CN110974205B - 大视场多模态成像*** - Google Patents
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Abstract
本发明提出了一种大视场多模态成像***包括：照明子***；无穷远中继成像子***；数据处理子***，用于根据图像传感器接收的散斑信号计算待测区域的血流速度，以及根据图像传感器接收的反射光强信号计算待测区域的血红蛋白浓度，并根据获得的血流速度与血红蛋白浓度配准计算得到相对氧代谢率。本发明实施例的大视场多模态成像***通过增加无穷远中继成像子***，便于在中继子***中***分光组件，提供更多的成像光路，无需切换光源，实现血流速度和血红蛋白浓度的数据采集，利于进行实时地、大视场多模态组织血液动力学参数监测。
Description
技术领域
本发明涉及医疗设备技术领域，尤其是涉及一种大视场多模态成像***。
背景技术
同时监测组织的诸如血流、血氧、血容量等血液动力学参数具有重要的临床意义，有助于评估生理或者病理状态。
相关技术中，通过激光散斑血流成像技术分析动态散斑图样的波动来计算相对血流量，具有实时、全场、非接触的优点，已有广泛的临床应用。有文献报道将LSCI(Laserspeckle signal，激光散斑信号)、OIS(Optical intrinsic signal imaging)和荧光成像技术等其他技术结合起来，实现对血液动力学信号的多模态监测。
然而，对于临床上宏观信息的获得，目前采用的大视场的照相镜头大多具有标准接口例如C口、F口，由于其后工作距较短不足以***分光或者滤光原件，因此目前的照相镜头多数是通过切换光源实现的，这极大地降低了成像***的时间分辨率，不利于进行实时的、大视场多模态组织血液动力学参数监测。
发明内容
本发明旨在至少解决现有技术中存在的技术问题之一。为此，本发明的一个目的在于提出一种大视场多模态成像***，该***的物镜后工作距较大，便于分光元件的***，可以提高成像***的时间分辨率，利于进行实时的、大视场多模态组织血液动力学参数监测。
为了达到上述目的，本发明的第一方面实施例提出的大视场多模态成像***包括：照明子***，用于提供激光光束和LED光束并耦合成检测光束，检测光束照射至样品的待测区域上，产生散斑信号和反射光强信号；无穷远中继成像子***，依次包括物镜、主中继镜组、分光组件、若干个副中继镜组、与每个副中继镜组分别对应设置的图像传感器；所述主中继镜组通过所述物镜采集携带散斑信号和反射光强信号的检测光束；所述检测光束经过所述分光组件后，被分光成携带散斑信号的激光光束和携带反射光强信号的LED光束，携带散斑信号的激光光束和携带反射光强信号的LED光束分别通过不同的副中继镜组后被对应的图像传感器接收；数据处理子***，用于根据图像传感器接收的散斑信号计算待测区域的血流速度，以及根据图像传感器接收的反射光强信号计算待测区域的血红蛋白浓度，并根据获得的血流速度与血红蛋白浓度配准计算得到相对氧代谢率。
根据本发明实施例的大视场多模态成像***，通过增加无穷远中继成像子***，并在该子***的物镜与图像传感器之间设置主中继镜组和若干个副中继镜组，可以增加物镜后工作距，便于***分光组件，以及便于***的扩展，以及通过图像传感器获得携带散斑信号的激光光束和携带反射光强信号的LED光束，数据处理子***根据图像传感器接收到的散斑信号计算待测区域的血流速度，以及根据接收到的反射光强信号计算血红蛋白浓度，并根据获得的血流速度与血红蛋白浓度配准计算得到相对氧代谢率，实现血流速度、血红蛋白浓度和相对氧代谢率的检测，利于进行实时地、大视场多模态组织血液动力学参数监测。
在一些实施例中，所述的大视场多模态成像***用于采集携带有散斑信号的激光光速的图像传感器为单色相机。
在一些实施例中，所述数据处理子***采用激光散斑衬比成像的方法计算所述待测区域的血流速度，衬比K与血流速度v的数学公式如下：
其中，τc是电场去相关时间，T为曝光时间，β是一个与探测器尺寸、散斑尺寸和偏振有关的量，v为血流速度，速度v和衬比K的关系可近似表示为v∝1/K2；衬比K通过一个空间滑动窗口进行计算得到：
