CN116309195B - 基于三维傅里叶变换的全场激光散斑血流成像方法及系统 - Google Patents
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Abstract
本发明公开了基于三维傅里叶变换的全场激光散斑血流成像方法及系统，涉及生物组织医学成像领域，步骤包括：S1，图像采集；S2，三维傅里叶变换；S3，频域滤波；S4，三维傅里叶逆变换；S5，时域平均；S6，计算调制深度MD，重构血流衬比图像。本发明提出基于三维空间对散斑信号进行并行处理，可重构长曝光散斑图像，避免因为物理长曝光所导致的过饱和和衬比度减小；利用强度调制效应对信号的单点测量优势，基于三维时空域提出了使用立体窗口叠加平均的方法，进一步提高成像质量；考虑到生物体和临床应用的复杂多样性，可延拓时域模块和调制模块。本发明可有效平衡成像质量和计算效率，实现快速高质量成像，对多种场景具有更强的兼容性和适应性。
Description
技术领域
本发明涉及生物组织医学成像领域，尤其涉及基于三维傅里叶变换的全场激光散斑血流成像方法及系统。
背景技术
激光散斑血流成像是一种无需扫描的全场光学成像技术，被广泛用于监测视网膜、皮肤、脑皮层、肝肾肠微循环等的血流变化，辅助疾病诊断和术中诊疗。
传统的LSCI血流衬比成像通过分析局部散斑的时空波动来估计局部散斑对比度，作为由散射体运动引起的模糊量的度量。部分学者还提出了一些新的散斑衬比图像计算方法，以实现综合提高LSCI技术的信噪比、分辨率和血流估计精确度等。基于强度涨落调制效应，有学者提出了基于强度涨落调制(LSCI-IFM)和调制深度(LSCI-MD)的全场光学血流成像技术，将静态散斑信号看作直流信号，动态散斑信号看作交流信号，根据二者在频谱分布的差异，分离高频红细胞信号和低频背景组织信号，然后用红细胞信号和背景信号的强度之比(调制深度MD)作为成像参数重构血流图像，能够有效地实现微血管造影成像。
基于时空统计的传统衬比分析方法在时间分辨率、空间分辨率、统计精确度之间存在相互制衡的关系，散斑对比度的准确性、成像质量和重建速度取决于统计样本的帧数。当统计样本量较小时，散斑对比度波动显著、噪声严重。然而，样本量过大又会增加图像重建的时间。因此无法同时实现快速和高质量成像。而基于强度涨落调制效应的LSCI技术，如LSCI-IFM、LSCI-MD以单点扫描遍历的方式获取二维散斑图像信号，整体计算效率较慢。此外，随机的噪声没有经过空间域和时间域的平均处理，在成像动态范围上无法实现本质上提升，存在对比度低，噪声严重的问题。
发明申请《一种基于能量调制的激光散斑血流成像方法及装置》（202211105024.4）依据血红细胞和组织的光学散射特性差异，根据血流区域和组织区域在能量分布上的差异来区分血流信号和背景组织信号，侧重于量化血流的生化信息；然而，LSCI的成像质量会受到各种不利因素的影响，如偏移噪声和随机噪声会降低LSCI成像信噪比；静态散斑不仅会降低LSCI成像信噪比和对比度，还会对血流信息的提取产生干扰，降低衬比度K值的精度，增加血流估计误差。虽然成像质量可以通过增加原始散斑图像的帧数来进行平衡，但是帧数的增加又会增加散斑血流衬比图像重建的时间，降低时间分辨率。
发明申请《基于空间频域滤波的激光散斑衬比血流成像方法及系统》（202310206847.4）使用二维快速傅里叶变换，通过空间频域滤波和时域单点平均的方式分离动态散斑和静态散斑图像分量，理论基础是依据血流区域和组织区域在空域上的强度分布差异来区分低频信号和高频信号。该方法对散斑数据的单次处理仅仅基于二维空间，在对原始散斑图像的时空信息处理方式上属于顺序结构，实时性还不足。此外，当血流信息的方差比相机噪声或镜头噪声的方差更大时，对于这部分血流信号，在传统的时空联合衬比分析算法中，使用空间窗口平均的会对血流定量测量产生影响，使其无法测量。该方法通过时域单点叠加平均的方式获得动态散斑图像和静态散斑图像分量的均值，不能充分发挥基于强度调制效应的单点测量优势，具有一定的局限性。
发明内容
本发明的目的在于解决现有技术中的问题。
本发明解决其技术问题所采用的技术方案是：基于三维傅里叶变换的全场激光散斑血流成像方法，包括以下步骤：
