CN1163190C - 用于对视网膜或视神经头的血管中各个红血球的运动成像和分析的系统和方法 - Google Patents

Abstract

本发明提供了一种用于直接成像和分析视网膜成视神经头的血管中的各个红血球的运动的系统，所述系统包括：成像装置(26)，用于在相互之间的一个预定时间间隔内获取至少同一个红血球的至少一对图像，用于产生至少两帧图像，每个图像表示在预定的时间间隔在所述每帧中所述红血球的位置的模拟的或数字的图像；帧接收装置(12)，用于以机器可读的形式采集并存储所述模拟或数字图像；以及计算机(13)，用于控制所述成像装置和所述帧接收装置的操作，用于处理所述至少两帧图像，并用于分析所述红血球在血管中的运动。所述方法也用于直接成像和分析视网膜成视神经头的血管中的各个红血球的运动。

Description

用于对视网膜或视神经头的血管中 各个红血球的运动成像和分析的系统和方法

本发明涉及一种用于对血管中各个红血球的运动成像和分析的系统和方法。按照本发明的系统和方法尤其适用于成像和分析视网膜或视神经头内的红血球的运动，帮助进行血流测量。

在世界范围内，和视网膜的脉管系统有关的疾病是导致失明的原因之一。许多这种疾病是渐进性的和能治疗的。因而，非常希望能被早期地检测到。通常根据许多明显的结构改变进行诊断，这些改变可能由于视网膜血流问题而发生在视网膜中。其中包括血管再生(试图补偿通过已有血管的血流的减少而生长新血管)，棉絮斑(神经纤维轴浆输送障碍的区域)，以及最终的视网膜神经纤维的退化。曾经观察到这些和其它的现象可以用于诊断视网膜血管疾病，并且可以开始治疗，以便阻止进一步恶化。不过，希望尽早地检查出这种问题，如果可能，希望在不可恢复的破坏发生之前能被检测到。

由于上述原因，一直把注意力集中于研究在发生严重的问题之前通过测量视网膜血流量的减少来诊断视网膜脉管系统问题的方法上。希望这种方法是快速的、定量的和尽可能是非侵入性的。例如，胶片照相荧光素和靛氰绿(ICG)是通常用于测量视网膜血流的技术。不过，荧光素血管照相是一种相当长的过程(例如1小时或更长)，并且是非定量的，其不能建立使得病人的检查结果能够容易比较的数据库。荧光素和ICG血管照相术需要在血流中注入大量的荧光成分，这种处理具有不舒服的甚至是危险的副作用，因此只有在疾病的其它症状明显时才使用。此外，每次注射只能用一只眼睛仔细观察。这种技术的改进已经改善了血流的定量测量，如美国专利5394199和5437274所述，但是仍然保留了需要侵入的缺点，并且在美国专利5394199的情况下，仍然必须用一只眼睛靠近观察。

另外一种测量视网膜血流的较早的方法在美国专利4142796中披露了，其中使用激光多普勒变换效应检测一个点的流量。这种技术依赖于由于目标(即血细胞)的运动向回反射到检测器的光的频率的改变。不过，这种方法不能显示血流的整体图形，因此只提供有限的信息。在美国专利5640963中披露的近期这种方法的改进提供了用于使激光束运动因而可以扫描感兴趣的区域，从而产生二维图像的装置。不过，至今这种技术的使用尚未被大多数的眼科医师所接受，部分原因是因为其利用血流量的间接测量，在测量结果中具有不确定的可变性。

在美国专利4950070和5090799提出了一种激光斑点流量仪用作测量视网膜血流量的装置。这种技术在小范围内分析来自激光束的反射光的改变，从而确定通过该区域的血的流量。至于扫描激光多普勒成像，其使用间接的方法从获得的信号中导出血流量。

上述两种技术都需要使用激光、使激光在视网膜表面上扫描的装置以及除去基本的底部摄影机之外的大量的附加的光学器件。

在美国专利5701898中描述了另一类基于多普勒效应的系统，其依赖于超声频率而不依赖于光的频率来检测血流量。不过，测量的结果被一些眼科医师认为难于解释，并且与一些其它技术一样，不能形成分辨率好的图像。