在一些实施例中，所述LED光束包括红光光束和绿光光束，用于采集携带有反射光强信号的LED光束的图像传感器为彩色相机。
在一些实施例中，根据朗伯比尔定律，0时刻与t时刻消光比和血红蛋白浓度差关系为：
log(R0/Rt)＝(εHbO(λ)ΔcHbO+εHbR(λ)ΔcHbR)Da(λ)；
其中，R0,Rt分别为0时刻和t时刻组织反射光强；εHbO(λ),εHbR(λ)分别为波长为λ时HbO(Hemoglobin concentration oxygen,含氧血红蛋白浓度)和HbR(deoxygenatedhemoglobin，脱氧血红蛋白浓度)的摩尔消光系数；ΔcHbO和ΔcHbR为t时刻与0时刻的浓度差；Da(λ)为差分路径因子，可结合生物组织的光学特性由蒙特卡罗模拟获得；所述数据处理子***采集彩色相机的红色通道或蓝色通道中的反射光强信号V，代入以下公式，计算得到r(λ)和L(λ)：V＝m∫r(λ)R(λ)L(λ)dλ；其中，r(λ)为该通道光谱响应，R(λ)为组织反射光强，L(λ)为光源光谱分布，m为比例系数；再通过以下公式计算所述血红蛋白浓度：
cHbT＝cHbO+cHbR；其中，VB,0,VB,t分别为0时刻和t时刻蓝色通道测得的反射光强信号V,VR,0,VR,t分别为0时刻和t时刻红色通道测得的反射光强信号，εHbO(λ),εHbR(λ)分别为波长为λ时含氧血红蛋白浓度和脱氧血红蛋白浓度的摩尔消光系数；ΔcHbO为t时刻与0时刻之间含氧血红蛋白浓度的差值，ΔcHbR为t时刻与0时刻之间脱氧血红蛋白浓度的差值；Da(λ)为差分路径因子，mB,mR分别为蓝色通道和红色通道的比例系数，可由基线条件结合朗伯比尔定律计算得出，rB(λ),rR(λ)分别为蓝色通道和红色通道的光谱响应；Lg(λ),Lr(λ)分别为绿色光束和红色光束的光谱分布，CHbT为总血红蛋白浓度，CHbO为含氧血红蛋白浓度，CHbR为脱氧血红蛋白浓度。
在一些实施例中，含氧血红蛋白浓度的基线设置为60Um，脱氧血红蛋白浓度的基线设置为40Um。
在一些实施例中，所述数据处理子***通过以下公式计算所述相对氧代谢率：
其中，rMRO2为相对氧代谢率，γR,γT为血管权重因子，为简化计算设置为1，vBF,0、ΔvBF分别为0时刻的血流速度以及血流速度的变化量，cHbR,0、ΔcHbR分别为0时刻脱氧血红蛋白浓度以及脱氧血红蛋白浓度的变化量，cHbT,0、ΔcHbT为0时刻总血红蛋白浓度和总血红蛋白浓度的变化量。
在一些实施例中，所述照明子***包括：激光光源，用于提供所述激光光束；LED光源，用于提供所述LED光束；二向色镜，用于将所述激光光束与所述LED光束耦合成检测光束；扩束器，设置在所述二向色镜的光出射路径上，用于增大检测光束的照射面积。
在一些实施例中，所述的大视场多模态成像***还包括：液体调焦透镜，所述液体调焦透镜设置在所述物镜与所述主中继镜组之间，用于调节所述主中继镜组的中继成像焦面。
在一些实施例中，所述分光组件包括：多路分光镜组，设置在所述主中继镜组与所述副中继镜组之间，且呈预设角度设置，用于将所述检测光束分为多路，以传输至不同的副中继镜组；滤波片，设置在所述副中继镜组与所述多路分光镜组之间，用于滤除杂光。
附图说明
本发明的上述和/或附加的方面和优点从结合下面附图对实施例的描述中将变得明显和容易理解，其中：
图1是根据本发明一个实施例的大视场多模态成像***的示意图；
图2是根据本发明一个实施例的中继成像子***的示意图；
图3是根据本发明一个实施例的RGB通道光谱响应曲线和LED光如分布曲线的示意图；
图4是根据本发明一个实施例的数据处理子***进行数据处理的基本的流程的示意图；
图5中的(a)是根据本发明一个实施例的仿体实验显示了血红蛋白滴加结果的示意图；
图5中的(b)显示了仿体含氧量改变的实验结果的示意图；
图6中的(a)是根据本发明一个实施例的袖带加压前臂实验显示了不同时刻rBF,HbO,HbR,HbT,rMRO2相对变化二维图的示意图；
图6中的(b)为ROI区域内rBF,HbO,HbR,HbT随时间变化曲线图的示意图；