S1，图像采集，使用激光散斑血流成像系统采集n帧连续的时间序列散斑图像，/>表示散斑图像的像素点位置坐标；
S2，三维傅里叶变换，使用三维傅里叶变换对时间序列散斑图像进行整体的时频变换，得到其频域信号/>；其中/>表示散斑图像的像素点所对应的频域位置坐标；
S3，频域滤波，使用三维滤波器分离出低频信号和高频信号/>；
S4，三维傅里叶逆变换，对S3获得的低频信号和高频信号/>分别做逆三维傅里叶变换，得到时间序列的动态散斑图像分量/>和静态散斑图像分量；
S5，时域平均，分别对时间序列的动态散斑图像分量和静态散斑图像分量进行平均，得到动态散斑图像分量均值和静态散斑图像分量均值/>；
S6，计算调制深度MD，基于动态散斑图像分量均值和静态散斑图像分量均值/>使用调制深度MD重构血流衬比图像。
优选的，所述S2中，经过时频变换后，得到频域信号/>，表示为：
式中，FFT表示三维快速傅里叶变换。
优选的，所述S3中，滤波器为三维高通滤波器和三维低通滤波器。
优选的，所述S3获得的低频信号和高频信号/>表示如下：
其中，为三维低通滤波器，/>为三维高通滤波器。
优选的，所述S4中的动态散斑图像分量和静态散斑图像分量/>表示如下：
其中， iFFT表示三维快速傅里叶逆变换。
优选的，所述S5通过时域单点叠加获得动态散斑图像分量均值和静态散斑图像分量均值/>，表示如下：
。
优选的，所述S6获得的调制深度表示如下：
。
优选的，当激光散斑血流成像系统的成像设备噪声的方差比血流信息的方差小时，所述S5可以通过立体窗口叠加获得动态散斑图像分量均和静态散斑图像分量均/>，表示如下：
式中，(x, y, z)为原始序列散斑图像中的一点；a、b、c分别为立体窗口的长、宽、高，a的取值范围为-m~m，b的取值范围为-m~m，c的取值范围也为-m~m，m为立体窗口的半长，L为单帧图像上的窗口面积；n为图像总帧数。
优选的，对于需要量化血流的生化信息的应用场景，所述S6获得的调制深度表示如下：
。
本发明还提供基于三维傅里叶变换的全场激光散斑血流成像系统，包括：
图像采集模块，使用激光散斑血流成像系统采集n帧连续的时间序列散斑图像，/>表示散斑图像的像素点位置坐标；
三维傅里叶变换模块，使用三维傅里叶变换对时间序列散斑图像进行整体的时频变换，得到其频域信号/>；
频域滤波模块，使用三维滤波器分离出低频信号和高频信号/>；
三维傅里叶逆变换模块，对S3获得的低频信号和高频信号分别做逆三维傅里叶变换，得到时间序列的动态散斑图像分量和静态散斑图像分量/>；
时域模块，分别对时间序列的动态散斑图像分量和静态散斑图像分量进行平均，得到动态散斑图像分量均值和静态散斑图像分量均值/>；
调制模块，计算调制深度MD，使用调制深度MD重构血流衬比图像。
本发明具有如下有益效果：
（1）使用三维傅里叶变换和三维滤波，能够对时空信息进行并行处理。相比于1维和2维傅里叶变换和滤波的1维单点遍历和2维逐帧遍历计算方式，其在数据处理维度上提升了一到两个等级，降低了计算复杂度，减少计算时间；
（2）直接对三维时间序列散斑图像M×N×n进行整体的时频变换，因此，该数据中包含了时间和空间的波动信息，本发明所提方法可以看作是通过时空分析来获得血流衬比图像。当数据量足够大时，就可以有效地增强动态血流信号和抑制静态背景信号以从原始散斑图像中提取出更多的血流细节，并较好地平滑和抑制噪声，可以获得更高的衬比度信噪比和更小的空间噪声。此外，传统的时空分析方法在局部窗口上使用了空间平均，以牺牲衬比值的动态范围为代价，获得了较高的信噪比，对于方差小于相机噪声/镜头噪声方差的快速流动的血流信息可能无法被定量测量，而本发明使用调制深度重构血流衬比图像，是基于单像素点上的强度涨落效应计算衬比值，可以计算单像素分辨率血管中的血流信息，具有较高的空间分辨率和衬比度动态范围。同时，本发明充分利用强度调制效应对信号的单点测量优势，基于三维时空域提出了使用立体窗口叠加平均获得动态散斑图像和静态散斑图像分量均值的处理方法，进而计算调制深度，可以进一步提高成像质量。