所有上述技术的共同的缺点在于，它们都不能够在多个位置进行各个红血球的观察。因为视网膜的血流量在不同的血管上是不同的，并且随经过的时间间隔而不同，所以可能丢失重要的诊断信息。

本领域感兴趣的以及重要的是研究一种更直接测量视网膜血流量的方法，这在 Investigative Ophthalmology and Visual Science，Vol.39，pp.407-415(February 1998)中说明了。这种技术是一种直接对局部血流量和各个红血球成像的成功的装置，然而，其是高度侵入性的，其需要通过手术在眼睛上形成切口，然后引入眼睛内的内馈镜。因此，严重地限制了其最终的临床应用。

因此，需要一种能够非侵入地、定量地和快速地测量血管中血流量的诊断装置，并且测量结果能够被足够直接地解释，以便被医生普遍接受，经常用于病人的治疗。

本发明的一般目的在于提供一种用于直接地非侵入地测量血管中的血流量的系统和方法。

本发明的另一个目的在于提供一种通过检测各个红血球在血流中的运动直接地非侵入地测量血流量的方法。

本发明的另一个目的在于提供一种通过检测血流中各个红血球的图像反射系数的改变并确定血流量从而直接地非侵入地测量血流量的方法。

因此，按照本发明，提供一种用于直接成像和分析血管中的各个红血球的运动的系统，所述系统包括：成像装置，用于在相互之间的一个预定时间间隔内获取至少同一个红血球的至少一对图像，用于产生至少两帧图像，每个图像表示在所述每帧中所述红血球的位置的模拟的或数字的图像；帧接收装置，用于以机器可读的形式采集并存储所述模拟或数字图像，以及用于控制所述成像装置和所述帧接收装置的操作，用于处理所述至少两帧，并用于分析所述红血球在血管中的运动的计算机。

本发明还提供一种用于对血管中的各个红血球的运动直接成像并进行分析的方法，所述方法包括在相互之间一个预定的时间间隔内获取至少同一个红血球的至少一对图像，用于产生至少两帧图像，每个图像表示在一个预定的时间间隔内在所述每帧中所述红血球的位置的模拟的或数字的图像；以机器可读的形式采集并存储所述模拟或数字图像，以及把所述图像提供给计算机进行处理；根据所述至少两帧图像进行图像差处理，从而确定由所述红血球的运动得到的运动信号，并产生所述红血球在所述血管中的运动的定量测量。

下面结合一些优选实施例，并参照说明性的附图说明本发明，使得可以更加充分地理解。

现在参看附图，值得强调的是，所示的具体细节只是以举例的方式说明本发明的实施例，附图中提供的各个细节据信是为理解本发明的原理和构思最有用的。没有表示除此之外的其它细节，结合附图所作的说明旨在使本领域技术人员理解，在实际上本发明可以用多种方式实施。

图1是按照本发明的用于非侵入地测量血管中的血流量的系统的方块图；

图2说明图像处理技术；

图3表示在血管中红血球簇的运动；

图4表示图像获取步骤的流程图；

图5是表示图像获取、准备阶段以及图像处理的流程图；以及

图6是按照本发明的方法的流程图，说明自动地和交互式的分析的过程。

图1所示是一种用于非侵入地测量血管中的血流量的系统的优选实施例。只用于说明的目的，作为一个实际的例子，本说明中主要涉及在眼睛的视网膜中进行的这种测量。系统2包括高质量的成像装置4(当被数字化时，至少具有10位的可用分辨率)，例如和血管成像光学装置6组合使用的CCD镜头，例如底部镜头或检验镜，用于观察要进行测量的血管，在所示的情况下即视网膜血管8。成像的数据通过图像获取接口12被提供给计算机10，图像获取接口例如可以是数字帧接收器。计算机10借助于闪光灯14控制图像获取和照明定时，并且还具有存储能力。还选择地提供显示监视器16，用于观看自动图像分析的结果，并能够进行交互式图像分析，还提供有打印机18用于打印分析的结果。

如同所理解的那样，重要的是以接近控制的方式对被成像的血管照明。对于要被分析的血管的每个成像区域，进行若干个成像检查。对于每个检查，在彼此相隔几毫秒的时间内获得视网膜脉管组织的高分辨率、高位深度的图像。图像之间的间隔在5和200毫秒之间的范围内，一般在5和100毫秒之间。改变所述间隔以便帮助从大直径的血管和非常小的直径的毛细管、小静脉和细动脉提取慢的运动对快的运动的比较。需要使用数量级为几毫秒或更短的短暂的闪光，以便获得清晰的图像。此外，闪光的强度必须基本相同，使得能够提取运动信号。