图6中的(c)ROI区域内rMRO2随时间变化曲线图的示意图；
图7中的(a)是根据本发明一个实施例被试PBV和SPG监测实验的结果的示意图；
图7中的(b)为一个周期的信号放大的示意图；
图7中的(c)40s内时间延迟直方图分布的示意图；
图7中的(d)为4个被试时间延迟均值统计的示意图；
图7中的(e)展示了***获取的局部图片和ROI的示意图。
具体实施方式
下面详细描述本发明的实施例，参考附图描述的实施例是示例性的，下面详细描述本发明的实施例。
下面参考图1描述根据本发明第一方面实施例的大视场多模态成像***。
本发明实施例的大视场多模态成像***，通过增加无穷远中继成像子***，使中继光路中增加分光或滤光原件，无需切换成像光源，成像***的时间分辨率高，有利于实现多模态血液动力学参数的实时监测，以及便于***的扩展，利于监测更多样的血液动力学参数。
图1是根据本发明一个实施例的大视场多模态成像***的示意图，如图1所示，本发明实施例的大视场多模态成像***20包括照明子***30、无穷远中继成像子***40和数据处理子***(图中未标示)。
其中，照明子***30用于提供激光光束和LED光束并耦合成检测光束，检测光束照射至样品的待测区域上然后产生反射光，其中，反射光的空间分布和时间变化作为散斑信号，反射光的波长变化作为反射光强信号；无穷远中继成像子***40包括物镜410、主中继镜组420、分光组件430、若干个副中继镜组440，450、与每个副中继镜组分别对应设置的图像传感器460，470，主中继镜组420通过物镜410采集携带散斑信号和反射光强信号的检测光束；检测光束经过所述分光组件430后，被分光成携带散斑信号的激光光束和携带反射光强信号的LED光束，携带散斑信号的激光光束和携带反射光强信号的LED光束分别通过不同的副中继镜组后被对应的图像传感器接收。数据处理子***用于根据图像传感器接收的散斑信号计算待测区域的血流速度，以及根据图像传感器接收的反射光强信号计算待测区域的血红蛋白浓度，并根据获得的血流速度与血红蛋白浓度配准计算得到相对氧代谢率，本***根据成像数据获得样品待测区域的多模态组织血液动力学参数，以实时监控，利于评估样品的生理或者病理状态。
具体地，图2是无穷远中继成像子***40，依次包括照相镜头410、主中继镜组420、分光组件430、若干个副中继镜组440，450、与每个副中继镜组分别对应的图像传感器460，470；任意一个副中继镜组440，450均与主中继镜组420之间均为平行光路且形成中继成像镜组。其中，主中继镜组和副中继镜组由镜像侧向外侧均包括一个三胶合透镜110，130和一个负弯月透镜120，140，三胶合透镜包括一个双凸镜片和对称设置在双凸镜片两侧的弯月镜片，负弯月透镜向远离三胶合透镜的一侧凸出。
其中，负弯月透镜120设置在三胶合透镜110的入射路径上，靠近主中继镜组的负弯月透镜120的凹面朝向三胶合透镜110侧，靠近三胶合透镜130的负弯月透镜140设置在副中继镜组130的光出射路径上。以及，三胶合透镜110,130可以为一个或者多个消色差透镜组成，例如三胶合透镜110与三胶合透镜130的焦距均为50mm，两个负弯月透镜的焦为-150mm。且主中继镜组420和副中继镜组440，450对称设置构成1:1的中继成像子***。
其中，主中继镜组的参数如表1所示，副中继镜组的参数与之对称。
表1
| 面 | 曲率半径(mm) | 厚度(mm) | 折射率 | 色散系数 | |
| 负弯月透镜 | S1面 | 100 | 3 | 1.5168 | 64.1673 |
| S2面 | 43.1 | 22 | |||
| 三胶合透镜 | S1面 | 31.25 | 6.4 | 1.8011 | 34.9739 |
| S2面 | 18.47 | 13 | 1.5168 | 64.1673 | |
| S3面 | -18.47 | 6.4 | 1.8011 | 34.9739 | |
| S4面 | -31.25 |
