一种视网膜内的血管流量的计算方法与流程

本发明涉及光学成像领域，尤其涉及一种视网膜内的血管流量的计算方法。

背景技术：

研究表明，眼底灌注异常与糖尿病性视网膜病变、青光眼、视网膜静脉闭塞以及年龄相关性黄斑变性等一系列眼底疾病密切相关。目前视网膜血管相关疾病检测的金标准是基于荧光对照剂的荧光血管造影(fa)和indocyanine血管造影术(icga)。但这种荧光造影技术只能观察到血管的分布和流动信息，无法通过计算得到血液的流速信息。因此，发展一种技术对视网膜血液流速进行测量对于视网膜疾病的临床诊断、治疗和研究具有重要的意义。光学相干层析成像技术(opticalcoherencetomography，oct)是一种非侵入性的探测技术。oct技术也可以探测散射光的多普勒频移信号，以获得流体或样本的运动信息，因而相对于其他技术更适合用于测量视网膜内的血液流速。部分科研团队运用多普勒oct技术且只用一束oct探测光就能够完成对血流速的测量，但这种单光束的方法还需要进一步测量探测光入射方向与血管之间的多普勒夹角，并且垂直于探测光方向的血流信息无法直接从多普勒频移信息中得到。因此这种单光束的测量方法受到了很大的局限性。另外一些采用多束探测光的方法都是把图像呈现在两个相机采集到的两幅或多幅图中。这种多图处理的方法不仅使计算量变大，还会使的在多图之间对同一根血管的匹配工作更加困难，尤其是对流速较慢的血管，其配准更容易出现错误。本发明在硬件改进的基础上实现了将两束探测光采集的两幅图像按照固定的深度差呈现在同一幅图象中，只要能找到其中一个探测方向上的血管位置，即可通过固定的深度差推算出另外一个方向上的血管的精确位置。使得计算更加准确可靠。

技术实现要素：

本发明的主要目的在于提供一种视网膜内的血管流量的计算方法，用以获取视网膜的单根血管血流，以及流入流出视网膜的总血流量。

为达到以上目的，本发明采用的技术方案为：一种视网膜内的血管流量的计算方法，具体包括如下步骤：

步骤一|：采用光学成像装置获取视网膜的相位图，相位图中具有第一图案和第二图案，其中第一图案和第二图案分别通过光学成像装置中的样品臂模块中两条具有不同相位的探测光而形成，两条不同相位的探测光由同一光束被分束而成；

步骤二：获取相位图的第一图案和第二图案中的对应视网膜组织表面的第一位置曲线和第二位置曲线；

步骤三：去除多普勒背景；

步骤四：获取相位图中每个血管的位置和横截面积s；

步骤五：判断所述血管中血流的方向以判断各个所述血管为动脉血管还是静脉血管；

步骤六：分别计算各个所述血管的血流量；

步骤七：分别计算动脉血管的血流量和静脉血管的血流量的总和。

优选地，所述光学成像装置包括光源模块、分光模块、参考臂模块、样品臂模块以及探测模块，所述光源模块的输出端通过光纤与分光模块的第一端连接，所述参考臂模块和样品臂模块通过光纤与分光模块的第二端连接，探测模块的输入端与分光模块的第一端相连，所述探测模块的输出端与计算设备连接，光源模块发出的光经分光模块被分成第一探测光和第二探测光后分别进入到参考臂模块和样品臂模块，所述样品臂模块包括用以将第二探测光分成第三探测光和第四探测光的分束模块，所述分束模块包括沿着第二探测光进入的方向依次设置的第一透镜、可旋转的沃拉斯顿棱镜、准直透镜以及插入第三探测光或第四探测光中任一束的延迟编码模块，第三探测光和第四探测光中穿过延迟编码模块的一个和未穿过延迟编码模块的另一个形成了所述两条具有不同相位的探测光。

优选地，在步骤三中具体包括如下步骤：

步骤3.1，获取相位图的背景，采用以下公式：

以上两个公式分别为第一图案p1和第二图案p2中第n列的背景b1(n)和b2(n)，上式中，f是指被处理的多普勒图像的复数表示，im表示取复数的虚部，re表示取复数的实部，*表示取复数的共轭，m1为第一位置曲线上的对应第n列的像素点在相位图中的行数，m2为第二位置曲线上的对应第n列的像素点在相位图中的行数；

