CN112535465A - 一种基于片层光的三维血流速度成像方法及装置 - Google Patents
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Abstract
本发明公开了一种基于片层光的三维血流速度成像方法及装置，方法包括：通过片层光对样品进行分层照射；收集分层光照射到样品并散射出来的每一层信号，并对于每一层，每隔1/f时间采集一帧图像，得到m帧血流原始图像，直至所有层均采集完毕；对m帧血流原始图像进行构建得到第z层的动态血流图像，直至得到所有层的动态血流图像；将所有层的动态血流图像进行三维重建得到三维血管分布；从三维血管分布计算得到三维血管速度。装置包括：片层光照射系统、采集系统和处理系统。本发明相对于现有技术，可以很好的得到三维血管速度。本发明主要用于图像处理技术领域。
Description
技术领域
本发明涉及图像处理技术领域，特别涉及一种基于片层光的三维血流速度成像方法及装置。
背景技术
全场光学血流成像技术具有非接触、无损、大视野和高分辨率的优点，常被用于研究在体血管生长、血流速度变化和血流灌注等生理过程，在病理研究和疾病诊断中有着广阔的应用前景。
中国专利文献号CN105574861A，公开了一种无标记的血流成像方法及系统，通过在相同的曝光时间和采集时间下，连续采集若干帧图像，然后对每像素点时间序列进行傅里叶变换并进行高通滤波得到高频信号，然后进行多普勒频移计算，获得相应的血流速度。
在光片照明成像(light sheet illumination)技术，是一种被用于发育生物学、细胞动态观察和肿瘤血管三维成像方法。中国专利文献号CN108020503A，公开了一种光片照明显微成像系统和方法，通过样本移动装置控制样本移动，使得样本不同部分被切削装置切削，并通过斜入射照明及斜探测的方式对样本表面进行光片照明成像。该专利可实现对大体积样本的高分辨率尤其是高轴向分辨率成像，同时提供高成像质量和高成像速度。中国专利文献号CN104155274A，公开了一种双光束光片照明显微扫描成像方法，采用两路扫描激光垂直照射在样品上，激发样品荧光，对透明样品进行光片照明成像。中国专利文献号CN108937909A，公开了一种基于片层光的选层血流散斑成像装置及方法，通过两个变焦透镜改变两束片层光的焦点，在不同选层采集N帧图像来重建该层的血流原始图像，最后组合各选层的融合图像得到高清晰度的三维图像。
中国专利文献号CN105574861A，只能实现二维血流成像和速度测量，无法实现三维血流成像和速度测量。而且，该方法准确测量速度对角度要求较高。
中国专利文献号CN108020503A，虽然可以提供成像分辨率，尤其是轴向分辨率，但是该技术需要对样品进行切削，无法实现活体生物成像。中国专利文献号CN104155274A，适用于活体生物成像，且通过双光束扫描将成像速度提高一倍，但是该方法依然依赖于荧光成像，难以用于长时间的成像和检测。中国专利文献号CN108937909A，提高了图像采集质量，可以提供高清晰度的三维图像，但是该技术无法测量血流速度。
以上文献均为单模态成像技术，成像效果不佳。
发明内容
本发明目的在于提供一种基于片层光的三维血流速度成像方法及装置，以解决现有技术中所存在的一个或多个技术问题，至少提供一种有益的选择或创造条件。
为解决上述技术问题所采用的技术方案：提供一种基于片层光的三维血流速度成像方法，包括：
步骤1、通过片层光对样品进行分层照射；
步骤2、收集分层光照射到样品并散射出来的每一层信号，并对于每一层，每隔1/f时间采集一帧图像，得到m帧血流原始图像，直至所有层均采集完毕；
步骤3、对m帧血流原始图像进行构建得到第z层的动态血流图像，直至得到所有层的动态血流图像；
步骤4、将所有层的动态血流图像进行三维重建得到三维血管分布；
步骤5、从三维血管分布计算得到三维血管速度。
进一步，在步骤3中，对m帧血流原始图像进行构建得到第z层的动态血流图像包括：