本发明的一个重要特征在于在成像期间眼睛的照明参数的接近控制。对每个对象进行若干个成像检查。对于每个检查，在彼此相隔5-200毫秒的时间间隔内获得视网膜脉管组织的高位深度图像(改变所述间隔以助于从大直径的血管和非常小的直径的毛细管、小静脉和细动脉提取慢的运动对快的运动的比较。如下所述)。为了得到轮廓鲜明的图像，需要使用数量级为几毫秒或更短的短暂的闪光，此外，闪光的强度必须基本相同，使得能够提取运动信号。照明最好主要包括蓝光(400-450nm)与/或绿光(530-580nm)，以便改善在这个范围内吸收最强的红血球和被成像的相关反射的视网膜之间的对比度。这使得可以减少视网膜的整个照明。

上述的考虑使得在系统中包括高稳定性的闪光装置14，具有被物理地集成在成像光学装置6内的或者通过光纤导线18固定的照明光源。这种闪光装置最好包括大功率的氙气闪光灯，其由外部控制的电源供电，所述电源被这样配置，使得满足本发明的特定的照明定时和强度要求，这些要求是以前的眼科成像装置使用的光源所不能满足的。闪光灯的定时由计算机10的图像获取软件控制。

使入射到视网膜上的光通过带通滤波器(例如400-450nm或530-580nm)以便增加对比度，如上所述。虽然在底部检眼镜中一直使用长的闪光照明，但是尤其强调的是短的闪光之间的间隔(5-200毫秒)以及闪光之间的稳定性，这是本发明的两个重要特征。

即使在仔细地使用稳定的照明光源时，也可能由于在每次闪光中不被再现的照明图形中的特定的不均匀而产生图像中的不规则。没有附加的图像信息，这类照明不规则不能被精确地补偿。本发明选择地包括用于获得这种信息的装置。

通过在照明通路中利用另一个分光元件，例如局部反射镜20，用于对视网膜照明的光束的一部分转向通路22，并且入射到位于和视网膜8同一成像平面的校准目标24上。校准目标可以是一种均匀的，白色的半透明的平面，例如毛玻璃，其通过第二成像装置26从后面成像，例如具有聚焦光学装置28和30的视频摄像机。分光元件20只需要偏转整个照明光的一小部分，因为毛玻璃目标在相同的照明数量下比能吸收多种光的视网膜较亮。此外，对于具有好的光谱稳定性的光源，不需要对校准光束应用带通滤波器(如对视网膜照明光束那样)，使得进一步减少需要被偏转的总光束的部分。

记录由校准成像装置24看到的图像中的从闪光到闪光之间的改变，利用所述信息提供校正系数，用于校正在照明强度中总体的和局部位置的不规则。从校准目标向后到视网膜成像镜头的反射不会干扰图像获取，这是因为由于分光器的部分反射而被大大衰减，还因为它们经过和视网膜的反射光相同的校正操作。

应当注意，校准成像装置24可以是相当廉价的。其不需要具有和视网膜成像装置4那样好的成像分辨率，因为在照明图形中的空间的不均匀性使得没有清晰的边界。

血管成像装置6的光学部分可以用不同的方式实施。如前所述，其可以由用于观看视网膜的底部照相机构成。一种眼检镜可以提供用于观看视网膜的另一种装置。当被成像的血管位于已经被除去头盖骨和硬脑膜的脑的表面上时，血管成像光学系统可以用标准的照相机宏镜头实施。更一般地说，内窥镜为接近含在人体内的血管壁进行观察提供了一种有力的工具。这样，作为在图像反射中的小的可跟踪的改变，可以检测血流中的各个红血球的运动，所述的改变可以被直接地分析，从而产生关于血流量的定量的和定性的信息。

