光学血管造影图像上；
在使用方程式(1)分离红细胞(RBCs)运动信号和背景组织运动信号之后，可从瞬时调制深度(IMD)的序列图像中直接获取关于血液微循环的动态信息，选定待测位置A，计算A与附近像素点B的互相关系数，选择互相关系数最大的两个点，再根据这两个点之间的位移和渡越时间即可得到血流横向速度(BFTV)，计算公式如下：
其中RAB(τ)是A和B之间的瞬时调制深度(IMD)互相关系数，τ是两个相关位置之间的转换时间，等于RAB(τ)的最高峰与零时刻之间的延迟时间；
其中，由于血管图像是全场光学血管造影图像，因此血管会发生叠加现象，导致许多不同的血管被误认为是相同的血管，这将在图像处理和分析中造成困难，甚至可能导致错误的实验结果，因此，为了便于随后的分析和观察，需要区分不同的血管，故采用绝对模糊连接分割算法：图像中任意两个像素之间存在模糊的邻接关系，分为局部模糊关系和全局模糊关系；像素之间的局部模糊关系，也称为模糊亲和度，其值在0-1范围内，它与两个相邻像素(c,d)的空间接近程度、强度均匀度和强度相似度有关；像素之间的全局模糊关系，也称为模糊连通性，其值也在0-1范围内，局部模糊关系用于确定全局模糊关系，这涉及确定c和d之间的每个路径的两个相邻像素的局部模糊关系值，并且采用最低的一个作为路径的强度，然后确定所有路径强度值中最高的作为像素c和d之间的全局模糊关系；全场光学血管造影图像模糊邻接定义为：
其中k1是非负常数，c、d为全场光学血管造影图像中的两个相邻的像素点，n是c和d之间的路径数。
全场光学血管造影图像中任意两个像素(c,d)之间的亲和度定义为：
其中μω(c,d)是等式定义的模糊邻接，k2是非负常数；
全场光学血管造影图像的全局模糊关系由下式给出：
其中i为整数且1≤i≤n，n是从c到d的路径总数；
其中c0,c1,...,ci,ci+1,...,cm+1是一组像素序列；ci和ci+1是其四个相邻像素的两个相邻像素；c0＝c；cm+1＝d；当μ(c,d)大于合适的阈值时，即可获得全场光学血管造影图像中与背景分离的血管图像，同时，由于μ(c,d)的值在0-1之间，因此选择的阈值必须在此范围内；
其中，在使用绝对模糊连接分割算法时，需要将全场光学血管造影图像中的所有血管从图像背景中分离出来，以获得血管的二值图像，使用相同的绝对模糊连接分割算法分离在全场光学血管造影图像中彼此重叠的血管，在获得该图像之后，进一步细化血管以确定它们的中心线，使用拓扑方法使图像骨架化，在图像对象的边界定义可删除的像素，以获取图像目标的骨架，在定义可删除像素的同时需要保持图像对象的连通性，而且不改变图像中的对象数量、目标中的孔数、以及不同对象之间的位置关系；由于物体在所有方向上均匀收缩，而所得到的骨架线被放置在该物体的中心，所以该物体的骨架线就是其中心线；
本发明的工作原理：
工作时，首先调整好位于定制容器四周的四个延伸透镜和漫射玻璃的高度以及照射角度，同时调整好高速互补金属氧化物半导体相机和变焦双心偏心透镜的高度；之后计算机控制光纤耦合发光二极管发射光束，该光束经过光纤耦合器后分成四个准直光束，该四个准直光束经过四个延伸透镜和漫射玻璃后照射到实验样品上，并从实验样品上反射漫射光，此时实验样品位于恒定温度为37.8℃和湿度为75％的定制容器中，漫射光从实验样品上反射出并穿过变焦双心偏心透镜射入高速互补金属氧化物半导体相机内，计算机控制高速互补金属氧化物半导体相机拍摄多张连续的图像并将这些图像传输到计算机，用于血流可视化和血流横向速度的测量；