步骤3.1、对第z层所采集的m帧原始血流图像逐一像素点进行沿时间轴的快速傅里叶变换，即可得到每一像素点沿m帧图像的时间信号的频谱；
用数学表达式可以表达为：
I(x,y,z,u)＝FFTt→u[I(x,y,z,t)]；
其中，I(x,y,z,t)表示第z层像素点(x,y)沿时间轴t的信号，I(x,y,z,u)表示I(x,y,z,t)经傅里叶变换后的频域分布；
步骤3.2、设定频率窗口，分别提取出动态信号和静态信号；
步骤3.3、定义成像参量为频域动态信号平均强度与频域静态信号平均强度之比；
步骤3.4、通过数学表达式将第z层图像中各个像素点的值计算成调制深度MD得到第z层的动态血流图像；
其中：
进一步，在步骤4中，将所有层的动态血流图像进行三维重建得到三维血管分布包括：
步骤4.1、建立数学模型k(z)：
通过最小二乘法对样本数据进行高斯拟合，采用的拟合公式为：
其中，β＝[a，b，c]T,n为采集的总层数，a、b和c均为实数；
步骤4.2、寻找拟合极大值的位置来确定像素点的空间坐标；
步骤4.3、通过所述空间坐标得到三维血管分布，记为MD′(x，y，z)。
进一步，在步骤5中，从三维血管分布计算得到三维血管速度包括：
步骤5.1、对第z层采集到的图像，每一像素点的时间序列信号沿时间轴进行傅里叶变换，并设置滤波处理窗口，分离出每一像素点的动态频域信号和静态频域信号；
步骤5.2、对动态频域信号以及静态频域信号分别进行逆傅里叶变换，得到每个像素点的动态时域信号IAC(x，y，z，t)以及静态时域信号IDC(x，y，z，t)；
步骤5.3、根据血管内血红细胞在低相干光条件下产生的吸收涨落调制效应，定义瞬时调制深度IMD(x，y，z,t)为：
步骤5.4、选定位置(x,y,z)作为第一待测点，并在该位置设定图像处理窗口，计算第一待测点和窗口内每一像素点的相关性，数学表达为：
其中，R(x′,y′,z′,τ)为互相关系数，描述了两个信号的相关程度，通过计算最大互相关系数对应的位置，即可算出血红细胞不同时刻的位置(x′,y′,z′)，τ表示为血红细胞经过两个相关位置之间的渡越时间；
步骤5.5、通过计算血红细胞不同时刻的位置和渡越时间的比值得到血流速度。
另一方面，提供一种基于片层光的三维血流速度成像装置，包括：片层光照射系统、采集系统和处理系统，所述片层光照射系统包括：宽带光源、激发光源、2x2光纤耦合器、第一光斑均匀准直器、第一柱面镜、第一三维平台、第二光斑均匀准直器、第二柱面镜、第二三维平台、升降平台和运动控制卡；所述采集系统包括CMOS相机；所述处理系统包括电脑；
所述片层光照射系统用于：产生片层光，并对样品进行分层照射；
所述采集系统用于：收集分层光照射到样品并散射出来的每一层信号，并对于每一层，每隔1/f时间采集一帧图像，得到m帧血流原始图像，直至所有层均采集完毕；
所述处理系统用于：对m帧血流原始图像进行构建得到第z层的动态血流图像，直至得到所有层的动态血流图像；将所有层的动态血流图像进行三维重建得到三维血管分布；从三维血管分布计算得到三维血管速度；
所述CMOS相机与电脑通讯连接，所述宽带光源的输出端与2x2光纤耦合器的第一输入端连接，所述激发光源的输出端与2x2光纤耦合器的第二输入端连接，所述2x2光纤耦合器的第一输出端与第一光斑均匀准直器的输入端连接，所述2x2光纤耦合器的第二输出端与第二光斑均匀准直器的输入端连接，所述第一光斑均匀准直器的输出端输出第一准直光束作用在第一柱面镜上，所述第一柱面镜将所述第一准直光束输出第一片层光，所述第二光斑均匀准直器的输出端输出第二准直光束作用在第二柱面镜上，所述第二柱面镜将所述第二准直光束输出第二片层光，所述第一光斑均匀准直器放置在第一三维平台上，所述第二光斑均匀准直器放置在第二三维平台上，外部的样品放置在升降平台上，所述运动控制卡分别与第一三维平台、第二三维平台和升降平台连接，所述运动控制卡用于控制第一三维平台、第二三维平台和升降平台使得第一片层光和第二片层光同个高度分别照射到样品的左侧和样品的右侧。