（3）本发明所提方法可以提高对大样本数据的计算效能，在提高成像质量的同时保证计算效率，可实现快速高质量成像。本发明中，随着帧数的增加，血流信号逐渐被增强，而背景信号虽然在小范围内也会被增强，但是会逐步趋于饱和。本发明可以通过增加散斑图像的帧数来提高血流信号的强度，而不会大幅度增加背景信号的强度，因此可以保持测量一个较大范围的信号，获得较好的对比度和信噪比。
（4）在基于三维傅里叶变换的全场激光散斑血流成像方法中，由于其将原始散斑图像序列构成一个三维图像栈，在时间维度和空间维度进行同时处理，其在计算意义上达到了延长散斑图像曝光时间的效果，而又避免了物理意义上的过曝光所带来的过饱和和衬比度减小问题。因此，本发明创新性地通过计算重构了长曝光散斑图像，并基于长曝光散斑图像的特点，在三维频率域通过三维低通滤波得到动态散斑图像，通过三维高通滤波得到静态散斑图像。
（5）本发明对基于三维傅里叶变换的全场激光散斑血流成像系统的时域平均和调制模块进行了延拓，使其能够使用大血管流速测量和血流生化信息量化场景。提高了成像系统的兼容性和普适性。
以下结合附图及实施例对本发明作进一步详细说明。
附图说明
图1为本发明实施例基于三维傅里叶变换的全场激光散斑血流成像方法的步骤图；
图2为本发明实施例基于三维傅里叶变换的全场激光散斑血流成像方法的详细流程图；
图3为本发明实施例基于三维傅里叶变换的全场激光散斑血流成像系统的结构框图。
具体实施方式
参见图1所示，为本发明实施例基于三维傅里叶变换的全场激光散斑血流成像方法的步骤图，包括：S1，图像采集；S2，三维傅里叶变换；S3，频域滤波；S4，三维傅里叶逆变换；S5，时域平均；S6，计算调制深度MD。
具体的，参见图2所示，为本发明实施例基于三维傅里叶变换的全场激光散斑血流成像方法的详细流程图。
所述S1采集n张连续散斑图像M×N×n。
所述S2中，经过时频变换后，得到频域信号/>，表示为：
式中，FFT表示三维快速傅里叶变换。
所述S3中，滤波器为三维高通滤波器和三维低通滤波器。
所述S3获得的低频信号和高频信号/>表示如下：
其中，为三维低通滤波器，/>为三维高通滤波器。
所述S4中的动态散斑图像分量和静态散斑图像分量/>表示如下：
其中， iFFT表示三维快速傅里叶逆变换。
所述S5通过时域单点叠加获得动态散斑图像分量均值和静态散斑图像分量均值/>，表示如下：
。
所述S6获得的调制深度表示如下：
。
具体的，当激光散斑血流成像系统的成像设备噪声的方差比血流信息的方差小时，所述S5可以通过立体窗口叠加获得动态散斑图像分量均值和静态散斑图像分量均值/>，表示如下：
式中，(x, y, z)为原始序列散斑图像中的一点；a、b、c分别为立体窗口的长、宽、高，a的取值范围为-m~m，b的取值范围为-m~m，c的取值范围也为-m~m，m为立体窗口的半长，L为单帧图像上的窗口面积；n为图像总帧数。
具体的，对于需要量化血流的生化信息的应用场景，所述S6获得的调制深度表示如下：
。
参见图3所述，为本发明实施例基于三维傅里叶变换的全场激光散斑血流成像系统的结构框图，包括：
图像采集模块301，使用激光散斑血流成像系统采集n帧连续的时间序列散斑图像，/>表示散斑图像的像素点位置坐标；
三维傅里叶变换模块302，使用三维傅里叶变换对时间序列散斑图像进行整体的时频变换，得到其频域信号/>；
频域滤波模块303，分别使用高斯滤波器进行频域滤波，获得高频信号和低频信号；
三维傅里叶逆变换模块304，对S3获得的低频信号和高频信号分别做逆三维傅里
叶变换，得到时间序列的动态散斑图像分量和静态散斑图像分量；
时域模块305，分别对时间序列的动态散斑图像分量和静态散斑图像分量进行平均，得到动态散斑图像分量均值和静态散斑图像分量均值/>；
调制模块306，计算调制深度MD，使用调制深度MD重构血流衬比图像。
可见，本发明提出的基于三维傅里叶变换的全场激光散斑血流成像方法及系统，相比于一维和二维快速傅里叶变换，利用三维快速傅里叶变换分析法来分离散斑信号和背景信号，对时空信息的并行处理方式可以降低计算复杂度，减少计算时间；对散斑数据进行时空分析，相比于单一的时间分析或者空间分析，能够从原始散斑图像中提取出更多的血流细节，并较好地平滑和抑制噪声。
以上仅为本发明的较佳实施例，并不用以限制本发明，凡在本发明的精神和原则之内，所作的任何修改、等同替换、改进等，均应包含在本发明的保护范围之内。