步骤3.2，将第一图案和第二图案中的第n列上像素点的像素值均减去对应的背景b1(n)或者b2(n)；

步骤3.3，将第一图案和第二图案中的每一列均执行步骤3.1和3.2。

优选地，在步骤三中具体包括如下步骤：

步骤3.1：获取第一图案和第二图案中第n列的每个像素点的像素值；

步骤3.2：统计每个所述像素值对应的像素点的个数；

步骤3.3：将对应的像素点的个数最多的像素值作为第n列的背景的像素值；

步骤3.4：将第n列的每个像素点的像素值均减去第n列的所述背景的像素值；

步骤3.5：对第一图案和第二图案中的每一列执行上述步骤3.1-3.4。

优选地，在步骤四中，获取第一位置曲线和第二位置曲线的距离d，然后验证第一图案和第二图案中对应血管的距离是否为d以判断获取的血管的位置是否准确。

优选地，在按步骤四中，还需要判断第一图案和第二图案中对应血管的横截面积是否一致，如果不一致，以其中较大的一个横截面积作为对应血管的横截面积。

优选地，获取所述两条不同相位的探测光与视盘的距离，用表示血管在距离视盘较近的探测光上的平均相位数值，用表示血管在距离视盘较远的探测光上的平均相位数值，当则血管为流入视网膜的动脉血管，当则血管为流出视网膜的静脉血管。

优选地，步骤六中，采用以下公式：

其中，f为每个血管的血流量，λ0为探测光的中心波长，n为血管内的血液折射率，τ为所述光学成像装置在扫描眼球的过程中得到相邻两列像素所需的时间，α为所述两条不同的探测光在眼球内部的夹角。

与现有技术相比，本发明具有以下有益效果：

该计算方法能够准确快速地获取眼球表面血管流量。

附图说明

图1和图2是根据本发明的光学成像装置的原理图；

图3是光学成像装置的样品臂模块的原理图；

图4是探测光在眼球上的照射的原理图；

图5是本发明的相位图。

具体实施方式

以下描述用于揭露本发明以使本领域技术人员能够实现本发明。以下描述中的优选实施例只作为举例，本领域技术人员可以想到其他显而易见的变型。

实施例一

如图1-5所示，一种视网膜内的血管流量的计算方法，包括如下步骤：

步骤一|：采用光学成像装置获取视网膜的相位图，相位图中具有第一图案p1和第二图案p2。

所述光学成像装置包括光源模块100、分光模块200、参考臂模块300、样品臂模块500以及探测模块600，所述光源模块100的输出端通过光纤与分光模块200的第一端连接，所述参考臂模块300和样品臂模块500通过光纤与分光模块200的第二端连接，探测模块600的输入端与分光模块200的第一端相连，所述探测模块600的输出端与计算设备700连接，所述分光模块200具体为光纤耦合器，所述探测模块600具体为光谱仪，光源模块100发出的光经分光模块200分为第一探测光和第二探测光，其中，第一探测光经过参考臂模块300后原路返回到分光模块，作为参考光。第二探测光经过样品臂模块500后照射到眼球，第二探测光被眼球原路反射到分光模块200中，样品臂模块500反射回的光为样品光，在样品光中包含有眼球断层信息，样品光和参考光在分光模块200中干涉后进入到探测模块600并在探测模块600中形成相位图，探测模块600将得到的相位图发送到计算设备700，计算设备700对相位图进行处理。

所述样品臂模块500包括用以将第二探测光分成第三探测光和第四探测光的分束模块和扫描单元510，所述分束模块包括沿着第二探测光进入的方向依次设置的第一透镜501、可旋转的沃拉斯顿棱镜502、准直透镜503以及插入第三探测光或第四探测光中任一束的延迟编码模块504，第二探测光进入到样品臂模块500后，第一透镜501将其聚焦到沃拉斯顿棱镜502，沃拉斯顿棱镜502将第二探测光分为所述第三探测光和第四探测光，第三探测光和第四探测光经过准直透镜503之后变成两条相互平行的光，之后相互平行的第三探测光和第四探测光进入到扫描单元510并在经过扫描单元510后照射到位于样品臂模块500的另一端的眼球，扫描单元510会带着第三探测光和第四探测光来回移动以对眼球进行扫描。第三探测光和第四探测光在照射到眼球之后会被原路返回并返回到分光模块200，返回的第三探测光和第四探测光中包含有眼球断层信息，返回的第三探测光和第四探测光在分光模块200中与参考光进行干涉，形成第三干涉光和第四干涉光，第三干涉光和第四干涉光进入到探测模块600中形成相位图，探测模块600将得到的相位图输出到计算设备700中以进行查看和处理。在相位图中形成有分别针对第三探测光和第四探测光的所述第一图案p1和所述第二图案p2。

所述扫描单元510具体为二维振镜，第三探测光和第四探测光被二维振动反射后经过扫描场镜516、二向色镜511以及眼底镜512照射到眼球800。所述眼底镜512用以将第三探测光和第四探测光聚焦到眼球800上，当第三探测光和第四探测光被眼球反射时，反射光束在二向色镜511处一部分被原路反射，另一部分穿过二向色镜511并穿过成像透镜513进入到摄像器514中，这样通过摄像器514能够观察到眼球的位置以确定眼球是否在指定的位置，并且便于在调整眼球的位置时能够实时地观察眼球是否达到指定的位置。所述二维振镜可以旋转，当其旋转时，能够改变第三探测光和第四探测光在眼球上的照射位置，进而能够获取眼球800的不同位置处的眼球断层信息。

