CN1089226C - 视网膜血管管径形变智能化测定***及其测定方法 - Google Patents

Abstract

本发明是视网膜血管管径形变智能化测定***及其测定方法。本***由血管图像透射/反射平台、摄像单元、内置图像采集卡、计算机处理单元、图像采集监视器、激光打印机电气连接构成，其中平台由平台基座、滑杆、摄像调距支架、光源上下支架，万向灯柱、反射灯及反射罩、条状无影灯、样本托板、透射窗口、漫射柔质面通过螺丝连接构成；摄像单元由摄像基体、微距镜头、直流电源连接构成；测定方法主要包括取像漫射均衡光照法、线化无级扩大法、管径增量符号比较法。本***转换、调节、操作简便，本发明测量精确，能求取血管管径形变的精确量化数据，为多种疾病预测和诊断提供智能化手段和依据。

Description

视网膜血管管径形变智能化测定***及其测定方法

本发明是视网膜血管管径形变智能化测定***及其测定方法，属微计算机应用及图像处理技术领域。

医学上大量的临床经验和理论分析已知一部分全身性疾病，如高血压动脉硬化、糖尿病、慢性肾炎、冠心病等会在视网膜血管管径的形变上得到不同程度的反映，测定视网膜血管管径的形变程度对疾病的预测和诊断有重要的医学价值。然而，现行眼科医学对视网膜血管管径形变程度的测定通常借助于眼底镜或眼底照相机进行管径观察，只有对中后期疾病所致的明显管径形变才能判别，而疾病初期引起的血管管径微小形变就无法判断，也就无法预测初期疾病。随着计算机技术和图像处理技术的发展和应用，对眼底血管参数的研究和测定日趋增多，如眼底动静脉管径比及其类别分析，动静脉交叉压陷程度和视网膜病灶面积的测量和计算等，其中对动静脉管径比的测量和分析多采用普通的方法，即在眼底血管原始灰度图像上直接进行测量和分析，或把原始灰度图像经一定程度的放大再进行测量和分析。但放大效果极受限制，往往越经放大，灰度图像的血管边界与背景之间就越显得模糊不清。上述的普通方法在测量的确切性方面均存在问题；另外有一种方法是在原始灰度图像上采用人工操作方法来选定血管对边的两点来测量管径，这无疑会带来许多不确定性的人为测量误差，对疾病的预测和诊断难以提供精确的数据。

本发明的目的就是为了克服和解决现有测量眼底血管管径所存在的不确定性人为误差以及尚无法为疾病的预测和诊断提供精确数值依据的缺点和问题，研究设计一种能消除人为误差、自动对血管管径形变进行量化处理、精确测定和计算视网膜血管管径形变程度、为疾病的预测和诊断提供较精确数值依据的视网膜血管管径形变智能化测定***及其测定方法。