两个负弯月透镜的间距为19～35mm，考虑到物镜为C口镜头的法兰距和分辨能力，可以选择22mm。主中继成像镜头和副中继成像镜头的距离可以按照需要进行调整，但中继距离主要受透镜口口径限制，根据仿真结果，若使用口径为25.4mm的透镜，中继距离最长距离可达180mm。随着中继距离继续增大，会出现渐晕，导致成像距离下降，为了使成像质量较高，可以选择例如60mm的中继距离，且中继成像镜头仅使用两片透镜，方便加工装调。
在一些实施例中，负弯月透镜的折射率为1.5168、色散系数为64.1673，双凸镜片的折射率为1.5168、色散系数为64.1673，所述弯月镜片的折射率为1.8011、色散系数为34.9739，可以得到质量良好的成像。
在一些实施例中，负弯月透镜的S1面曲率半径为100mm，S2面曲率半径为43.1mm；所述三胶合透镜的S3面曲率半径为31.25mm，S4面的曲率半径为18.47mm，S5面的曲率半径为-18.47mm，S6面的曲率半径为-31.25mm。
无穷远中继成像子***40的主中继镜组420通过物镜410采集携带散斑信号和内源检测信号的检测光束，检测光束在通过分光组件430后，被分为两路，与副中继镜组440对应的图像传感器460接收携带散斑信号的激光光束，与另一副中继镜450组对应的图像传感器470接收携带反射光强信号的LED光束，数据处理子***根据图像传感器460接收到的散斑信号计算待测区域的血流速度，以及根据另一图像传感器470接收到反射光强信号计算待测区域的血红蛋白浓度，获得血流速度和血红蛋白浓度配准得到相对氧代谢率，从而实现血流速度和血红蛋白浓度的实时地监控，为对样品的生理或病理状态的评估提供数据支持。
根据本发明实施例的大视场多模态成像***20，通过增加无穷远中继成像子***40，并在该子***的物镜410与图像传感器之间设置主中继镜组420和若干个副中继镜组，便于***分光组件430，并通过图像传感器获得激光光束和携带反射光强信号的LED光束，根据图像传感器接收到的散斑信号计算待测区域的血流速度，以及根据接收到的反射光强信号计算血红蛋白浓度，实现血流速度和血红蛋白浓度的数据采集，利于进行实时地、大视场多模态组织血液动力学参数监测。
在一些实施例中，如图1所示，照明子***30包括：激光光源310用于提供激光光束；LED光源320用于提供所述LED光束；二向色镜330用于将激光光束与LED光束耦合成检测光束；扩束器340设置在二向色镜330的光出射路径上，用于增大检测光束的照射面积。
具体地，激光光源310的选择很多，比如，激光光源310可以选择近红外激光器。为了降低通道之间的串扰，LED光源320可以选择包括红色光束和绿色光束的混合光源，而图像传感器470中则选择光谱响应曲线混叠较小的蓝色通道数值和红色通道数值进行计算，如图3所示，用白盘作为样品来测试***串扰，当红色光束照射时，红色通道数值和蓝色通道数值比为13.94，当绿色光束照射时，蓝色通道数值和红色通道数值比为7.66。此时，当激光光源310与LED光源320经过第一二向色镜330耦合后，经过扩束器340，扩束器340使得耦合后的检测光束足够覆盖视场。
在一些实施例中，如图2所示，大视场多模态成像***20还包括液体调焦透镜160，液体调焦透镜160设置在物镜410与主中继镜组420之间，用于调节主中继镜组420的中继成像焦面。具体地，为了实现快速的电动调焦，在无穷远中继成像子***40中还加入了液体调焦镜头160，首次成像信息进入无穷远中继成像子***40进行中继成像的过程中，成像光先通过液体调焦镜头160，液体调焦镜头160是将液体作为透镜通过改变液体的曲率来改变焦距，现在较为成熟的液体调焦镜头160可以通过外加电压改变液滴的形状，从而达到改变焦距的目的，而且现在大多可以实现自动对焦和变焦。
该无穷远中继成像子***40中最大光束孔径角约4.2°，对元件的光学特性影响较小。这使得***的扩展性更强，可以兼容体积较大、对入射角要求较高的滤光元件如液晶可调谐滤光片(LCTF)等。该无穷远中继子成像***最小工作距离为70mm，可适配1/2英寸及以下的成像元件。结合液体透镜160可实现快速电动调焦，且在整个工作范围内均具有良好的成像质量。