计算机处理接收的多张连续图像，首先将红细胞(RBCs)的运动信号(IAC)与背景组织的运动信号(IDC)分开，由于两种物质对光的吸收能力存在差异，两者之间从而产生了不同的频率信号，因此使红细胞(RBCs)运动信号(IAC)和背景组织运动信号(IDC)在频域中分离，通过快速傅立叶变换将原始时间信号从时间(t)域转移到频率(f)域，然后分别通过高通滤波和低通滤波获得红细胞(RBCs)和背景组织的吸收能力，使用公式如下：
其中HPF()和LPF()分别表示高通滤波和低通滤波；I(x,y)为采集到的原始图像，x，y分别表示I中像素点的横坐标和纵坐标，I(x,y,t)是采集到的序列图像，I(x,y,f)为其频域信号；为了沿着血管中心线测量血流横线速度(BFTV)，并突出显示红细胞(RBCs)的运动信号，可以根据IAC(x,y,t)与IDC(x,y,t)的比值来获得瞬时调制深度(IMD)的序列图像：
而与红细胞(RBCs)运动相关的平均调制深度(AMD)的全场光学血管造影图可由下式得到：
其中和分别是动态信号和静态信号随时间推移的平均绝对值，血管中心线和血流横向速度(BFTV)可以映射到平均调制深度(AMD)的全场光学血管造影图像上；
在使用方程式(1)分离红细胞(RBCs)运动信号和背景组织运动信号之后，可从瞬时调制深度(IMD)的序列图像中直接获取关于血液微循环的动态信息，选定待测位置A，计算A与附近像素点B的互相关系数，选择互相关系数最大的两个点，再根据这两个点之间的位移和渡越时间即可得到血流横向速度(BFTV)，计算公式如下：
其中RAB(τ)是A和B之间的瞬时调制深度(IMD)互相关系数，τ是两个相关位置之间的转换时间，等于RAB(τ)的最高峰与零时刻之间的延迟时间；
其中，由于血管图像是全场光学血管造影图像，因此血管会发生叠加现象，导致许多不同的血管被误认为是相同的血管，这将在图像处理和分析中造成困难，甚至可能导致错误的实验结果，因此，为了便于随后的分析和观察，需要区分不同的血管，故采用绝对模糊连接分割算法：图像中任意两个像素之间存在模糊的邻接关系，分为局部模糊关系和全局模糊关系；像素之间的局部模糊关系，也称为模糊亲和度，其值在0-1范围内，它与两个相邻像素(c,d)的空间接近程度、强度均匀度和强度相似度有关；像素之间的全局模糊关系，也称为模糊连通性，其值也在0-1范围内，局部模糊关系用于确定全局模糊关系，这涉及确定c和d之间的每个路径的两个相邻像素的局部模糊关系值，并且采用最低的一个作为路径的强度，然后确定所有路径强度值中最高的作为像素c和d之间的全局模糊关系；全场光学血管造影图像模糊邻接定义为：
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全场光学血管造影图像中任意两个像素(c,d)之间的亲和度定义为：
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全场光学血管造影图像的全局模糊关系由下式给出：
其中i为整数且1≤i≤n，n是从c到d的路径总数；
其中c0,c1,...,ci,ci+1,...,cm+1是一组像素序列；ci和ci+1是其四个相邻像素的两个相邻像素；c0＝c；cm+1＝d；当μ(c,d)大于合适的阈值时，即可获得全场光学血管造影图像中与背景分离的血管图像，同时，由于μ(c,d)的值在0-1之间，因此选择的阈值必须在此范围内；