本发明是通过下述结构技术方案和方法技术方案来实现的：视网膜血管管径形变智能化测定***的结构原理方框图如图1所示，视网膜血管管径形变智能化测定***的结构示意图如图2所示。它由视网膜血管图像透射/反射平台1、医用摄像单元2、内置图像采集卡3、个人计算机处理单元4、图像采集监视器5、彩色显示器6、激光打印机7共同电气连接构成，其相互连接关系为CCD摄像机体27和微距镜头28组成的医用摄像单元2通过摄像调距支架10、机械滑杆9与视网膜血管图像透射/反射平台的基座8相固定连接，又能以滑动方式调节，并通过图像模拟信号电缆30与内置图像采集卡3相电气连接，内置图像采集卡3分别通过图像数字信号电缆及图像模拟信号电缆分别与个人计算机处理单元4和图像采集监视器5相电气连接，个人计算机处理单元分别通过图像模拟信号电缆和图像数字信号电缆分别与彩色显示器6和激光打印机7相电气连接。其中：视网膜血管图像透射/反射平台1的结构示意图如图3所示，它是本发明中的漫射均衡光照方法进行血管末梢取像的专用图像平台，它由平台基座8、机械滑杆9、摄像调距支架10、无影光源上支架11、无影光源下支架18、万向灯柱12、13、19、20、无影反射灯14、15、21、22、条状无影灯24、横向反射罩25、万向灯柱26、样本托板16、透射窗口17、漫射柔质面23等共同连接构成，其相互连接关系为：机械滑杆9通过其下端口的外螺纹及平台基座8上的内螺纹孔洞相配合旋紧而与平台基座8相紧固连接，无影光源上支架11通过可旋紧和松开的活动螺钉分别与机械滑杆9的上段及万向灯柱12、13的一端连接，无影反射灯14、15分别固定在万向灯柱12、13的另一端，摄像调距支架10、中央开有透射窗口17的样本托板16均分别通过活动螺钉与机械滑杆9的中段相连接，无影光源下支架18通过活动螺钉分别与机械滑杆9的下段及万向灯柱19、20的一端连接，无影反射灯21、22分别固定在万向灯柱19、20的另一端，条状无影灯24平行安装在横向反射罩25的内侧面，横向反射罩25与万向灯柱26的上端紧固连接，万向灯柱26的下端通过螺钉紧固在平台基座8上，漫射柔质面23放置在平台基础8的平面上，其中心部位正对透射窗口17；医用摄像单元2由CCD摄像基体27、微距镜头28、独立直流电源29共同连接构成，其相互连接关系为：CCD摄像机体27与微距镜头28通过它们自身的相匹配的内外螺纹相配接，CCD摄像机体27通过活动螺钉与摄像调距支架10相固定连接，摄像机体27通过其顶面的两个插孔，并分别通过电源线和图像信号电缆30分别与独立直流电流29和装插于计算机主机31内的内置图像采集卡相电气连接；个人计算机处理单元4由计算机主机31、键盘32、轨迹球33共同电气连接构成，其相互连接关系为：键盘32和轨迹球33分别通过键盘信号电缆和辅助光标信号电缆与计算机主机31相电气连接；内置图像采集卡3装插在计算机主机31内部的一个扩展插槽上，并通过扩展槽与计算机主机31的主板相电气连接。

本发明的视网膜血管管径形变智能化测定方法如下：A、首先采用上述本测定***的视网膜血管图像透射/反射平台和医用CCD摄像机体及微距镜头组成的摄像装置对视网膜血管照片图像和底片图像进行取像，包括：①对照片图像进行全图取像；②对照片图像进行局部血管放大取像；③对底片图像进行全图或局部血管放大取像共三种取像方式；B、通过信号电缆向计算机处理单元输送出图像模拟电信号，插在计算机主机内扩展插槽上的内置图像采集卡对摄像单元输送来的图像模拟信号进行贮存，并送至图像采集监视器进行实时观察，以对摄像平台的光源及焦距等因素进行最佳化调整；C、内置图像采集卡同时把图像模拟信号变换成图像数字信号，并经扩展槽送入计算机主板进行图像处理和算法测定步骤，并把处理结果送至彩色显示器进行显示和激光打印机打印。三种摄像方式的取像均是采用漫射均衡光照方法，其中：视网膜血管照片全图取像的漫射均衡光照过程步骤为：①启用无影反射灯14和15时，其照射角度移离样本托板16之外，以使照片图像内任何部位不出现强烈光斑所造成的图像灰度畸变；②用条状无影灯24沿着与样本托板16的平面趋于平行的方向照射图像平面，以提供均衡漫射光，消除图像中粗细和明暗血管部位之间的强烈反差现象；视网膜照片图像局部血管放大取像的光照过程步骤为：①使无影反射灯14和15与样本托板16平面互成约45°角的相向方向照射样本托板及在其上面的照片图像，以使血管末梢的放大取像有足够强的漫射光；②关闭条状无影灯24；视网膜血管底片图像的取像光照过程步骤为：①把底片图像置于样本托板的透射窗口17的平面上，平台基础8平面上的漫射柔质面23的中心正对其上的透射窗口17；②移开样本托板16之上的其它背景光源以加强透射效果；③使无影反射灯21和22均与平台基座8互成45°～60°角的相向方向照射柔质面23；④利用漫射柔质面23的强烈漫射光经透射窗口17向上透射，以使底片图像有足够的均衡光照强度。综合而言，视网膜血管照片和底片图像的漫射均衡光照方法是：将照片或底片图像均置于样本托板平面上，对全图取像，用条状无影灯24沿着与样本托板16平面趋于平行的方向给照片图像提供均衡光，由微距镜头28进行远距调焦，得到全图模拟图像信号；对照片局部血管放大取像，则关闭条状无影灯24，仅由样本托板16之上的两个高亮度无影反射灯14和15与水平面成45°角对射照片图像，由微距镜头28进行近距调焦取像，得到局部血管放大的模拟图像信号；对底片图像，仅由样本托板16下面的两个高亮度无影反射灯21和22与漫射柔质面23的水平面成45°～60°角相向对射漫射柔质面，由漫射柔质面的漫射光透过窗口给底片图像提供均衡光，消除图像光斑灰度畸变和灯丝自身成像现象而得到底片模拟图像信号，上述三种方式获取的模拟图像信号，均输送至插在计算机主机内扩展插槽上的内置图像采集卡，内置图像采集卡对摄像单元送来的图像模拟信号进行贮存，同时把图像模拟信号变成图像数字信号。

