一种眼底光学全场微血管造影成像装置及方法与流程

本发明涉及血管造影成像技术领域，特别是涉及一种眼底光学全场微血管造影成像装置及方法。

背景技术：
血流成像在医学临床诊断与病理基础研究中起到了重要作用，其中微血管病变是糖尿病伴有的诸多并发症中较为普遍的一种，它会使多脏器发生病变，包括糖尿病性肾病、糖尿病性神经系统病变和糖尿病性视网膜病变。临床医学中，对于糖尿病性视网膜微血管病变的诊断通常采用眼底荧光血管造影的方法实现，该方法需要将荧光素钠光学造影剂注射到患者眼中，可能造成人体的不良反应。应用激光散斑原理进行全场微血管造影成像是目前世界各地的研究热点，包括激光多普勒频移和激光散斑衬比成像等方法。激光多普勒频移方法已经实现了皮肤烧伤修复以及手指血流灌注的检测，但是该方法中散斑多普勒频移光子被高速面阵相机捕捉，需要较高的采样速度，因而会降低像素分辨率，故空间分辨率较低。激光散斑衬比成像方法以衬比值作为成像参数，已经实现了活体皮肤、大脑皮层等组织的微血管造影成像，可作为视网膜成像的手段，但其理论是基于散斑的时间与空间自相关特性，在一定环境下散斑衬比反比于血液流速的平方根，其抑制背景噪声的能力不强，成像质量有待改善。同时，上述方法以激光作为光源，应用于眼底成像时需使用激光直接照射视网膜，因此对于激光功率要求十分严格，若功率过大，可能对人体造成损伤；若功率过小，则会损失成像质量。