进一步，本成像还包括液体透镜，所述CMOS相机的感光面通过液体透镜朝向样品的上侧。
进一步，本成像还包括滤波器，所述滤波器设置在液体透镜与样品的上侧之间。
进一步，所述第一光斑均匀准直器包括第一消色差透镜、第一光阑和第二消色差透镜，所述第一消色差透镜、第一光阑和第二消色差透镜沿着光线传播方向依次设置。
进一步，所述第二光斑均匀准直器包括第三消色差透镜、第二光阑和第四消色差透镜，所述第三消色差透镜、第二光阑和第四消色差透镜沿着光线传播方向依次设置。
本发明的有益效果：通过对每张原始血流图像中的血流进行纵向坐标定位，得到血管的三维坐标位置，并以此重建得到三维血管分布，得到三维血管速度。本发明相对于现有技术，可以很好地得到三维血管速度。同时，本装置有助于通过片层光分层扫描,能便于获得三维血流图像和血流速度,且成像精度高。而且通过设置第一光斑均匀准直器和第二光斑均匀准直器，可以对光斑空间频率进行低通滤波，使得出射光斑更加均匀。通过第一片层光和第二片层光双侧照明，还可以使得样品的照射光强更加均匀。而且该装置还有助于联合传统光片成像和基于低相干片层光的无标记三维血流成像，能同视场地实现血流成像、组织结构荧光成像和速度测量，既能非标记地监测三维血管分布和血液三维循环情况，也能实现组织或特定标记物的传统光片荧光成像。
附图说明
下面结合附图和实施例对本发明做进一步的说明；
图1是基于片层光的三维血流速度成像方法的步骤流程图；
图2是步骤2中的具体采集流程；
图3是基于片层光的三维血流速度成像装置的连接结构示意图；
图4是片层光照射系统、采集系统和处理系统之间的连接结构示意图；
图5是第一光斑均匀准直器的结构示意图；
图6是样品分层照射模拟图；
图7是滤波器的结构示意图。
具体实施方式
本部分将详细描述本发明的具体实施例，本发明之较佳实施例在附图中示出，附图的作用在于用图形补充说明书文字部分的描述，使人能够直观地、形象地理解本发明的每个技术特征和整体技术方案，但其不能理解为对本发明保护范围的限制。
在本发明的描述中，需要理解的是，涉及到方位描述，例如上、下、前、后、左、右等指示的方位或位置关系为基于附图所示的方位或位置关系，仅是为了便于描述本发明和简化描述，而不是指示或暗示所指的装置或元件必须具有特定的方位、以特定的方位构造和操作，因此不能理解为对本发明的限制。
在本发明的描述中，如果具有“若干”之类的词汇描述，其含义是一个或者多个，多个的含义是两个以上，大于、小于、超过等理解为不包括本数，以上、以下、以内等理解为包括本数。
本发明的描述中，除非另有明确的限定，设置、安装、连接等词语应做广义理解，所属技术领域技术人员可以结合技术方案的具体内容合理确定上述词语在本发明中的具体含义。
参照图1和图6，一种基于片层光的三维血流速度成像方法，包括：
步骤1、通过片层光对样品进行分层照射；
步骤2、收集分层光照射到样品并散射出来的每一层信号，并对于每一层，每隔1/f时间采集一帧图像，得到m帧血流原始图像，直至所有层均采集完毕；
步骤3、对m帧血流原始图像进行构建得到第z层的动态血流图像，直至得到所有层的动态血流图像；
步骤4、将所有层的动态血流图像进行三维重建得到三维血管分布；
步骤5、从三维血管分布计算得到三维血管速度。
对于步骤2中的采集流程参考图2，具体的采集过程为：设定纵向采集层数n，每层采集帧数m，每帧采集的时间为f。将片层光的照明位置移动至第i层，采集第i层血流投影图像，采集完毕后，间隔1/f时间采集另一帧图像。判断实际采集的帧数j是否足够，足够了则进入下一层的采集，如果没有足够则继续同一层的采集。最后判断实际采集的层数i是否足够，足够了则结束采集，不足够则进行下一层的采集。
在一些优选的实施例中，在步骤3中，对m帧血流原始图像进行构建得到第z层的动态血流图像包括：
步骤3.1、对第z层所采集的m帧原始血流图像逐一像素点进行沿时间轴的快速傅里叶变换，即可得到每一像素点沿m帧图像的时间信号的频谱；