计算机主机把由内置图像采集卡变换来的灰度图像数字信号，通过键盘和轨迹球等进行人机操作，选取局部图像窗口后，首先进行图像预处理以增强血管与背景之间的区别；由计算机自动实施图像二值化和去噪声净化处理，然后采用线化无级扩大法对经图像二值化和去噪声净化处理后的二值图像进行任意整数倍放大，即由方块像素替代点像素，由大方块像素替代小方块像素，对所形成的阶梯状血管边缘进行线化处理，通过边缘跟踪过程用单像素线构成空芯血管两边缘，再求出血管两边缘各阶梯线的中点坐标，用折线依次连接各中点坐标，获得平滑化的血管边缘以作测定管径形变之用。线化无级扩大法的处理程序流程图如图4所示。线化无级扩大法的过程步骤为：(1)对计算机取得的视网膜血管原始灰度图像，在屏幕内选取所需的局部窗口，运用直方图均衡化方法进行图像预处理以增强图像对比度；(2)对所选取的局部窗口图像进行二值化和净化处理，以使图像中的血管与背景分离，其中视网膜血管图像的二值化和净化处理的程序流程图如图5所示；(3)对血管二值化图像，反复进行所需任意次数的整数倍放大，实芯血管图像的放大结果，血管边界会呈阶梯锯齿状；(4)对实芯血管图像进行线化处理，形成由单像素组成的空芯阶梯状血管管边；(5)求取各阶梯在水平和垂直方向上的中心点，并以连接各中心点的折线取代阶梯线，获得平滑化扩大的血管管边，以供测定血管管径形变之用。最后采用管径增量符号比较法对平滑化的血管图像进行血管管径测定。

管径增量符号比较法是首先通过轨迹球的辅助光标选定被测处血管边缘的某一点作为基点O，由计算机自动确定该基点O的虚拟切线MN并作出其垂线OP，得到血管对边交点P₀，把血管分成右侧(I)、左侧(II)两区段，求算出基点O至交点P₀的长度，从交点P₀起往右侧(I)区搜索下一边缘像素点，再求出交点至基点的长度，把这两个长度进行比较，若增量大于零为正数，则改向左侧(II)区搜索，若增量小于零为负数，则应继续向该区下一点搜索，直至再出现增量大于零的点，即出现增量符号发生改变时为止，则其上一像素点坐标便是与基点距离最短的管径坐标，反复调用管径增量符号比较法于各个不同的基点，便可测定任一段处的管径；管径增量符号比较法的程序流程图如图6所示，其过程步骤如下：A、由辅助光标以从下至上或从左至右的准则选定血管管边一侧的欲测定点，该点必属于单像素线管边上的像素点，并作为算法的基点，由于屏幕线段均由光栅线段单元组成，通过检查基点所在处的线段单元类别，可得该单元光栅像素的组成及位置关系；B、通过基点所在处的相邻线段单元之间位置关系的比较，确定基点处线段单元的虚拟切线的方向，根据该基点处的虚拟切线方向，按光栅直线单元的组成关系生成该切线的垂线，从而得到血管对边的交点坐标；C、求出基点O至交点P₀之间的连线长度，以连线为分界线把该段血管分成右侧(I)和左侧(II)两个区段；D、以分区线交点P₀为起始点，向右侧(I)区逐点进行管边像素搜索，求出基点O至管边下一交点的连接长度，比较此连线与上一连线的长度增量，若增量为正值则结束右侧(I)区搜索而转向左侧(II)区搜索；若增量为负值，则重复本步骤D；E、同样，在左侧(II)区中求取现连线与上一连线的长度增量，若增量为负值，搜索继续往下一交点进行，直到出现增量为正值，则表明左侧(II)区增量符号发生了改变，增量符号改变之前一个交点坐标称为所求的血管管径坐标，其与基点O连线的长度为最短，用作该基点O处的血管管径的精确测量值；F、选定不同的基点，重复上述A～E的过程步骤，则可得到所测得的血管段的管径量化结果，用以比较和判定血管管径形变程度。