其中，在使用绝对模糊连接分割算法时，需要将全场光学血管造影图像中的所有血管从图像背景中分离出来，以获得血管的二值图像，使用相同的绝对模糊连接分割算法分离在全场光学血管造影图像中彼此重叠的血管，在获得该图像之后，进一步细化血管以确定它们的中心线，使用拓扑方法使图像骨架化，在图像对象的边界定义可删除的像素，以获取图像目标的骨架，在定义可删除像素的同时需要保持图像对象的连通性，而且不改变图像中的对象数量、目标中的孔数、以及不同对象之间的位置关系；由于物体在所有方向上均匀收缩，而所得到的骨架线被放置在该物体的中心，所以该物体的骨架线就是其中心线。
本发明与现有技术相比具有以下的有益效果：
(1)本发明研究了活体样本的全场光学血管造影图像，并成功突出了背景组织的红细胞信号；结合模糊分割、骨架提取等图像处理技术能够准确地从全场光学血管造影图像中分割出血管；同时克服了激光散斑只能测量血流相对速度的缺点，也克服了多普勒方法只能沿入射光方向才能提供准确的横向血流速度测量的缺点；
(2)本发明能够区分全场光学血管造影图像中重叠的血管，并利用互相关算法对血管中心线的绝对横向血流速度进行了准确测量，可以用于研究病理组织的毛细血管网络模式，也可以用于研究细胞的新陈代谢和胚胎发育。
附图说明
图1为本发明全场光学血流速度分析设备的结构示意图；
图2为本发明吸收强度波动调制效应(AIFM)的示意图；
图3为本发明红细胞(RBCs)信号与背景信号分离的示意图；
图4为本发明全场光学血流速度分析方法的流程图。
图中附图标记为：1、隔振光学平台；2、定制容器；3、光源；4、光纤耦合器；5、延伸透镜；6、漫射玻璃；7、支架；8、固定架；9、高速互补金属氧化物半导体相机；10、变焦双心偏心透镜；11、计算机。
具体实施方式
下面结合实施例及附图对本发明作进一步详细的描述，但本发明的实施方式不限于此。
如图1～4所示，一种全场光学血流速度分析设备，包括设置在暗室中的隔振光学平台1，以及设置在所述隔振光学平台1上的定制容器2、光源3、光纤耦合器4、延伸透镜5、漫射玻璃6、支架7、固定架8、高速互补金属氧化物半导体相机9、变焦双心偏心透镜10和计算机11，其中，所述定制容器2内放置生物样品，所述定制容器2的恒定温度为37.8℃，湿度为75％；所述光源3通过光纤与所述光纤耦合器4相连接，所述光源3为光纤耦合发光二极管；所述延伸透镜5设置在所述定制容器2的四周，且所述延伸透镜5照射所述定制容器2，所述漫射玻璃6设置在所述延伸透镜5的镜头前；所述光纤耦合器4通过光纤与所述延伸透镜5相连接；所述支架7支撑所述延伸透镜5和所述漫射玻璃6，具体来说，所述延伸透镜5设有四个，分别设置在所述定制容器2的四周，且所述四个延伸透镜5从四个方向照射所述定制容器2，所述漫射玻璃6也相应设有四个，分别设置在所述四个延伸透镜5的镜头前；所述光纤耦合器4分出四条光纤，分别与所述四个延伸透镜5相连接；所述支架7设有八个，分别支撑所述四个延伸透镜5和所述四个漫射玻璃6；所述高速互补金属氧化物半导体相机9通过所述固定架8固定在所述隔振光学平台1上，且所述高速互补金属氧化物半导体相机9位于在所述定制容器2的正上方；所述变焦双心偏心透镜10设置在所述高速互补金属氧化物半导体相机9的镜头前，且所述变焦双心偏心透镜10朝向所述定制容器2；所述光源3和所述高速互补金属氧化物半导体相机9分别与所述计算机11相连接。
由于血流的运动方向是横向的，需要一种追踪红细胞(RBCs)运动轨迹以及血流横向速度测量的新方法，因此本发明提出了一种全场光学血流速度分析方法，由于红细胞(RBCs)和背景组织在540nm中心波长的低相干光照射下存在吸收差异，当红细胞(RBCs)不连续穿过血管时，引发内源性瞬时强度波动，产生高频的波动信号，于是就形成了吸收强度波动调制效应，根据吸收强度波动调制效应，通过计算平均调制深度(AMD)和瞬时调制深度(IMD)，可获得全场光学血管造影图像和相对于背景组织的红细胞(RBCs)信号，随后可以从平均调制深度(AMD)图像确定血管中心线，最终根据瞬时调制深度(IMD)序列图像和公式ν＝ΔL/ΔτAB，计算沿着血管中心线的两个互相关位置A和B之间的延时时间(ΔτAB)和相对位移(ΔL)，即可计算出血管中心线的血流横线速度(BFTV)。