用数学表达式可以表达为：
I(x,y,z,u)＝FFTt→u[I(x,y,z,t)]；
其中，I(x,y,z,t)表示第z层像素点(x,y)沿时间轴t的信号，I(x,y,z,u)表示I(x,y,z,t)经傅里叶变换后的频域分布；
步骤3.2、设定频率窗口，分别提取出动态信号和静态信号；
步骤3.3、定义成像参量为频域动态信号平均强度与频域静态信号平均强度之比；
步骤3.4、通过数学表达式将第z层图像中各个像素点的值计算成调制深度MD得到第z层的动态血流图像；
其中：
在步骤4中，将所有层的动态血流图像进行三维重建得到三维血管分布包括：
步骤4.1、建立数学模型k(z)：
通过最小二乘法对样本数据进行高斯拟合，采用的拟合公式为：
其中，β＝[a,b,c]T,n为采集的总层数，a、b和c均为实数。
步骤4.2、寻找拟合极大值的位置来确定像素点的空间坐标；
步骤4.3、通过所述空间坐标得到三维血管分布，记为MD′(x,y,z)。
步骤4的目的是通过不断修改a、b和c，得到数学模型k(z)，通过数学模型k(z)来找拟合极大值的位置来确定像素点的空间坐标，通过所述空间坐标得到三维血管分布。
在步骤5中，从三维血管分布计算得到三维血管速度包括：
步骤5.1、对第z层采集到的图像，每一像素点的时间序列信号沿时间轴进行傅里叶变换，并设置滤波处理窗口，分离出每一像素点的动态频域信号和静态频域信号；
步骤5.2、对动态频域信号以及静态频域信号分别进行逆傅里叶变换，得到每个像素点的动态时域信号IAC(x，y，z，t)以及静态时域信号IDC(x，y，z，t)；
步骤5.3、根据血管内血红细胞在低相干光条件下产生的吸收涨落调制效应，定义瞬时调制深度IMD(x,y,z,t)为：
步骤5.4、选定位置(x,y,z)作为第一待测点，并在该位置设定图像处理窗口，计算第一待测点和窗口内每一像素点的相关性，数学表达为：
其中，R(x′,y′,z′,τ)为互相关系数，描述了两个信号的相关程度，通过计算最大互相关系数对应的位置，即可算出血红细胞不同时刻的位置(x′，y′,z′)，τ表示为血红细胞经过两个相关位置之间的渡越时间；
步骤5.5、通过计算血红细胞不同时刻的位置和渡越时间的比值得到血流速度。
参考图3、图4和图5，本具体实施方式还提供了一种基于片层光的三维血流速度成像装置，包括：片层光照射系统、采集系统和处理系统，所述片层光照射系统包括：宽带光源100、激发光源200、2x2光纤耦合器300、第一光斑均匀准直器510、第一柱面镜610、第一三维平台710、第二光斑均匀准直器520、第二柱面镜620、第二三维平台720、升降平台900和运动控制卡150；所述采集系统包括CMOS相机130；所述处理系统包括电脑140，所述CMOS相机130与电脑140通讯连接。
所述宽带光源100的输出端与2x2光纤耦合器300的第一输入端连接，所述激发光源200的输出端与2x2光纤耦合器300的第二输入端连接，所述2x2光纤耦合器300的第一输出端与第一光斑均匀准直器510的输入端连接，所述2x2光纤耦合器300的第二输出端与第二光斑均匀准直器520的输入端连接，所述第一光斑均匀准直器510的输出端输出第一准直光束作用在第一柱面镜610上，所述第一柱面镜610将所述第一准直光束输出第一片层光，所述第二光斑均匀准直器520的输出端输出第二准直光束作用在第二柱面镜620上，所述第二柱面镜620将所述第二准直光束输出第二片层光，所述第一光斑均匀准直器510放置在第一三维平台710上，所述第二光斑均匀准直器520放置在第二三维平台720上，外部的样品800放置在升降平台900上，所述运动控制卡150分别与第一三维平台710、第二三维平台720和升降平台900连接，所述运动控制卡150用于控制第一三维平台710、第二三维平台720和升降平台900使得第一片层光和第二片层光同个高度分别照射到样品800的左侧和样品800的右侧。