步骤二：获取相位图的第一图案p1和第二图案p2中的视网膜组织表面的第一位置曲线s1和第二位置曲线s2，由于视网膜组织表面位于眼球眼底的表层，因此，第一位置曲线s1和第二位置曲线s2实质为分别沿着第一图案p1和第二图案p2的顶部延伸的曲线。两个曲线s1和s2的距离是d，两个图案p1和p2对应的同一眼球组织在相位图中的距离也是d，对应的血管v11与v12、v21与v22、v31与v32之间的距离也是d。

步骤三，去除多普勒背景。

由于眼睛的不自主移动以及设备的晃动，图像中会出现明显的多普勒相位背景，为使最终的结果更精确需要将该背景去除。

当确定好第一位置曲线s1和第二位置曲线s2时，两曲线中的每个像素点在整个相位图中的位置就已经确定，位置包括行数和列数，为了便于描述，列数用n表示，用m1表示第一位置曲线s1上的第n列像素对应的行数，用m2表示第二位置曲线s2上的第n列像素对应的行数，这样第一位置曲线s1上的像素点在整个相位图中的位置可以表示为(m1，n)，第二位置曲线s2上的像素点在整个相位图中的位置可以表示为(m2，n)，其中像素点位置的获取可以采用现有的图像处理技术。

根据经验，相位图中视网膜内的血管位于每个位置曲线s1或s2的向下第10个像素点之外，也就是说在每个位置曲线的位置到向下的第10个像素点之间的图案全部是背景，不可能有血管，这样就可以把第n列中从位置曲线到向下的第10个像素点作为整个第n列的背景，公式如下：

以上两个公式分别为第一图案p1和第二图案p2中第n列的背景，上式中，f是指被处理的多普勒图像的复数表示，im表示取复数的虚部，re表示取复数的实部，*表示取复数的共轭。在得到所述背景之后，将第n列的所有的像素点减去上述得到的背景即可得到去除背景后的图案，去除背景后的图案中基本上只有血管的图像。

步骤四：获取相位图中血管位置和横截面积s。由于相位图中背景已经去除，相位图中背景的像素为0或者很小，而血管对应的像素值则较大，通过现有技术中的图像处理技术，根据相位图中的像素能够确定血管的位置以及血管的横截面积。并且由于第一图案p1和第二图案p2中对应血管的距离为d，所以当确定出两个图案中的血管后，可以判断两对应的血管之间的距离是否为d来进行验证，来确保血管位置的准确。正常情况下，两对应的血管的横截面积应当是相同的，如果对应的两血管的横截面积不同，则将其中较大的一个作为血管的横截面积。

步骤五：判别血管的流入流出方向以判断动脉血管和静脉血管。

假如，第三探测光是靠近视网膜的视盘的光束，第四探测光是相对于第三探测光远离视盘的光束，那么如果则该血管为流入视网膜的动脉，反之如果则该血管为流出视网膜的静脉，其中，和分别是同一个血管在两个探测光束上得到的平均相位数值，相位数值根据得到的相位图获取。

步骤六：计算各个血管的血流量f。

其中，λ0为探测光的中心波长，n为血管内的血液折射率，为公知的常数，τ为所述光学成像装置在扫描眼球的过程中得到相邻两列像素所需的时间，α为探测光束t1和t2在眼睛内部的夹角，τ和α在光学成像装置使用之前已经进行设定，在使用过程中也可以调节光学成像装置而改变。

步骤七：分别计算动脉血流量和静脉血流量的总和。

将步骤六中获得的每个动脉血管和静脉血管的血流量分别求和，即可得到总的动脉血流量和总的静脉血流量。

实施例二

该实施例与实施例一不同的地方在于步骤三中去除多普勒背景的方式。

在该实施例中，通过直方图分布法去除多普勒背景。

首先，获取第一图案p1中对应第一位置曲线s1上的每个像素点对应的列上所有像素点的像素值，然后统计每个像素值对应的像素点的个数，将个数最多的像素值作为第一图案p1的背景的像素值，然后将该列中每个像素点的像素值减去背景的像素值就实现了取出多普勒背景，对于第二图案p2也采用同样的方法。该方法原理如下：在一个图案中，血管占了整个图案的一小部分，背景占了绝大部分，而背景上的像素点上的像素值是基本一样的，因此，像素值对应的像素点的个数最多的就是背景的像素值。

在去除多普勒背景之后，继续执行实施例一种的步骤四-步骤七。

以上显示和描述了本发明的基本原理、主要特征和本发明的优点。本行业的技术人员应该了解，本发明不受上述实施例的限制，上述实施例和说明书中描述的只是本发明的原理，在不脱离本发明精神和范围的前提下本发明还会有各种变化和改进，这些变化和改进都落入要求保护的本发明的范围内。本发明要求的保护范围由所附的权利要求书及其等同物界定。