而在低相干光照射下，红细胞(RBCs)光吸收系数高于背景组织，如图2所示，当红细胞(RBCs)不连续地穿过血管时，引发内源性瞬时强度波动，此时由相机像素记录的时间反射光强度成为高频信号，但背景组织由于没有任何内生的瞬时强度波动而只产生直流信号，这种物理机制就是吸收强度波动调制(AIFM)效应，则这种特殊现象被用于实现精确的血流横线速度(BFTV)测量。
本发明的工作原理为：首先由相机采集得到多张m×w像素的原始图像，接着对m×w个像素点在时间轴上做快速傅里叶变换，并进行动静态信号分离，得到红细胞的运动信号和背景信号，之后利用红细胞的运动信号和背景信号获得平均调制深度图和瞬时调制深度序列图，接着利用模糊分割算法从平均调制深度图中分离出血管图像，根据血管的二值图像，利用拓扑学的方法获得血管的中线图，再根据平均调制深度图、血管的二值图像以及血管的中线图合成只包含血管和血管中线的血管图像，最后根据血管的合成图和瞬时调制深度序列图，对同时经过中线上两点的同一红细胞进行互相关分析，即可获得血流的横向速度。
具体来说，工作时，首先调整好位于定制容器2四周的四个延伸透镜5和漫射玻璃6的高度以及照射角度，同时调整好高速互补金属氧化物半导体相机9和变焦双心偏心透镜10的高度；之后计算机11控制光纤耦合发光二极管发射光束，该光束经过光纤耦合器4后分成四个准直光束，该四个准直光束经过四个延伸透镜5和漫射玻璃6后照射到实验样品上，并从实验样品上反射漫射光，此时实验样品位于恒定温度为37.8℃和湿度为75％的定制容器2中，漫射光从实验样品上反射出并穿过变焦双心偏心透镜10射入高速互补金属氧化物半导体相机9内，计算机11控制高速互补金属氧化物半导体相机9拍摄多张连续的图像并将这些图像传输到计算机11，用于血流可视化和血流横向速度的测量；
如图3～4所示，计算机11处理接收的多张连续图像，首先将红细胞(RBCs)的运动信号(IAC)与背景组织的运动信号(IDC)分开，由于两种物质对光的吸收能力存在差异，两者之间从而产生了不同的频率信号，因此使红细胞(RBCs)运动信号(IAC)和背景组织运动信号(IDC)在频域中分离，通过快速傅立叶变换将原始时间信号从时间(t)域转移到频率(f)域，然后分别通过高通滤波和低通滤波获得红细胞(RBCs)和背景组织的吸收能力，使用公式如下：
其中HPF()和LPF()分别表示高通滤波和低通滤波；I(x,y)为采集到的原始图像，x，y分别表示I中像素点的横坐标和纵坐标，I(x,y,t)是采集到的序列图像，I(x,y,f)为其频域信号；为了沿着血管中心线测量血流横线速度(BFTV)，并突出显示红细胞(RBCs)的运动信号，可以根据IAC(x,y,t)与IDC(x,y,t)的比值来获得瞬时调制深度(IMD，instantaneous modulation depth)的序列图像：
而与红细胞(RBCs)运动相关的平均调制深度(AMD，average modulation depth)的全场光学血管造影图可由下式得到：
其中和分别是动态信号和静态信号随时间推移的平均绝对值，血管中心线和血流横向速度(BFTV)可以映射到平均调制深度(AMD)的全场光学血管造影图像上；