所述宽带光源100、激发光源200、2x2光纤耦合器300、第一光斑均匀准直器510、第一柱面镜610、第一三维平台710、第二光斑均匀准直器520、第二柱面镜620、第二三维平台720、升降平台900和运动控制卡150组成片层光照射系统，所述片层光照射系统用于：产生片层光，并对样品进行分层照射。
所述采集系统用于：收集分层光照射到样品并散射出来的每一层信号，并对于每一层，每隔1/f时间采集一帧图像，得到m帧血流原始图像，直至所有层均采集完毕；
所述处理系统用于：对m帧血流原始图像进行构建得到第z层的动态血流图像，直至得到所有层的动态血流图像；将所有层的动态血流图像进行三维重建得到三维血管分布；从三维血管分布计算得到三维血管速度。
在本装置工作时，CMOS相机130的输出端与电脑140通讯连接，CMOS相机130的输出数据传递给电脑140。宽带光源100和激发光源200发射出来的光束经过2x2光纤耦合器300耦合到一起，并均分成两束光，两束光分别输入到第一光斑均匀准直器510和第二光斑均匀准直器520中，通过第一光斑均匀准直器510将光准直得到第一准直光，通过第二光斑均匀准直器520将光准直得到第二准直光，第一准直光输入到第一柱面镜610并输出第一片层光，第二准直光输入到第二柱面镜620并输出第二片层光。运动控制卡150控制第一三维平台710运动，调整第一柱面镜610。运动控制卡150控制第二三维平台720运动，调整第二柱面镜620。使得第一片层光和第二片层光等高的作用在样品800上。第一片层光和第二片层光等高的射入到样品800中，就会使得样品800在其的上侧产生散射光。这些散射光通过CMOS相机130的感光面给CMOS相机130所采集。此时CMOS相机130采集了样品800的一层信息。当CMOS相机130需要采集样品800的另外一层信息时，运动控制卡150控制升降平台900移动，从而将样品800向上移动，由于第一片层光和第二片层光依旧保持相同的高度，因此，样品800的第二层被照射，故CMOS相机130得到样品800的第二层信息。如此类推。使得CMOS相机130可以很好的采集到样品800的层间的信息。为后期对于三维血流速度成像提供了数据支持。
本装置通过片层光分层扫描,能获得三维血流图像和血流速度,且成像精度高；双侧照明，使得样品的照射光强更加均匀；装置联合传统光片成像和基于低相干片层光的无标记三维血流成像，能同视场地实现血流成像、组织结构荧光成像和速度测量，既能非标记地监测三维血管分布和血液三维循环情况，也能实现组织或特定标记物的传统光片荧光成像。
在一些优选的实施例中，本成像装置还包括液体透镜120，所述CMOS相机130的感光面通过液体透镜120朝向样品800的上侧。通过液体透镜120可以方便改变CMOS相机130的焦距，方便CMOS相机130的对焦。便于得到清晰的图像。
参考图7，在一些优选的实施例中，本成像装置还包括滤波器110，所述滤波器110设置在液体透镜120与样品800的上侧之间。所述滤波器110为转盘式滤波器，通过转盘的方式，可以很方便的调整不同的滤波片，从而得到最佳的滤波效果。滤波器110可以卡箍安装不同波长的波片或者选择不安装。当选择安装波片时，滤波器可以用于阻止激发光，仅让荧光通过。此时，装置可用于定位片层光照射位置或用于传统光片成像。相反，若滤波器选择通孔，装置可用于采集非标记的原始血流图像来重建三维血管图像和计算血流速度。
在一些优选的实施例中，所述第一光斑均匀准直器510包括第一消色差透镜501、第一光阑502和第二消色差透镜503，所述第一消色差透镜501、第一光阑502和第二消色差透镜503沿着光线传播方向依次设置。所述第二光斑均匀准直器520包括第三消色差透镜、第二光阑和第四消色差透镜，所述第三消色差透镜、第二光阑和第四消色差透镜沿着光线传播方向依次设置。