技术实现要素：
本发明克服了现有技术中的缺点，提供了一种眼底光学全场微血管造影成像装置及方法，可实现对眼底光学全场微血管造影成像，该方法不需要造影剂，对人体无害，具有较高的空间分辨率。为了解决上述技术问题，本发明是通过以下技术方案实现的：一种眼底光学全场微血管造影成像装置，包括眼底照明光路(1)、眼底成像光路(2)、同步触发源(10)和数据处理系统(20)，其中眼底照明光路(1)和眼底成像光路(2)由同步触发源(10)同步触发；所述眼底照明光路(1)包括依次连接的光源控制器(11)、激光光源(12)、扩束镜(13)、分光镜(16)和接目物镜(15)，所述眼底成像光路(2)包括依次连接的接目物镜(15)、分光镜(16)、成像目镜(17)、镜头(18)和COMS相机(19)。一种眼底光学全场微血管造影成像的方法，光源控制器(11)和所述COMS相机(19)受同步触发源(10)发出的同步触发信号控制，一旦光源控制器(11)接收到同步触发信号，则触发激光光源(12)发出激光；一旦COMS相机19接收到同步触发信号，则受到触发进行采集，扩束镜(13)用于对激光扩束，靠近人眼的接目物镜(15)和靠近COMS相机(19)的成像目镜(17)同作为摄影物镜，用于控制成像焦距，在眼底照明光路(1)中，分光镜(16)用于反射激光到达眼底；在眼底成像光路(2)中，分光镜(16)用于透射由眼底反射的散斑信号，以便相机采集图像。其包括以下步骤：步骤1、设置COMS相机的镜头参数，选择短曝光的相机工作模式；设置相机的镜头参数，旨在保证红细胞、散斑、像素单元的成像面积接近相等，当红细胞进、出像素单元的成像范围时，局域的浓度涨落产生干涉强度变化的动态散斑。选择短曝光的相机工作模式，旨在保证相机的曝光时间足够短，以捕捉频率较高的动态散斑信号的瞬时状态，而非散斑信号强度的变化积分值。步骤2、同步触发源以频率F0(100/s≤F0≤300/s)发出n(n为大于或等于10的自然数)次同步触发信号，分别作用于眼底照明光路(1)和眼底成像光路(2)；①眼底照明光路(1)中光源控制器接收到所述频率为F0、n次发出的同步触发信号，n次触发激光光源以频率F0出射激光，所述n次出射的激光经扩束后由分光镜反射，产生的n次反射光以所述频率F0通过接目物镜照射人眼；②眼底成像光路(2)中，由人眼以所述频率F0、n次反射的激光散斑信号经由分光镜透射到成像目镜，COMS相机接收到所述同步触发源以频率F0发出的n个同步触发信号，n次连续采集以所述频率F0透过成像目镜的n张散斑图像，每张散斑图像上有m(m为面阵相机的像素单元个数)个散斑光强点，所述F0同时为采样帧率；步骤3、数据处理系统中，由计算机对所述相机n次采集到的m个原始时间序列信号进行FFT变换以获得m个散斑频域信号，设定滤波频率u0，对于第k(1≤k≤m)个所述散斑频域信号，将背景噪声和集中在零频以及低频范围内的静态散斑频域信号与集中在高频范围内的动态散斑频域信号分离，计算所述第k个点(坐标为(x,y))的调制深度MD(x,y)，以全部m个点的调制深度MD(x,y)作为成像参数进行成像。所述同步触发源的触发频率F0在100/s至300/s的范围内，旨在保证相机处于长采样的工作模式，因此保证相机拥有足够的像素单元，当干涉光信号的周期远小于采样时间时，相机的像素单元数量足够用来记录散斑信号，得到具有高分辨率的图像。所述步骤2中，利用COMS相机采集样本的后向散射光，从而进行散斑图像的重建。所述步骤2中，COMS相机捕捉的散斑强度信号是不同干涉项频率的强度总和，对于COMS相机第t(1≤t≤n)次采集到的所述m个原始时间序列信号，第k(1≤k≤m)个像素单元(坐标为(x,y))散斑强度信号表示为：其中，I0表示静态散斑的信号强度，该强度始终保持不变，对应于背景信号。表示移动散射物质之间以及静止散射物质与移动散射物质之间相互干涉产生的干涉信号强度，其中Ii是第i个干涉项的强度，fi是相对应的时间调制频率，∏表示方脉冲函数，定义为∏T/2[t-t0]＝H[t-t0+T/2]-H[t-t0-T/2]，用来描述信号的采集过程，t0表示某一时间点，T为总采集时间。所述步骤3中，通过进行快速傅里叶变换将权利要求4中所述相机n次采集到的m个原始时间序列信号进行快速傅里叶变换将相机接收的时域散斑强度信号IP沿着时间序列转变为频域散斑强度信号，其中低频范围主要为静态散斑信号，高频范围主要为动态散斑信号，相机第t次采集到的所述信号的散斑频谱图可以表示为：FTt→u[IP(t)]＝iS[u]+id[u±fi]其中，iS[u]表示静态散斑信号频谱，即以零频为中心的小范围内的频谱，其表达式为iS[u]＝I0sinc(Tu)；id[u±fi]表示动态散斑频谱，即频域中除去静态散斑信号频谱的剩余部分，其表达式为坐标为(x,y)的像素点位置重建图像的时域的调制深度表示为：其中，<id(x,y,u)>是坐标为(x,y)的像素点位置对应信号经滤波后的动态散斑信号对于时间的平均值，<is(x,y,u)>是坐标为(x,y)的像素点位置对应信号经滤波后的静态散斑信号对于时间的平均值。坐标为(x,y)的像素点位置重建图像的频域的调制深度表示为：其中，id(x,y,u)是坐标为(x,y)的像素点位置对应信号经滤波后的动态散斑信号；is(x,y,u)是坐标为(x,y)的像素点位置对应信号经滤波后的静态散斑信号。所述步骤3中，设置合适的滤波频率u0，以分开静态散斑信号和动态散斑信号。所述静态散斑信号为背景信号，反映了生物的背景组织；所述动态散斑信号为血流信号。所述步骤3中，调制深度MD(x,y)为成像参数，可以分为时域的调制深度和频域的调制深度。所述时域调制深度定义为经滤波后动态散斑信号对于时间的平均值与经滤波后静态散斑信号对于时间的平均值的比值；所述频域调制深度定义为直接在频域进行计算的调制深度，即动态散斑数据之和与静...