本发明的基本原理：不直接对视网膜血管原始灰度图像进行测量，而是首先对欲测量的图像部位选取窗口，单独抽出该窗口进行图像预处理和图像二值化，以形成血管与背景之间的明显边界，然后对二值图像进行任意次数的整数倍放大、线化、平滑等图像和算法处理。在形成足够大比例的血管管边间距的状态下实施管径自动搜索和计算，以求取精确的量化结果。本测定***中的视网膜血管图像透射/反射平台是为实现本测定方法而研究设计出来的专用平台，由于有两种不同性质的视网膜血管图像媒体可供摄像单元取像，即照片图像和底片图像，它们的取像方式和要求差异较大，必须设计二种灯光照射取像模式，对照片图像采用反射光取像模式，对底片图像采用透射光取像模式。由于视网膜血管图像性质特殊，血管粗细比例差别很大，且亮度反差甚大，有些血管细微末梢的亮度又与背景十分接近。测量过程要求对血管细微末梢能实现清晰取像，故要求有足够光照强度，在满足血管细微末梢清晰取像的光照情况下，而血管粗亮部位的强烈反差却造成了图像大范围面积的强烈光斑灰度畸变，而直接透射底片图像的光源亦同样会造成上述类似的光斑灰度畸变现象，因而固定不变的统一光源无法适应视网膜血管图像的取像要求，故专门设计了可调节微距镜头位置、光源的角度、位置、强弱的视网膜血管图像透射/反射平台，并采用漫射均衡光照方法以消除明暗粗细血管图像部位的强烈亮光反差现象。经CCD摄像机体取像变成模拟信号，经信号电缆送至内置图像采集卡贮存并转换成数字图像信号再送入计算机主板进行处理；内置图像采集卡同时把采集到的模拟图像信号分别送至图像采集监视器进行现场观察，对于送入计算机主板进行处理的数字图信号，发明采取线化无级扩大法进行处理。其原理如下：在屏幕内选取视网膜血管图像任意范围局部窗口，如图7(a)中的正方形窗口，把要处理的血管部位作为子图像以窗口的形式抽取出来，首先对原始灰图像进行预处理，使血管轮廓本身、血管与背景之间的分界更为清晰化；然后对窗口的灰度图像进行二值化和去噪声处理，取得纯净的视网膜血管(实芯)二值图像，如图7(b)的正方形窗口。二值图像的构成单元是屏幕的像素点，取决于屏幕的分辨率；以像素方块取代像素点，以大方块替代小方块，对视网膜血管二值图像进行任意所需次数的整数倍扩大，记下最终的扩大倍数用作求算管径绝对尺寸的比例因子。通常实芯血管二值图像扩大的结果，其血管外边界不再是平滑曲线，而是呈阶梯锯齿状，如图7(c)所示；对实芯血管图像进行线化处理，即进行血管边界跟踪处理，使血管边界仅由单像素线构成，而其余实芯部分的血管像素全部空化去掉，形成由单像素线组成的呈阶梯边界的空芯血管，如图7(d)所示；然后提取血管阶梯边缘的折点并加标记，求取阶梯线相邻两折点间的中点坐标，得到阶梯线在各自水平与垂直方向的中心点；最后对阶梯线边缘进行平滑处理，即以连接各中心点的折线取代阶梯线，得到扩大的边缘平滑化的血管图像，以供后续的测定之用，如图7(e)、(f)所示；在经扩大和平滑处理的血管图像基础上，本发明采用管径增量符号比较法进行精确的管径测定。管径增量符号比较法的管径算法模拟示意图如图8所示。血管两管边由L0和L1代表，其算法原理如下：选定视网膜血管的测量基点，由轨迹球的辅助光标按从下而上或从左至右的准则，选取欲测量处的管边像素点作为基点，由于血管管边经上述线化扩大平滑化处理后，已变成由单像素线取代，且仅当选取到管边的像素点时，基点才能生效，也就确保了所选取到测量点必定是确切的管边点(如图8的O点)；计算机按图像邻域关系检查基点所在处管边线段单元的像素组成情况。然后据此确定该管边处的虚拟切线方向(如图8的MN)，并按光栅直线单元的结构关系生成该切线的垂线(如图8的OP)，与血管对边相交得到交点坐标(如图8的P₀)；由坐标的几何关系求出基点与交点之间的连线长度，以连线为分界中心线把该段血管分成(I)和(II)两个区段；从连线交点P₀处出发，向(I)区开始逐点进行管边像素搜索，求出基点与下一管边交点P₁的连线长度(如图8的OP₁)，把所得连线长度与上一连线长度(OP₀)进行比较，求出其长度增量Δ，若Δ为正值，表示管径值不在(I)区，应结束(I)区搜索，改向到(II)区进行搜索，若Δ为负值，则重复继续搜索下一个新交点；在(II)区搜索出管边交点(如图8的P_-1)求出基点与交点(OP_-1)与上一连线长度(OP₀)进行比较，若长度增量为负值，表示搜索过程趋向谷值，应继续搜索下一个新交点(如图8的P_-2)等等，直至求得的长度增量Δ为正数值为止，表明增量符号开始发生改变，连线长度脱离谷值，则符号改变前的一个交点坐标便代表血管管径坐标，其与基点的连线长度为最短，此即为基点处血管管径的精确量值。针对管径形变的血管段，选取不同的基点，重复上述的原理和过程，则可由计算机自动完成所测段的血管管径量化步骤，用于比较和判定血管管径的形变程度。