Claims (9)
1.基于三维傅里叶变换的全场激光散斑血流成像方法，其特征在于，包括以下步骤：
S1，图像采集，使用激光散斑血流成像系统采集n帧连续的时间序列散斑图像，/>表示散斑图像的像素点位置坐标；
S2，三维傅里叶变换，使用三维傅里叶变换对时间序列散斑图像进行整体的时频变换，得到其频域信号/>；其中/>表示散斑图像的像素点所对应的频域位置坐标；
S3，频域滤波，使用三维滤波器分离出低频信号和高频信号/>；
S4，三维傅里叶逆变换，对S3获得的低频信号和高频信号/>分别做逆三维傅里叶变换，得到时间序列的动态散斑图像分量/>和静态散斑图像分量；
S5，时域平均，分别对时间序列的动态散斑图像分量和静态散斑图像分量进行平均，得到动态散斑图像分量均值和静态散斑图像分量均值/>；
S6，计算调制深度MD，基于动态散斑图像分量均值和静态散斑图像分量均值使用调制深度MD重构血流衬比图像；
所述S4中的动态散斑图像分量和静态散斑图像分量/>表示如下：
；
；
其中， iFFT表示三维快速傅里叶逆变换。
2.根据权利要求1所述的基于三维傅里叶变换的全场激光散斑血流成像方法，其特征在于，所述S2中，经过时频变换后，得到频域信号/>，表示为：
；
式中，FFT表示三维快速傅里叶变换。
3.根据权利要求1所述的基于三维傅里叶变换的全场激光散斑血流成像方法，其特征在于，所述S3中，滤波器为三维高通滤波器和三维低通滤波器。
4.根据权利要求1所述的基于三维傅里叶变换的全场激光散斑血流成像方法，其特征在于，所述S3获得的低频信号和高频信号/>表示如下：
；
；
其中，为三维低通滤波器，/>为三维高通滤波器。
5.根据权利要求1所述的基于三维傅里叶变换的全场激光散斑血流成像方法，其特征在于，所述S5通过时域单点叠加获得动态散斑图像分量均值和静态散斑图像分量均值/>，表示如下：
。
6.根据权利要求1所述的基于三维傅里叶变换的全场激光散斑血流成像方法，其特征在于，所述S6获得的调制深度表示如下：
。
7.根据权利要求1所述的基于三维傅里叶变换的全场激光散斑血流成像方法，其特征在于，当激光散斑血流成像系统的成像设备噪声的方差比血流信息的方差小时，所述S5可以通过立体窗口叠加获得动态散斑图像分量均值和静态散斑图像分量均值/>，表示如下：
；
式中，(x, y, z)为原始序列散斑图像中的一点；a、b、c分别为立体窗口的长、宽、高，a的取值范围为-m~m，b的取值范围为-m~m，c的取值范围也为-m~m，m为立体窗口的半长，L为单帧图像上的窗口面积；n为图像总帧数。
8.根据权利要求1所述的基于三维傅里叶变换的全场激光散斑血流成像方法，其特征在于，对于需要量化血流的生化信息的应用场景，所述S6获得的调制深度表示如下：
。
9.基于三维傅里叶变换的全场激光散斑血流成像系统，其特征在于，包括：
图像采集模块，使用激光散斑血流成像系统采集n帧连续的时间序列散斑图像，/>表示散斑图像的像素点位置坐标；
三维傅里叶变换模块，使用三维傅里叶变换对时间序列散斑图像进行整体的时频变换，得到其频域信号/>；
频域滤波模块，使用三维滤波器分离出低频信号和高频信号/>；
三维傅里叶逆变换模块，对S3获得的低频信号和高频信号分别做逆三维傅里叶变换，得到时间序列的动态散斑图像分量和静态散斑图像分量/>；
时域模块，分别对时间序列的动态散斑图像分量和静态散斑图像分量进行平均，得到动态散斑图像分量均值和静态散斑图像分量均值/>；
调制模块，计算调制深度MD，使用调制深度MD重构血流衬比图像；
所述S4中的动态散斑图像分量和静态散斑图像分量/>表示如下：
；
；
其中， iFFT表示三维快速傅里叶逆变换。
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Non-Patent Citations (1)
| Title |
|---|
| 孟晓亮 等.基于三维傅里叶变换的胸腹表面测量.《光学精密工程》.2018,第26卷(第4期),第778-787页. * |
Also Published As
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