在一些实施例中，如图1所示，分光组件430包括：多路分光镜组设置在主中继镜组420与副中继透镜440之间，且呈预设角度设置，用于将检测光束分为多路，以传输至不同的副中继镜组；滤波片480设置在副中继镜组与多路分光镜组之间，用于滤除杂光。
具体地，分光组件430包括二向色镜490和激光滤波片480，经过分光组件430中的成像光被二向色镜490分为两路，其中一路成像光进入副中继镜组440，由于在副中继镜组440之前设置有激光滤波片480，因此激光滤波片480会滤除多余的成像光，通过图像传感器460来采集中继成像信息，并获取激光散斑数据。而另一路成像光进入图像传感器470，之后成像光会到达副中继镜组450实现中继成像。
概括来说，根据本发明实施例的大视场多模态成像***20，通过增加无穷远中继成像子***40，并在物镜410与图像传感器之间设置主中继镜组420和若干个副中继镜组，可以增加后工作距，便于***分光组件，以及便于***的扩展，以及通过图像传感器获得携带散斑信号的激光光束和携带反射光强信号的LED光束，数据处理子***根据图像传感器接收到的散斑信号计算待测区域的血流速度，以及根据接收到的反射光强信号计算血红蛋白浓度，并根据获得的血流速度与血红蛋白浓度配准计算得到相对氧代谢率，实现血流速度、血红蛋白浓度和相对氧代谢率的检测，利于进行实时地、大视场多模态组织血液动力学参数监测。在一些实施例中，大视场多模态成像***20用于采集携带有散斑信号的激光光速的图像传感器460为单色相机，例如单色相机CCD1可以用来接收近红外激光散斑信号，计算血流速度。
进一步地，在一些实施例中，数据处理子***采用激光散斑衬比成像的方法计算所述待测区域的血流速度，衬比K与血流速度v的数学公式如下：
其中，τc是电场去相关时间，T为曝光时间，β是一个与探测器尺寸、散斑尺寸和偏振有关的量，v为血流速度，速度v和衬比K的关系可近似表示为v∝1/K2；
衬比K通过一个空间滑动窗口进行计算得到：
在一些实施例中，LED光束包括红光光束和绿光光束，用于采集携带有反射光强信号的LED光束的图像传感器为彩色相机，图像传感器470为彩色相机，例如CCD2用来接收反射光强信号并计算待测区域的血红蛋白浓度，且CCD1和CCD2每次采集均为同步的，且采集的图像经过图像配准。该成像***视场角约为52°。
具体地，如图4所示，为数据处理子***进行数据处理的基本的流程的示意图，使用RGB相机配合多色LED进行血氧成像，使用激光散斑技术进行血流成像，从而实现同时测量相对血流，含氧血红蛋白浓度，脱氧血红蛋白浓度,总血红蛋白浓度和相对氧代谢率。
根据朗伯比尔定律，0时刻与t时刻消光比和血红蛋白浓度差关系为：
log(R0/Rt)＝(εHbO(λ)ΔcHbO+εHbR(λ)ΔcHbR)Da(λ)；
其中，R0,Rt分别为0时刻和t时刻组织反射光强；εHbO(λ),εHbR(λ)分别为波长为λ时HbO和HbR的摩尔消光系数；ΔcHbO和ΔcHbR为t时刻与0时刻的浓度差；Da(λ)为差分路径因子，可结合生物组织的光学特性由蒙特卡罗模拟获得。数据处理子***采集彩色相机的红色通道或蓝色通道中的反射光强信号V，代入以下公式，计算得到r(λ)和L(λ)：V＝m∫r(λ)R(λ)L(λ)dλ。其中，r(λ)为该通道光谱响应，R(λ)为组织反射光强，L(λ)为光源光谱分布，m为比例系数；考虑光源光谱分布和二向色镜起始波长，积分在400-650nm范围进行。因此，基于RGB相机的血红蛋白浓度计算公式可近似表示为：
cHbT＝cHbO+cHbR；
其中，VB,0,VB,t分别为0时刻和t时刻蓝色通道测得的反射光强信号V,VR,0,VR,t分别为0时刻和t时刻红色通道测得的反射光强信号，εHbO(λ),εHbR(λ)分别为波长为λ时含氧血红蛋白浓度和脱氧血红蛋白浓度的摩尔消光系数；ΔcHbO为t时刻与0时刻之间含氧血红蛋白浓度的差值，ΔcHbR为t时刻与0时刻之间脱氧血红蛋白浓度的差值；Da(λ)为差分路径因子，mB,mR分别为蓝色通道和红色通道的比例系数，可由基线条件结合朗伯比尔定律计算得出，rB(λ),rR(λ)分别为蓝色通道和红色通道的光谱响应；Lg(λ),Lr(λ)分别为绿色光束和红色光束的光谱分布，CHbT为总血红蛋白浓度，CHbO为含氧血红蛋白浓度，CHbR为脱氧血红蛋白浓度。其中，HbO浓度的基线设置为60uM，HbR浓度基线值设为40uM。