本发明与现有技术相比有如下的优点和有益效果：(1)本***由同一专用取像平台配合漫射均衡光照方法，能分别实现对视网膜血管照片图像和底片图像的取像，并且转换和调节操作简便；(2)针对视网膜血管图像中粗细和明暗血管部位的亮度反差极大的特点，本发明对全图取像和局部放大取像分别采取了不同措施以实现均衡光照，克服了全图取像中亮暗血管部位的光照度难以兼顾的矛盾，也即：当提供足够的光强度使血管微细末梢得以清晰取像，血管明亮部位已因光照过强而出现光斑状灰度畸变；反之，当提供血管明亮部位以合适的光照强度时，则血管的细微末梢部位又因光照不足而模糊不清。本发明对全图取像过程所采取的条状漫射光照方式，大大削弱了亮暗血管部位之间的亮度反差现象，使两者得到了兼顾，取得均衡取像效果；(3)对于局部血管放大取像，由于多是提取血管微细末梢部位，相比之下显得光照度不足。本发明对局部放大取像过程采取足够强度的光照方式，基于局部血管的小范围，既不会混杂全图取像般的光斑灰度畸变，又保证了清晰取像所需的光照度；(4)对于底片取像，一反传统的直接光源透射方式，本发明采取间接的均衡光照方法，通过漫射柔面作媒界，把均衡化的漫射光透射到底片图像，使底片能在足够强度的均衡光照之下清晰取像，避免了直接光源中的高亮度部位对底片图像造成的光斑灰度畸变和灯丝自身的成像现象；(5)本发明的线化无级扩大法，不是直接对视网膜血管原始灰度图像进行测定，而是通过图像处理技术，变成血管与背景之间的边界分明的二值图像；在此基础上再把二值图像扩大到足够大的程度，并进一步作边界线化和平滑处理，以单像素线关系构成血管管边，从而确保了对血管管边测量基点选取的确切性，消除了人为随机性误差，确保了精确测量；(6)本发明的管径增量符号比较法，是值接按几何测定关系通过计算机自动实现管径的最优值搜索，所得的结果代表了所测点处管径的唯一精确值，其精度仅与屏幕的分辨率有关，完全消除了测定过程中的人为误差；(7)上述自动搜索的测定算法可作为一种子过程对各个被测处反复调用，求取血管段形变情况的精确量化数据。能为包括高血压动脉硬化、糖尿病、慢性肾炎、冠心病等常见疾病的预测和诊断提供一种专项性智能化手段，为医学研究和医疗诊断提供量化依据。