第一光斑均匀准直器510和第二光斑均匀准直器520结构相同。以第一光斑均匀准直器510为例，第一消色差透镜501与第一光阑502的距离可以调节，使得光斑能够聚焦在第一光阑502的平面。此时，通过调节第一光阑502的孔径可以对光斑空间频率进行低通滤波，使得出射光斑更加均匀。另外，第一光阑502和第二消色差透镜503的距离等于第二消色差透镜503的焦距，这使得第一光斑均匀准直器510的出射光为平行光。
本发明提供的一种基于片层光的三维血流速度成像方法及装置，至少具有以下有益效果：通过对每张原始血流图像中的血流进行纵向坐标定位，得到血管的三维坐标位置，并以此重建得到三维血管分布，得到三维血管速度。本发明相对于现有技术，可以很好的得到三维血管速度。
本领域普通技术人员可以理解，上文中所公开方法中的全部或某些步骤、系统可以被实施为软件、固件、硬件及其适当的组合。某些物理组件或所有物理组件可以被实施为由处理器，如中央处理器、数字信号处理器或微处理器执行的软件，或者被实施为硬件，或者被实施为集成电路，如专用集成电路。这样的软件可以分布在计算机可读介质上，计算机可读介质可以包括计算机存储介质(或非暂时性介质)和通信介质(或暂时性介质)。如本领域普通技术人员公知的，术语计算机存储介质包括在用于存储信息(诸如计算机可读指令、数据结构、程序模块或其他数据)的任何方法或技术中实施的易失性和非易失性、可移除和不可移除介质。计算机存储介质包括但不限于RAM、ROM、EEPROM、闪存或其他存储器技术、CD-ROM、数字多功能盘(DVD)或其他光盘存储、磁盒、磁带、磁盘存储或其他磁存储装置、或者可以用于存储期望的信息并且可以被计算机访问的任何其他的介质。此外，本领域普通技术人员公知的是，通信介质通常包含计算机可读指令、数据结构、程序模块或者诸如载波或其他传输机制之类的调制数据信号中的其他数据，并且可包括任何信息递送介质。
以上对本发明的较佳实施方式进行了具体说明，但本发明创造并不限于所述实施例，熟悉本领域的技术人员在不违背本发明精神的前提下还可作出种种的等同变型或替换，这些等同的变型或替换均包含在本申请权利要求所限定的范围内。
Claims (9)
1.一种基于片层光的三维血流速度成像方法，其特征在于：包括：
步骤1、通过片层光对样品进行分层照射；
步骤2、收集分层光照射到样品并散射出来的每一层信号，并对于每一层，每隔1/f时间采集一帧图像，得到m帧血流原始图像，直至所有层均采集完毕；
步骤3、对m帧血流原始图像进行构建得到第z层的动态血流图像，直至得到所有层的动态血流图像；
步骤4、将所有层的动态血流图像进行三维重建得到三维血管分布；
步骤5、从三维血管分布计算得到三维血管速度。
2.根据权利要求1所述的一种基于片层光的三维血流速度成像方法，其特征在于：
在步骤3中，对m帧血流原始图像进行构建得到第z层的动态血流图像包括：
步骤3.1、对第z层所采集的m帧原始血流图像逐一像素点进行沿时间轴的快速傅里叶变换，即可得到每一像素点沿m帧图像的时间信号的频谱；
用数学表达式可以表达为：
I(x,y,z,u)＝FFTt→u[I(x,y,z,t)]；
其中I(x,y,z,t)表示第z层像素点(x,y)沿时间轴t的信号，I(x,y,z,u)表示I(x,y,z,t)经傅里叶变换后的频域分布；
步骤3.2、设定频率窗口，分别提取出动态信号和静态信号；
步骤3.3、定义成像参量为频域动态信号平均强度与频域静态信号平均强度之比；
步骤3.4、通过数学表达式将第z层图像中各个像素点的值计算成调制深度MD得到第z层的动态血流图像；
其中：
3.根据权利要求1所述的一种基于片层光的三维血流速度成像方法，其特征在于：在步骤4中，将所有层的动态血流图像进行三维重建得到三维血管分布包括：
步骤4.1、建立数学模型k(z)：
通过最小二乘法对样本数据进行高斯拟合，采用的拟合公式为：
其中，β＝[a,b,c]T,n为采集的总层数，a、b和c均为实数；
步骤4.2、寻找拟合极大值的位置来确定像素点的空间坐标；
步骤4.3、通过所述空间坐标得到三维血管分布，记为MD′(x,y,z)。