在使用方程式(1)分离红细胞(RBCs)运动信号和背景组织运动信号之后，可从瞬时调制深度(IMD)的序列图像中直接获取关于血液微循环的动态信息，选定待测位置A，计算A与附近像素点B的互相关系数，选择互相关系数最大的两个点，再根据这两个点之间的位移和渡越时间即可得到血流横向速度(BFTV)，计算公式如下：
其中RAB(τ)是A和B之间的瞬时调制深度(IMD)互相关系数，τ是两个相关位置之间的转换时间，等于RAB(τ)的最高峰与零时刻之间的延迟时间；
其中，由于血管图像是全场光学血管造影图像，因此血管会发生叠加现象，导致许多不同的血管被误认为是相同的血管，这将在图像处理和分析中造成困难，甚至可能导致错误的实验结果，因此，为了便于随后的分析和观察，需要区分不同的血管，故采用绝对模糊连接分割算法：图像中任意两个像素之间存在模糊的邻接关系，分为局部模糊关系和全局模糊关系；像素之间的局部模糊关系，也称为模糊亲和度，其值在0-1范围内，它与两个相邻像素(c,d)的空间接近程度、强度均匀度和强度相似度有关；像素之间的全局模糊关系，也称为模糊连通性，其值也在0-1范围内，局部模糊关系用于确定全局模糊关系，这涉及确定c和d之间的每个路径的两个相邻像素的局部模糊关系值，并且采用最低的一个作为路径的强度，然后确定所有路径强度值中最高的作为像素c和d之间的全局模糊关系；全场光学血管造影图像模糊邻接定义为：
其中k1是非负常数，c、d为全场光学血管造影图像中的两个相邻的像素点，n是c和d之间的路径数。
全场光学血管造影图像中任意两个像素(c,d)之间的亲和度定义为：
其中μω(c,d)是等式定义的模糊邻接，k2是非负常数；
全场光学血管造影图像的全局模糊关系由下式给出：
其中i为整数且1≤i≤n，n是从c到d的路径总数；
其中c0,c1,...,ci,ci+1,...,cm+1是一组像素序列；ci和ci+1是其四个相邻像素的两个相邻像素；c0＝c；cm+1＝d；当μ(c,d)大于合适的阈值时，即可获得全场光学血管造影图像中与背景分离的血管图像，同时，由于μ(c,d)的值在0-1之间，因此选择的阈值必须在此范围内；
其中，在使用绝对模糊连接分割算法时，需要将全场光学血管造影图像中的所有血管从图像背景中分离出来，以获得血管的二值图像，使用相同的绝对模糊连接分割算法分离在全场光学血管造影图像中彼此重叠的血管，在获得该图像之后，进一步细化血管以确定它们的中心线，使用拓扑方法使图像骨架化，在图像对象的边界定义可删除的像素，以获取图像目标的骨架，在定义可删除像素的同时需要保持图像对象的连通性，而且不改变图像中的对象数量、目标中的孔数、以及不同对象之间的位置关系；由于物体在所有方向上均匀收缩，而所得到的骨架线被放置在该物体的中心，所以该物体的骨架线就是其中心线。
本发明研究了活体样本的全场光学血管造影图像，并成功突出了背景组织的红细胞信号；结合模糊分割、骨架提取等图像处理技术能够准确地从全场光学血管造影图像中分割出血管；同时克服了激光散斑只能测量血流相对速度的缺点，也克服了多普勒方法只能沿入射光方向才能提供准确的横向血流速度测量的缺点；本发明能够区分全场光学血管造影图像中重叠的血管，并利用互相关算法对血管中心线的绝对横向血流速度进行了准确测量，可以用于研究病理组织的毛细血管网络模式，也可以用于研究细胞的新陈代谢和胚胎发育。
上述为本发明较佳的实施方式，但本发明的实施方式并不受上述内容的限制，其他的任何未背离本发明的精神实质与原理下所作的改变、修饰、替代、组合、简化，均应为等效的置换方式，都包含在本发明的保护范围之内。
Claims (5)