为了验证无穷远中继成像子***40与多模态成像***20的有效性，需要用实验来测试***的有效性。例如：采用酵母-脂肪乳仿体实验测试***的有效性，首先，进行了血红蛋白滴加实验(Hemoglobin Titration)。在80mL磷酸盐缓冲液中加入0.5mL猪血作为活性物质，这时血红蛋白浓度约14.2uM[30]。然后加入2mL20％的脂肪乳溶液(最终浓度为0.5％)作为散射剂。加入0.8g酵母用于耗氧。此时将仿体放在磁力搅拌器(Magneticstirrer)上混合均匀。一个蠕动泵(BT100-2J LongerPump)将仿体循环泵入一个放在吸光材料上的亚克力管。每次向仿体中滴加0.1mL的猪血来改变血容量(浓度增加约2.84uM)。
然后，进行了仿体含氧量改变的实验。仿体准备和之前相似，除了猪血被增加到2mL。仿体先被静置10分钟后开始实验。我们向溶液中通入空气来改变血氧含量，这一过程持续8分钟。之后停止通气，再拍摄8分钟。
如图5所示，图5显示了酵母-脂肪乳仿体实验结果，图5中的(a)显示了血红蛋白滴加实验(Hemoglobin Titration)的结果。***响应近似为线性的，且测得的血红蛋白浓度与实际血红蛋白浓度有较好的一致性。图5中的(b)显示了仿体含氧量改变实验结果。通入空气后，HbO浓度上升而HbR浓度下降，之后浓度达到平衡。停止通气后，由于酵母的耗氧作用，HbO缓慢下降而HbR浓度缓慢上升。整个过程中HbT(total heamoglobinconcentration，总血红蛋白浓度)浓度保持不变。这组实验结果说明***的测量值是有效的。
进一步地，为了验证无穷远中继成像子***40与多模态成像***20的有效性，还可以采用动脉闭塞实验，选择一位成年健康者被试，进行了六分钟的袖带加压前臂缺血实验。在被试的上臂绑上一个袖带，休息两分钟后，压力被加到220mmHg，持续两分钟，之后休息两分钟。***持续对被试的手部拍摄，采样速度为1fps。我们重建了rBF(renal bloodflow，相对血流量),HbO,HbR,HbT,rMRO2(cerebral metabolic rate for oxygen,相对氧代谢率)的二维图。并取一个ROI(region of interest，感兴趣区域)来分析时间序列数据(Time-series data)。
请4位年龄在24-26岁的健康人作为被试。被试将手置于成像区域内并保持不动。我们提取了被试右手食指指甲盖区域的信号。每次拍摄持续40s，采样速度为50fps。我们把所得的血流值和血红蛋白浓度值在一个ROI内平均后进行时间序列分析，并用一个0.8-6Hz的巴特沃斯带通滤波器对信号进行滤波。
如图6所示，图6显示了袖带加压前臂实验的结果。图6中的(a)为不同时刻rBF,HbO,HbR,HbT,rMRO2相对变化二维图，图6中的(b)为ROI区域内rBF,HbO,HbR,HbT随时间变化曲线图，图6中的(c)为ROI区域内rMRO2随时间变化曲线图。加压后，血流被迅速阻断，rMRO2迅速减小，HbR持续上升，HbO持续下降，HbT略微上升。压力释放后，血流和rMRO2迅速升高后逐渐回落到基线。HbO,HbR迅速回落到基线值。HbT突跃升高约10％后回落至基线值。并且rMRO2和rBF曲线形势比较相近。
图7显示了4个被试PBV(Pulse blood volume change,人体脉搏血量变化)和SPG(Speckle volume description signal,散斑容积描述信号)监测实验的结果。图7中的(e)展示了***获取的局部图片和ROI。图6中的(a)为10s时间内SPG信号和PBV信号波形图，SPG信号和PBV信号都随心跳周期起伏。我们取一个周期的信号放大绘制，如图7中的(b)。相比于SPG信号，PBV信号有一个时间延迟。我们取信号峰值之间的时间差来计算时间延迟。我们对单一被试统计了40s内时间延迟直方图分布,结果如图7中的(c)所示，这个被试的时间延迟集中于40-100s。图中的(d)为4个被试时间延迟均值统计，均值分布于57-137ms，且4个被试总体时间延迟均值约为90ms。