下面参照图2到图6说明按照本发明的图像获取和分析的方法。为了帮助理解，首先参看图2，其说明要被分析的含有一个运动的血细胞的假设的图像对(平面A和B)。在这个例子中，在顶部两个图像的中心的左下方可以看到两个小圆圈(代表运动的红血球)。在实际的图像对中，血细胞的一帧图像人的眼睛是完全看不到的，此处是为了说明方便而扩大了。

通过从A减去B，或者通过A除以B，然后改变所得结果的比例(乘以一个系数，例如100)，则明显地显示出两个图像之间的差。所述的差包括噪声，在图中由小点表示，但是还包括由于血细胞的运动而引起的反射率的改变。细胞的运动在平面C中被表示为暗的斑点/亮的斑点对。在斑点对暗的位置，暗的血细胞运动而离开了其原始(平面A)的位置；在图像较亮的位置，血细胞已经运动到一个新(平面B)的位置。两个位置之间的重叠区域被编码作为无信号的灰色，因为在那一点没有测量到反射率的改变。

显然，希望有一种自动的运动分析方法，用于把图像之间的差转换成反映流量的数值。用于进行这种分析的策略如下，参见图3，其中示出了血管中的一簇红细胞。平面D中示出的一簇红细胞通过血管BS沿着箭头指示的瞬时方向运动。显然，也可以表示一个血细胞，此处描述一簇是为了说明该方法的普遍性。平面E表示在几毫秒之后这些这些细胞的位置。在一个足够短的时间间隔内，这些细胞的相对位移和转动在图像之间是足够相似的，以便允许对其进行直接比较。实际的能变形的红细胞在其通过血管的期间也可能发生形状的改变。

在平面D中的帧(方块区域)表示在第一图像中的一个任意的子区域，许多子区域中的一个子区域将被自动地检查。在平面E中的帧处于不同的位置，但是其包括的整个图像的部分最接近平面D中的帧。实际上，相似性是容易检测的，使用检测若干个候选区域的自动检查方法，按照下述取出最匹配的一个，完成相同类型的匹配任务。

两帧之间的相对位移(在平面E中用光标对准比较两个检查)，给出中心的在平面D的帧上的区域的血细胞的运动的局部方向的判断。因为这种方法仅仅依赖于小的子帧之间的比较，不依赖于通过图像运动的血细胞簇的整体形状，而只依赖于当血细胞通过血管流动时在其相对位置中的运动对运动的相似性。

参见图4，可以看出，在诊断处理的图像获取阶段期间，可以获得许多图像对，并被存储(步32-38)它们具有不同的图像之间的间隔，所述间隔在40由操作者确定。不同的流量，例如毛细血管对细动脉，或者是正常的病人对缺氧的病人最好使用不同的图像间间隔来检测。因而，根据要被成像的血管的类型和操作者的估计，根据病人的先前的检查，选择间隔的大小。当然，也可以使用缺省的间隔范围。

两种类型的优选的分析方法可以被利用。一种方法在操作者输入操作参数之后便是完全自动的，其可以把一组获取的图像对转换成血流量的准彩色图像。另一种方法提供两个显示，其能够使操作者使用显示监视器16直接地观察运动信号，补充自动的分析。虽然本发明的主要目的是提供血流量的定量的报告，通过直接观察获取的图像，操作者能够定性地验证这些结果将增加临床医生对自动产生的结果的有效性的信任度。此外，人脑和视觉系统的解释能力大大超过机器的视觉系统的解释能力，因而，通过直接观察原始的运动信号也可以产生否则将会被忽略的诊断作用，例如，检测缓慢泄漏的血管，块凝的或崎形的血球，局部的和间歇的不均匀的血流等等。

对于交互式的和自动的图像分析基本上同时开始。在对非静止的器官例如视网膜中的血管成像的情况下，具有两个预备步骤，如图5所示：首先，在42根据脉管组织的图形完全对准图像，以便校正眼睛的任何运动；第二，在44进行基于图像亮度和直方图的图像的标称化，以便校正可能已经发生的小的亮度改变。在46，通过平均许多这些图像的总和构成背景底色。然后在42从每个单个的图像中减去背景底色。所得的差值图像突出每个图像的像素的低数位的独特的特征，其主要是由于在血流中的红血球正在进行的运动所致。这一步的求差操作是在每个图像对中提取为在48进一步分析红血球的运动可利用的运动信号的关键，用于在48进一步分析红血球的运动，并且如果需要，在50保留所述的分析。图2以示意的形式说明在分析反射信号时这一步的重要性。顶部两个平面A和B表示一个红血球的位置，因为其对于一个稳定而复杂的背景在两个图像帧之间可能改变。虽然在两个原始图像中红血球的原始轮廓不能被清楚地看出，但是在底部平面C上的差值图像却清楚地表示出一个黑白的斑点对，其表示红血球在两个时间点上的位置。