1.一种全场光学血流速度分析设备，其特征在于，包括设置在暗室中的隔振光学平台，以及设置在所述隔振光学平台上的定制容器、光源、光纤耦合器、延伸透镜、漫射玻璃、支架、固定架、高速互补金属氧化物半导体相机、变焦双心偏心透镜和计算机，其中，所述定制容器内放置生物样品；所述光源通过光纤与所述光纤耦合器相连接；所述延伸透镜设置在所述定制容器的四周，且所述延伸透镜照射所述定制容器，所述漫射玻璃设置在所述延伸透镜的镜头前；所述光纤耦合器通过光纤与所述延伸透镜相连接；所述支架支撑所述延伸透镜和所述漫射玻璃；
所述高速互补金属氧化物半导体相机通过所述固定架固定在所述隔振光学平台上，且所述高速互补金属氧化物半导体相机位于在所述定制容器的正上方；所述变焦双心偏心透镜设置在所述高速互补金属氧化物半导体相机的镜头前，且所述变焦双心偏心透镜朝向所述定制容器；
所述光源和所述高速互补金属氧化物半导体相机分别与所述计算机相连接。
2.根据权利要求1所述的全场光学血流速度分析设备，其特征在于，所述定制容器的恒定温度为37.8℃，湿度为75％。
3.根据权利要求1所述的全场光学血流速度分析设备，其特征在于，所述光源为光纤耦合发光二极管。
4.根据权利要求1所述的全场光学血流速度分析设备，其特征在于，所述延伸透镜设有四个，分别设置在所述定制容器的四周，且所述四个延伸透镜从四个方向照射所述定制容器，所述漫射玻璃也相应设有四个，分别设置在所述四个延伸透镜的镜头前；所述光纤耦合器分出四条光纤，分别与所述四个延伸透镜相连接；所述支架设有八个，分别支撑所述四个延伸透镜和所述四个漫射玻璃。
5.一种由权利要求1～4任一项所述全场光学血流速度分析设备的实现方法，其特征在于，包括下述步骤：
步骤一，首先调整好位于定制容器四周的四个延伸透镜和漫射玻璃的高度以及照射角度，同时调整好高速互补金属氧化物半导体相机和变焦双心偏心透镜的高度；之后计算机控制光纤耦合发光二极管发射光束，该光束经过光纤耦合器后分成四个准直光束，该四个准直光束经过四个延伸透镜和漫射玻璃后照射到实验样品上，并从实验样品上反射漫射光，此时实验样品位于恒定温度为37.8℃和湿度为75％的定制容器中，漫射光从实验样品上反射出并穿过变焦双心偏心透镜射入高速互补金属氧化物半导体相机内，计算机控制高速互补金属氧化物半导体相机拍摄多张连续的图像并将这些图像传输到计算机，用于血流可视化和血流横向速度的测量；
步骤二，计算机处理接收的多张连续图像，首先将红细胞(RBCs)的运动信号(IAC)与背景组织的运动信号(IDC)分开，由于两种物质对光的吸收能力存在差异，两者之间从而产生了不同的频率信号，因此使红细胞(RBCs)运动信号(IAC)和背景组织运动信号(IDC)在频域中分离，通过快速傅立叶变换将原始时间信号从时间(t)域转移到频率(f)域，然后分别通过高通滤波和低通滤波获得红细胞(RBCs)和背景组织的吸收能力，使用公式如下：
其中HPF()和LPF()分别表示高通滤波和低通滤波；I(x,y)为采集到的原始图像，x，y分别表示I中像素点的横坐标和纵坐标，I(x,y,t)是采集到的序列图像，I(x,y,f)为其频域信号；为了沿着血管中心线测量血流横线速度(BFTV)，并突出显示红细胞(RBCs)的运动信号，可以根据IAC(x,y,t)与IDC(x,y,t)的比值来获得瞬时调制深度(IMD)的序列图像：
而与红细胞(RBCs)运动相关的平均调制深度(AMD)的全场光学血管造影图可由下式得到：
其中和分别是动态信号和静态信号随时间推移的平均绝对值，血管中心线和血流横向速度(BFTV)可以映射到平均调制深度(AMD)的全场光学血管造影图像上；