上述仿体实验验证了***测量结果的有效性。在血红蛋白滴加实验中，在一定浓度范围内，测得血红蛋白浓度保持了良好的线性响应；然而随着溶液中血红蛋白浓度增大，测得血红蛋白浓度呈现出偏低的趋势。这是由于随着溶液中血红蛋白浓度增加，溶液的吸收系数发生变化，但计算中所用的差分路径因子还是按初始浓度模拟的。根据测得的血红蛋白浓度及时地调整蒙特卡洛模拟参数可能可以解决这个问题。
其中，PBV和SPG监测实验验证了***的速度和灵敏度。PBV信号的脉动性是由于血管收缩和舒张引起吸收团的浓度变化，而SPG信号的脉动性是由于与血流有关的动态散射因子的变化。SPG变化先于PBV变化，这可能是因为血流速度的变化先于血管的舒张和收缩。在之前的研究有报道，相比于脉搏容量变化，SPG信号有更高的信噪比和鲁棒性，所谓的鲁棒性是指在***参数的发生变化下，能维持其某些性能。但是本研究中SPG信号看起来更凌乱一些。由于LSCI(Laser speckle signal，激光散斑信号)对运动信息十分敏感，这可能是由于运动伪差(motion artifact)造成的。临床应用也不能忽视运动伪差的影响。目前已有一些关于散斑图像运动伪差消除的研究，可以根据这些研究做出进一步的改进。
概括来说，根据上述酵母-脂肪乳仿体实验和动脉闭塞实验的有效性，说明将多模态成像***20与无穷远中继成像子***40配合使用，可以准确的测量血流、血氧的变化。使用多模态成像***20监测人体脉搏总血红蛋白变化和散斑容积描记信号(SPG)，它们分别表征人体脉搏血容量变化(PBV)和脉搏血流量变化。结果显示SPG信号和PBV信号之间存在大约90ms的时间延迟。
在本说明书的描述中，参考术语“一个实施例”、“一些实施例”、“示意性实施例”、“示例”、“具体示例”、或“一些示例”等的描述意指结合该实施例或示例描述的具体特征、结构、材料或者特点包含于本发明的至少一个实施例或示例中。在本说明书中，对上述术语的示意性表述不一定指的是相同的实施例或示例。
尽管已经示出和描述了本发明的实施例，本领域的普通技术人员可以理解：在不脱离本发明的原理和宗旨的情况下可以对这些实施例进行多种变化、修改、替换和变型，本发明的范围由权利要求及其等同物限定。
Claims (9)
1.一种大视场多模态成像***，其特征在于，包括：
照明子***，用于提供激光光束和LED光束并耦合成检测光束，检测光束照射至样品的待测区域上，产生散斑信号和反射光强信号；
无穷远中继成像子***，依次包括物镜、主中继镜组、分光组件、若干个副中继镜组、与每个副中继镜组分别对应设置的图像传感器；
所述主中继镜组通过所述物镜采集携带散斑信号和反射光强信号的检测光束；
所述检测光束经过所述分光组件后，被分光成携带散斑信号的激光光束和携带反射光强信号的LED光束，携带散斑信号的激光光束和携带反射光强信号的LED光束分别通过不同的副中继镜组后被对应的图像传感器接收；
数据处理子***，用于根据图像传感器接收的散斑信号计算待测区域的血流速度，以及根据图像传感器接收的反射光强信号计算待测区域的血红蛋白浓度，并根据获得的血流速度与血红蛋白浓度配准计算得到相对氧代谢率，其中，
根据朗伯比尔定律，0时刻与t时刻消光比和血红蛋白浓度差关系为：
log(R0/Rt)＝(εHbO(λ)ΔcHbO+εHbR(λ)ΔcHbR)Da(λ)；
其中，R0,Rt分别为0时刻和t时刻组织反射光强；εHbO(λ),εHbR(λ)分别为波长为λ时HbO和HbR的摩尔消光系数；ΔcHbO和ΔcHbR为t时刻与0时刻的血红蛋白的浓度差；Da(λ)为差分路径因子，可结合生物组织的光学特性由蒙特卡罗模拟获得；
所述数据处理子***采集彩色相机的红色通道或蓝色通道中的反射光强信号V，代入以下公式，计算得到r(λ)和L(λ)：V＝m∫r(λ)R(λ)L(λ)dλ；
其中，r(λ)为通道光谱响应，R(λ)为组织反射光强，L(λ)为光源光谱分布，m为比例系数；