下面对说明书附图进一步说明如下：图1为视网膜血管管径形变测定***的结构原理方框图；图2为视网膜血管管径形变测定***结构示意图；图3为本测定***的视网膜血管图像透射/反射平台结构示意图；图4为本发明的线化无级扩大法的处理程序流程图；图5为本发明的线化无级扩大法中的图像二值化和净化处理程序流程图；图6为本发明的管径增量符号比较法的程序流程图；图7的本发明的视网膜血管图像管径精确测定之算法步骤示例图；图7中(a)是原始眼底灰度图像(b)是二值化图像(c)是要测定的血管段的放大图像，(d)是单像素线化图像，(e)是边缘平滑化图像，(f)是管径四个测定点图示；图8为本发明的管径增量符号比较法的管径算法模拟示意图。各图中：1为视网膜血管图像透射/反透射平台，2为医用摄像单元，3为内置图像采集卡，4为个人计算机处理单元，5为图像采集监视器，6为彩色显示器，7为激光印机，8为平台基座，9为机械滑杆，10为摄像调距支架，11为无影光源上支架，12、13、19、20均为万向灯柱，14、15、21、22均为无影反射灯，16为样本托板，17为透射窗口，18为无影光源下支架，23为漫射柔质面，24为条状无影灯，25为横向反射罩，26为万向灯柱，27为CCD摄像基体，28为微距镜头，29为独立直流电源，30为图像信号电缆，31为计算机主机，32为键盘，33为轨迹球，LO、L1为血管两管边，MN为O点的管边切线，O为测量基点，OP为切线MN的垂线，P₀、P₁、P₂、P_-1、P_-2、P_-3均为像素搜索线与血管边的交点。

本发明的实施方式如下：(1)按图3所示，设计和采用金属、塑料等材料加工制作视网膜血管图像透射/反射平台的各部件，按上面说明书所述的相互连接关系，并用活动螺丝进行连接安装，其中：购买的微距镜头28通过其自身的螺环与购买的CCD摄像基体27相套接，摄像基体通过活动螺丝与摄像调距支架10相连接安装，摄像调距支架通过活动螺丝与机械滑杆9相连接安装；无影反射灯功率可用40瓦，条状无影功率可用8瓦，漫射柔质面可用米黄色非光滑印刷纸板，医用摄像机体采用MTV-1802CB型CCD摄像镜头，配用8mm微距镜头；(2)按上面说明书所述连接关系把图2所示的各电气部件，按图1所示的电气连接关系，通过相应信号电缆，或机内插槽相连接，构成完整的本测定***。其中，个人计算机采用486型，内置图像采集卡采用DH512B-PRO型，图像采集监视器和彩色显示器均采用12寸屏幕，激光打印机采用HP系列激光打印机；(3)按图4、图5所示的程序流程图采用C语言编制各类处理程序；(4)按上面说明书所述的取像步骤进行操作以及计算机按算法程序进行自动处理，便能实现本发明。作为本发明的实施例，图7(b)窗口中的视网膜血管二值图像，经管径自动处理和测定后的打印结果如图7(f)所示，所得的A至D处的管径座标关系(X1，Y1～X2，Y2)依次为(152，97～158，100)，(218，120～222，131)，(63，180～68，190)，(108，202～120，206)。

Claims (5)

1、一种视网膜血管管径形变智能化测定***，其特征在于它由视网膜血管图像透射/反射平台(1)、医用摄像单元(2)、内置图像采集卡(3)、个人计算机处理单元(4)、图像采集监视器(5)、彩色显示器(6)、激光打印机(7)共同电气构成，其相互连接关系为： CCD摄像机体(27)和微距镜头(28)组成的医用摄像单元(2)通过摄像调距支架(10)、机械滑杆(9)与视网膜血管图像透射/反射平台(1)的基座相固定连接又能以滑动方式调节，并通过图像模拟信号电缆(30)与内置图像采集卡(3)相电气连接，内置图像采集卡(3)分别通过图像数字信号电缆及图像模拟信号电缆分别与个人计算机处理单元(4)和图像采集监视器(5)相电气连接，个人计算机处理单元分别通过图像模拟信号电缆和图像数字信号电缆分别与彩色显示器(6)和激光打印机(7)相电气连接；其中：视网膜血管图像透射/反射平台(1)由平台基座(8)、机械滑杆(9)、摄像调距支架(10)，无影光源上支架(11)、无影光源下支架(18)、万向灯柱(12)、(13)、(19)、(20)、无影反射灯(14)、(15)、(21)、(22)、条状无影灯(24)、横向反射罩(25)、万向灯柱(26)、样本托板(16)、透射窗口(17)、漫射柔质面(23)等共同连接构成，其相互连接关系为：机械滑杆(9)通过其下端口的外螺纹及平台基座(8)上的内螺纹孔洞相配合旋紧从而与平台基座(8)相紧固连接，无影光源上支架(11)通过可旋紧和松开的活动螺钉分别与机械滑杆(9)的上段及万向灯柱(12)、(13)的一端连接，无影反射灯(14)、(15)分别固定在万向灯柱(12)、(13)的另一端，摄像调距支架(10)、中央开有透射窗口(17)的样本托板(16)均分别通过活动螺钉与机械滑杆(9)的中段相连接，无影光源下支架(18)通过活动螺钉分别与机械滑杆(9)的下段及万向灯柱(19)、(20)的一端连接，无影反射灯(21)、(22)分别固定在万向灯柱(19)、(20)的另一端，条状无影灯(24)平行安装在横向反射罩(25)的内侧面，横向反射罩(25)与万向灯柱(26)的上端紧固连接，万向灯柱(26)的下端通过螺钉紧固在平台基座(8)上，漫射柔质面(23)放置在平台基座(8)的平面上，其中心部位正对透射窗口(17)；医用摄像单元(2)由CCD摄像基体(27)、微距镜头(28)、独立直流电源(29)共同连接构成，其相互连接关系为：CCD摄像机体(27)与微距镜头(28)通过它们自身的相匹配的内外螺纹相配接，CCD摄像机体(27)还通过活动螺钉与摄像调距支架(10)相固定连接，摄像机体(27)通过其顶面的两个插孔，并分别通过电源线和图像信号电缆(30)分别与独立直流电源(29)和装插于计算机主机(31)内的内置图像采集卡相电气连接；个人计算机处理单元(4)由计算机主机(31)、键盘(32)、轨迹球(33)共同电气连接构成，其相互连接关系为：键盘(32)和轨迹球(33)分别通过键盘信号电缆和辅助光标信号电缆与计算机主机(31)相电气连接；内置图像采集卡(3)装插在计算机主机(31)内部的一个扩展插槽上，并通过扩展槽与计算机主机(31)的主板相电气连接。