显然，这种差值成像步骤可以通过另一种不同的算法来实现。一种基本上产生相同类型的图像增强的另外的方法是用一个图像除另一个图像，这种方法也具有消除统计信息和突出图像之间的差别的效果。

基于这些差值图像进行的自动的运动分析如图6所示。按照步52到68，通过比较第一图像的小的子区域和第二图像的许多相同尺寸的邻近子区域开始方向和流量的确定，所述小的子区域的中心分别在每个像素上。此处的“邻近”意味着在操作者确定的一个固定的距离内，一般为10-20个像素。其中心不在血管的局部轴线上的区域，或者运动信号太小而不能进行可靠的分析的区域，例如例子一个临界图像的区域可以选择地被排除，以便加速处理。

对于被检查的每对子区域，在62获得表示其相似性的数值，其中首先平方它们之间的差值，然后对在子区域之间不同的所有像素取所述值的平均值。这样便得到两个子区域之间的均方差(MSE)。该值越小表示相似性越大。对于在第一图像中的中心在每个像素上的子区域，在70，按照等级次序记录从第二图像的M个最相似区域的每个区域的中心沿两个方向的相对位移(M可以被改变，取决于操作者的设置)。

期望上述的结果包括误差数，其中包括假匹配。算法72到80的下一个阶段被设计用于求取中心在每个像素上的图像的局部区域中的血流的一致的方向和距离(运动矢量)。在一个优选实施例中，这通过在76确定第二图像的加权的中值局部位移，从而产生最大的相似性来实现。上面的“局部区域”指的是一个用户确定的参数，一般为3×3或5×5个像素。所述的中值确定利用从对于每个像素记录的每个位移测量的相似性的反向的等级次序导出的系数被加权。这种技术的一个显然的扩展是使用落在中值附近的运动矢量的平均值以子像素的精度计算运动矢量。其它和上述基本相同的特定算法可以产生基本相同的信息，此处要求保护的是，把单个像素流的计算转换成基于在邻近像素当中的流的方向的相似性的计算。

在进行上述的分析之后，对于被分析的每个像素位置，在80产生一个运动矢量，表示在图像之间的间隔期间运动的红血球移动的距离个方向。

虽然上面的说明只针对一对图像进行分析，但是对于所获得的多个图像对中的每一个都可以进行这种分析。由分析许多这种图像对获得的一致的结果，可以汇集出血流方向的图形。通过由图像间间隔除这些矢量的大小，在82可以产生流量图，其可以作为彩色图像被显示。显然，这个图像本身可以通过标准的图像处理算法进行局部滤波以便减少噪声。这种信息的显示也可以和由血管的临界图像计算的关于局部血管直径的信息集中在一起。例如，可以产生一条曲线，表示光学测量的血流量和血管直径的关系，从而产生能够在病人之间进行比较的度量。

图像的交互式分析从对准。标准化图像开始。操作者可以利用两种方式之一观看这些图像：在第一种方式中，在84，从由操作者选择的图像对的每个图像中减去通过利用和自动分析类似的方法进行的检查而获得的平均图像。显然，可以使用一个以上的图像对。然后，在一个屏幕窗口中交替地快速地显示这两个图像，其速率由手动控制(动画86)。这样提供的视觉上的幻觉使得操作者可以凭视觉检查相当大或相当慢的流量的区域。可以同时显示自动产生的定量的流量图像，以便改变操作者的定性的印象。

第二种定性的分析方法是在88简单地从一个图像对的第一图像中减去第二图像。这样得到的差值图像具有相同的运动信号，如平均背景图像相减那样，不过将其压缩为一个图像而没有附加的插入分析。其产生一个静止的图像，大部分是灰色的，其中图像之间的像素强度没有改变，具有暗的负值的像素和亮的正值的像素，表示在图像间间隔期间红血球移动进出的区域。当红血球移动的距离不太大时(其数量级为细胞体的宽度或更小)，以及当各个红血球之间的间距相当清楚时，特别是在毛细血管的情况下，显然最好使用这种方法，帧之间的间隔的控制使得能够产生/选择最佳的图像。