再通过以下公式计算所述血红蛋白浓度：
cHbT＝cHbO+cHbR；
其中，VB,0,VB,t分别为0时刻和t时刻蓝色通道测得的反射光强信号,VR,0,VR,t分别为0时刻和t时刻红色通道测得的反射光强信号，εHbO(λ),εHbR(λ)分别为波长为λ时含氧血红蛋白浓度和脱氧血红蛋白浓度的摩尔消光系数；ΔcHbO为t时刻与0时刻之间含氧血红蛋白浓度的差值，ΔcHbR为t时刻与0时刻之间脱氧血红蛋白浓度的差值；Da(λ)为差分路径因子，mB,mR分别为蓝色通道和红色通道的比例系数，可由基线条件结合朗伯比尔定律计算得出，rB(λ),rR(λ)分别为蓝色通道和红色通道的光谱响应；Lg(λ),Lr(λ)分别为绿色光束和红色光束的光谱分布，CHbT为总血红蛋白浓度，CHbO为含氧血红蛋白浓度，CHbR为脱氧血红蛋白浓度。
2.根据权利要求1所述的大视场多模态成像***，其特征在于，用于采集携带有散斑信号的激光光速的图像传感器为单色相机。
3.根据权利要求2所述的大视场多模态成像***，其特征在于，所述数据处理子***采用激光散斑衬比成像的方法计算所述待测区域的血流速度，衬比K与血流速度v的数学公式如下：
其中，τc是电场去相关时间，T为曝光时间，β是一个与探测器尺寸、散斑尺寸和偏振有关的量，v为血流速度，速度v和衬比K的关系可近似表示为v∝1/K2；
衬比K通过一个空间滑动窗口进行计算得到：
4.根据权利要求3所述的大视场多模态成像***，其特征在于，所述LED光束包括红光光束和绿光光束，用于采集携带有反射光强信号的LED光束的图像传感器为彩色相机。
5.根据权利要求1所述的大视场多模态成像***，其特征在于，含氧血红蛋白浓度的基线设置为60Um，脱氧血红蛋白浓度的基线设置为40Um。
6.根据权利要求5所述的大视场多模态成像***，其特征在于，所述数据处理子***通过以下公式计算所述相对氧代谢率：
其中，rMRO2为相对氧代谢率，γR,γT为血管权重因子，为简化计算设置为1，vBF,0为0时刻的血流速度、ΔvBF为0时刻至t时刻的血流速度的变化量，cHbR,0为0时刻脱氧血红蛋白浓度、ΔcHbR为0时刻至t时刻的脱氧血红蛋白浓度的变化量，cHbT,0为0时刻总血红蛋白浓度、ΔcHbT为0时刻至t时刻的总血红蛋白浓度的变化量。
7.根据权利要求1所述的大视场多模态成像***，其特征在于，所述照明子***包括：
激光光源，用于提供所述激光光束；
LED光源，用于提供所述LED光束；
二向色镜，用于将所述激光光束与所述LED光束耦合成检测光束；
扩束器，设置在所述二向色镜的光出射路径上，用于增大检测光束的照射面积。
8.根据权利要求1所述的大视场多模态成像***，其特征在于，还包括液体调焦透镜，所述液体调焦透镜设置在所述物镜与所述主中继镜组之间，用于调节所述主中继镜组的中继成像焦面。
9.根据权利要求1所述的大视场多模态成像***，其特征在于，所述分光组件包括：
多路分光镜组，设置在所述主中继镜组与所述副中继镜组之间，且呈预设角度设置，用于将所述检测光束分为多路，以传输至不同的副中继镜组；
滤波片，设置在所述副中继镜组与所述多路分光镜组之间，用于滤除杂光。
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| Extendable, miniaturized multi-modal optical imaging system: cortical hemodynamic observation in freely moving animals;Rui Liu et al.;《Optics Express》;20130117;第21卷(第2期);图1(a)，图2(b)，图2 (c)，图2 (d)，图6-7，第1节第2段至第2.5节第2段 * |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| CN110974205A (zh) | 2020-04-10 |
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