在使用方程式(1)分离红细胞(RBCs)运动信号和背景组织运动信号之后，可从瞬时调制深度(IMD)的序列图像中直接获取关于血液微循环的动态信息，选定待测位置A，计算A与附近像素点B的互相关系数，选择互相关系数最大的两个点，再根据这两个点之间的位移和渡越时间即可得到血流横向速度(BFTV)，计算公式如下：
其中RAB(τ)是A和B之间的瞬时调制深度(IMD)互相关系数，τ是两个相关位置之间的转换时间，等于RAB(τ)的最高峰与零时刻之间的延迟时间；
其中，由于血管图像是全场光学血管造影图像，因此血管会发生叠加现象，导致许多不同的血管被误认为是相同的血管，这将在图像处理和分析中造成困难，甚至可能导致错误的实验结果，因此，为了便于随后的分析和观察，需要区分不同的血管，故采用绝对模糊连接分割算法：图像中任意两个像素之间存在模糊的邻接关系，分为局部模糊关系和全局模糊关系；像素之间的局部模糊关系，也称为模糊亲和度，其值在0-1范围内，它与两个相邻像素(c,d)的空间接近程度、强度均匀度和强度相似度有关；像素之间的全局模糊关系，也称为模糊连通性，其值也在0-1范围内，局部模糊关系用于确定全局模糊关系，这涉及确定c和d之间的每个路径的两个相邻像素的局部模糊关系值，并且采用最低的一个作为路径的强度，然后确定所有路径强度值中最高的作为像素c和d之间的全局模糊关系；全场光学血管造影图像模糊邻接定义为：
其中k1是非负常数，c、d为全场光学血管造影图像中的两个相邻的像素点，n是c和d之间的路径数；
全场光学血管造影图像中任意两个像素(c,d)之间的亲和度定义为：
其中μω(c,d)是等式定义的模糊邻接，k2是非负常数；
全场光学血管造影图像的全局模糊关系由下式给出：
其中i为整数且1≤i≤n，n是从c到d的路径总数；
其中c0,c1,...,ci,ci+1,...,cm+1是一组像素序列；ci和ci+1是其四个相邻像素的两个相邻像素；c0＝c；cm+1＝d；当μ(c,d)大于合适的阈值时，即可获得全场光学血管造影图像中与背景分离的血管图像，同时，由于μ(c,d)的值在0-1之间，因此选择的阈值必须在此范围内；
其中，在使用绝对模糊连接分割算法时，需要将全场光学血管造影图像中的所有血管从图像背景中分离出来，以获得血管的二值图像，使用相同的绝对模糊连接分割算法分离在全场光学血管造影图像中彼此重叠的血管，在获得该图像之后，进一步细化血管以确定它们的中心线，使用拓扑方法使图像骨架化，在图像对象的边界定义可删除的像素，以获取图像目标的骨架，在定义可删除像素的同时需要保持图像对象的连通性，而且不改变图像中的对象数量、目标中的孔数、以及不同对象之间的位置关系；由于物体在所有方向上均匀收缩，而所得到的骨架线被放置在该物体的中心，所以该物体的骨架线就是其中心线。
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Legal Events
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|---|---|---|---|
| PB01 | Publication | ||
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| SE01 | Entry into force of request for substantive examination | ||
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| GR01 | Patent grant | ||
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