4.根据权利要求1所述的一种基于片层光的三维血流速度成像方法，其特征在于：在步骤5中，从三维血管分布计算得到三维血管速度包括：
步骤5.1、对第z层采集到的图像，每一像素点的时间序列信号沿时间轴进行傅里叶变换，并设置滤波处理窗口，分离出每一像素点的动态频域信号和静态频域信号；
步骤5.2、对动态频域信号以及静态频域信号分别进行逆傅里叶变换，得到每个像素点的动态时域信号IAC(x,y,z,t)以及静态时域信号IDC(x,y,z,t)；
步骤5.3、根据血管内血红细胞在低相干光条件下产生的吸收涨落调制效应，定义瞬时调制深度IMD(x,y,z,t)为：
步骤5.4、选定位置(x,y,z)作为第一待测点，并在该位置设定图像处理窗口，计算第一待测点和窗口内每一像素点的相关性，数学表达为：
R(x′,y′,z′,τ)＝∫0 TIMD(x,y,z,t)*IMD(x′,y′,z′,t)dt
其中，R(x′,y′,z′,τ)为互相关系数，描述了两个信号的相关程度，通过计算最大互相关系数对应的位置，即可算出血红细胞不同时刻的位置(x′,y′,z′)，τ表示为血红细胞经过两个相关位置之间的渡越时间；
步骤5.5、通过计算血红细胞不同时刻的位置和渡越时间的比值得到血流速度。
5.一种基于片层光的三维血流速度成像装置，其特征在于：包括：片层光照射系统、采集系统和处理系统，所述片层光照射系统包括：宽带光源、激发光源、2x2光纤耦合器、第一光斑均匀准直器、第一柱面镜、第一三维平台、第二光斑均匀准直器、第二柱面镜、第二三维平台、升降平台和运动控制卡；所述采集系统包括CMOS相机；所述处理系统包括电脑；
所述片层光照射系统用于：产生片层光，并对样品进行分层照射；
所述采集系统用于：收集分层光照射到样品并散射出来的每一层信号，并对于每一层，每隔1/f时间采集一帧图像，得到m帧血流原始图像，直至所有层均采集完毕；
所述处理系统用于：对m帧血流原始图像进行构建得到第z层的动态血流图像，直至得到所有层的动态血流图像；将所有层的动态血流图像进行三维重建得到三维血管分布；从三维血管分布计算得到三维血管速度；
所述CMOS相机与电脑通讯连接，所述宽带光源的输出端与2x2光纤耦合器的第一输入端连接，所述激发光源的输出端与2x2光纤耦合器的第二输入端连接，所述2x2光纤耦合器的第一输出端与第一光斑均匀准直器的输入端连接，所述2x2光纤耦合器的第二输出端与第二光斑均匀准直器的输入端连接，所述第一光斑均匀准直器的输出端输出第一准直光束作用在第一柱面镜上，所述第一柱面镜将所述第一准直光束输出第一片层光，所述第二光斑均匀准直器的输出端输出第二准直光束作用在第二柱面镜上，所述第二柱面镜将所述第二准直光束输出第二片层光，所述第一光斑均匀准直器放置在第一三维平台上，所述第二光斑均匀准直器放置在第二三维平台上，外部的样品放置在升降平台上，所述运动控制卡分别与第一三维平台、第二三维平台和升降平台连接，所述运动控制卡用于控制第一三维平台、第二三维平台和升降平台使得第一片层光和第二片层光同个高度分别照射到样品的左侧和样品的右侧。
6.根据权利要求5所述的一种基于片层光的三维血流速度成像装置，其特征在于：还包括液体透镜，所述CMOS相机的感光面通过液体透镜朝向样品的上侧。
7.根据权利要求6所述的一种基于片层光的三维血流速度成像装置，其特征在于：还包括滤波器，所述滤波器设置在液体透镜与样品的上侧之间。
8.根据权利要求5所述的一种基于片层光的三维血流速度成像装置，其特征在于：所述第一光斑均匀准直器包括第一消色差透镜、第一光阑和第二消色差透镜，所述第一消色差透镜、第一光阑和第二消色差透镜沿着光线传播方向依次设置。
9.根据权利要求5所述的一种基于片层光的三维血流速度成像装置，其特征在于：所述第二光斑均匀准直器包括第三消色差透镜、第二光阑和第四消色差透镜，所述第三消色差透镜、第二光阑和第四消色差透镜沿着光线传播方向依次设置。
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