虽然图6的分析算法流程图作为一种单独的逻辑分支说明了上述的分析方法，但是操纵者值得做的是在自动方式和交互式方式之间进行尽可能无缝的转换，以便帮助对结果的理解。这个考虑在本发明的优选实施例中实现了，其中设计了获取和分析软件，使得操纵者能够在图像对当中和在计算机监视器上显示的这些图像的各个视野当中进行快速和灵活的运动。

本领域技术人员显然能够理解，本发明不限于上述实施例的细节，不脱离本发明的构思或其基本特征，本发明可以用其它的特定方式实施。因此，所述实施例的的各个方面是说明性的而不是限制性的，本发明的范围由所附权利要求限定而不是由上面的说明限定，在权利要求的等同物的范围内作出的所有改变都落在本发明的范围内。

Claims (14)

1.一种用于直接成像和分析视网膜或视神经头的血管中的各个红血球的运动的系统，所述系统包括：

成像装置，用于在相互之间的一个预定时间间隔内获取至少同一个红血球的至少一对图像，用于产生至少两帧图像，每个图像表示在预定的时间间隔在所述每帧中所述红血球的位置的模拟的或数字的图像；

图像获取装置，用于以机器可读的形式采集并存储所述模拟或数字图像；以及

计算机，用于控制所述成像装置和所述图像获取装置的操作，用于处理所述至少两帧图像，并用于分析所述红血球在血管中的运动；

其特征在于：

所述成像装置是完全在眼睛外部的非侵入视网膜图像光学系统，以及

所述计算机包括对所述的帧进行图像差分析从而确定由所述红血球的运动得到的运动信号的装置。

2.如权利要求1所述的系统，其中所述成像装置包括CCD照相机。

3.如权利要求1所述的系统，还包括计算机控制的闪光灯，用于在红血球成像时对所述红血球照明。

4.如权利要求3所述的系统，其中所述计算机控制的闪光灯包括用于对要被成像的视网膜的红血球的运动提供两个几乎相同的强度足够大的并被所述视网膜光学系统检测的闪光的装置，其和所述CCD照相机联合操作，所述装置还能够在5到100毫秒之间的时间间隔内提供所述的两个闪光。

5.如权利要求1所述的系统，还包括用于在连续的成像期间检测红血球亮度的改变的光学装置。

6.如权利要求1所述的系统，还包括和所述计算机相连的监视器，用于显示获取的图像和处理的图像，并用于交互式地分析血管中所述红血球的运动。

7.如权利要求1所述的系统，还包括用于打印获取的和处理的图像的打印机。

8.一种用于对视网膜或视神经头的血管中的各个红血球的运动直接成像并进行分析的方法，所述方法的特征在于包括：

在相互之间一个预定的时间间隔内非侵入地获取至少同一个红血球的至少一对图像，用于产生至少两帧图像，每个图像表示在一个预定的时间间隔内在所述每帧中所述红血球的位置的模拟的或数字的图像；

以机器可读的形式采集并存储所述模拟或数字图像，并把所述图像提供给计算机进行处理；

根据所述至少两帧图像进行图像差处理，从而确定由所述红血球的运动得到的运动信号，以及

产生所述红血球在所述血管中的运动的定量测量。

9.如权利要求8所述的方法，其中所述时间间隔在5到100毫秒之间。

10.如权利要求8所述的方法，其中所述图像差分析通过平均多个帧的和而形成背景，并从所述至少两帧中的每个帧中减去所述的背景进行。

11.如权利要求8所述的方法，还包括完全对准所述每个图像以便校正输送所述红血球的血管的运动的准备步骤。

12.如权利要求8所述的方法，还包括对所述帧的图像亮度进行标称化从而校正在所述帧之间的小的亮度改变的步骤。

13.如权利要求8所述的方法，还包括在获取所述帧时对所述血管照明的步骤。

14.如权利要求8所述的方法，还包括显示所述图像和由来自所述图像差分析的运动信号产生的图像从而使得能够进行交互式分析的步骤。

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