2、一种视网膜血管管径形变智能化测定方法，其特征在于：A、它首先采用如权利要求1所述的测定***的视网膜血管图像透射/反射平台和医用CCD摄像机体及微距镜头组成的摄像装置对视网膜血管照片图像和底片图像进行取像，包括：对照片图像进行全图取像；对照片图像进行局部血管放大取像；对底片图像进行全图或局部血管放大取像共三种取像方式；B、摄像装置通过信号电缆向计算机处理单元输送出图像模拟电信号，装插在计算机主机内扩展插槽上的内置图像采集卡对摄像单元送来的图像模拟信号进行贮存，并送至图像采集监视器进行实时观察，以对摄像平台的光源及焦距等因素进行最佳化调整；C、内置图像采集卡同时把图像模拟信号变换成图像数字信号，并经扩展槽送人计算机主板进行图像处理和算法测定步骤，并把处理结果送至彩色显示器进行显示和激光打印机打印；三种摄像方式的取像是采用漫射均衡光照方法，它是将照片或底片图像均置于样本托板平面上，对全图取像用条状无影灯(24)沿着与样本托板(16)平面趋于平行的方向给照片图像提供均衡光，由微距镜头(28)进行远距调焦取像，得到全图模拟图像信号；对照片局部血管放大取像，则关闭条状无影灯(24)，仅由样本托板(16)之上的两个高亮度无影反射灯(14)和(15)与水平面成45°角相向对射照片图像，由微距镜头(28)进行近距调焦取像，得到局部血管放大的模拟图像信号；对底片图像取像，仅由样本托板(16)下面的两个高亮度无影反射灯(21)和(22)与漫射柔质面(23)的水平面成45°～60°角相向对射漫射柔质面，由柔质面的漫射光透过窗口给底片图像提供均衡光，消除图像光斑灰度畸变和灯丝自身成像现象，得到底片模拟图像信号，上述三种方式获取的模拟图像信号，均输送至插在计算机主机内部扩展插槽上的内置图像采集卡，内置图像采集卡对摄像单元送来的图像模拟信号进行贮存，同时把图像模拟信号变成图像数字信号；计算机主机把均由内置图像采集卡变换来的灰度图像数字信号，首先进行图像预处理以增强血管与背景之间的区别；再通过键盘和轨迹球等进行人机操作，选取局部图像窗口后，由计算机自动实施图像二值化和去噪声处理，然后采用线化无级扩大法对经图像二值化和去噪声净化处理后的二值图像进行任意整数倍放大，即由方块像素替代点像素，由大方块像素替代小方块像素，再对所形成的阶梯状血管边缘进行线化处理，通过边缘跟踪过程用单像素线构成空芯血管两边缘，再求出血管两边缘各阶梯线的中点坐标，用折线依次连接各中点坐标，获得平滑化的血管边缘，最后采用管径增量符号比较法对平滑化的血管图像进行血管管径测定，其首先通过轨迹球的辅助光标选定被测处血管边缘的某一点作为基点O，由计算机自动确定该基点O的坐标切线MN并作出其垂线OP，得到血管对边交点P₀，把血管分成右侧(I)、左侧(II)两区段，求算出基点O至交点P₀的长度，从交点P₀起往右侧(I)区搜索下一边缘像素点，再求出交点至基点的长度，把这两个长度进行比较，若增量大于零为正数，则改向左侧(II)区搜索，若增量小于零为负数，则应继续向该区下一点搜索，直至出现增量大于零的点，即出现增量符号发生改变为止，则其上一像素点坐标便是与基点距离最短的血管管径坐标，反复调用管径增量符号比较法于各个不同的基点，便可测定任一段血管处的管径。

3、按权利要求2所述的视网膜血管管径形变智能化测定方法，其特征在于所述的视网膜血管照片全图取像的漫射均衡光照方法的过程步骤为：A、启用无影反射灯(14)和(15)时，其照射角度移离样本托板(16)之外，以使照片图像内任何部位不出现强烈光斑所造成的图像灰度畸变；B、用条状无影灯(24)沿着与样本托板(16)的平面趋于平行的方向照射图像平面，以提供均衡漫射光，消除图像中粗细和亮暗血管部位之间的强烈反差现象；视网膜照片图像局部血管放大取像的光照过程步骤为：A、使无影反射灯(14)和(15)与样本托板(16)平面互成约45°角的相向方向照射样本托板及在其上面的照片图像，以使血管末梢的放大取像有足够强的漫射光；B、关闭条状无影灯(24)；视网膜血管底片图像的取像光照过程步骤为：①把底片图像置于样本托板的透射窗口(17)的平面上，平台基座(8)平面上的漫射柔质面(23)的中心正对其上的透射窗口(17)；②移开样本托板(16)之上的其它背景光源以加强透射效果；③使无影反射灯(21)和(22)均与平台基座(8)互成45°～60°角的相向方向照射漫射柔质面(23)；④利用漫射柔质面(23)的强烈漫射光经透射窗口(17)向上透射，以使底片图像有足够强度的均衡光照。

4、按权利要求2所述的视网膜血管管径形变智能化测定方法，其特征在于所述的线化无级扩大法的过程步骤为：A、对计算机取得的视网膜血管原始灰度图像，在屏幕内选取所需的局部窗口；B、对所取得的局部窗口图像进行二值化处理，以使图像中的血管与背景分离，对血管二值化图像反复进行所需任意次数的整数倍放大，实芯血管图像的放大结果，会使血管边界呈阶梯锯齿状；C、对实芯血管图像进行线化处理，形成由单像素组成的空芯阶梯状血管管边；D、求取各阶梯在水平和垂直方向上的中心点，并以连接各中心点的折线取代阶梯线，获得平滑化扩大的血管管边。

5、按权利要求2所述的视网膜血管管径形变智能化测定方法，其特征在于所述的管径增量符号比较法的过程步骤如下：A、以辅助光标以从下至上或从左至右的准则选定血管管边一侧的欲测定点，该点必属于单像索线管边上的像素点并作为算法的基点；B、由计算机根据该基点处的虚拟切线方向，按光栅直线的组成关系生成该切线的垂线，从而得到血管对边的交点坐标；C、求出基点O至交点P₀之间的连线长度，以连线为分界线把该段血管分成右侧(I)和左侧(II)两个区段；D、以分区线交点P₀为起始点，向右侧(I)区逐点进行管边像素搜索，求出基点O至管边下一交点的连接长度，比较此连线与上一连线的长度增量，若增量为正值则结束右侧(I)区搜索而转向左侧(II)区搜索；若增量为负值，则重复本步骤D继续搜索；E、同样，在左侧(II)区中求取现连线与上一连线的长度增量，若增量为负值，搜索继续往下一交点进行，直到出现增量为正值，则表明左侧(II)区增量符号发生了改变，增量符号改变之前一个交点坐标称为所求的血管管径坐标，其与基点O连线的长度为最短，用作该基点O处的血管管径的精确测量值；F、选定不同的基点，重复上述A～E的过程步骤，则可得到所测得的血管段的管径量化结果，用以比较和判定血管管径形变程度。

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