本发明公开了一种基于激光散斑干涉原理的穿刺力测量装置及测量方法，包括进针单元，激光照射单元和摄像单元；所述进针单元包括穿刺针体，所述穿刺针体由电机驱动实现自动进针；所述激光照射单元包括激光光纤、分光镜、扩束镜Ⅰ和扩束镜Ⅱ，分光镜将激光分成两束，一束通过扩束镜Ⅰ后照射至穿刺组织表面并通过摄像管道收集形成反射光、另一束通过扩束镜Ⅱ后形成参考光；所述摄像单元包括成像透镜、反射镜、半透半反镜、CCD光电传感器和CCD传导线，对参考光和反射光进行干涉形成散斑干涉图像，并传输至人体外部。本发明通过激光测量穿刺针尖端受力大小，提高穿刺力测量的准确性，保证将手术针针尖精确控制到某个目标位置区域，保证手术的成功率。
1.一种基于激光散斑干涉原理的穿刺力测量装置，其特征在于，包括：外保护套(1)；
内软套管(2)，所述内软套管(2)设置在所述外保护套(1)的内部，所述外保护套(1)内设置有出针管道(3)、照明管道和摄像管道；
进针单元，所述进针单元包括穿刺针体(13)，所述穿刺针体(13)设置在所述出针管道(3)内，所述穿刺针体(13)由电机驱动沿所述出针管道(3)运动实现自动进针；
激光照射单元，所述激光照射单元包括激光光纤(4)、分光镜(5)、扩束镜Ⅰ(6)和扩束镜Ⅱ(7)，所述激光光纤(4)设置在所述照明管道内，所述激光光纤(4)的前端依次设置所述分光镜(5)和所述扩束镜Ⅰ(6)，所述扩束镜Ⅱ(7)设置在所述分光镜(5)的侧面，通过所述激光光纤(4)传输的激光在经过所述分光镜(5)后分成两束，一束通过所述扩束镜Ⅰ(6)后照射至穿刺组织表面并通过所述摄像管道收集形成反射光、另一束通过所述扩束镜Ⅱ(7)后形成参考光；以及，
摄像单元，所述摄像单元包括成像透镜(8)、反射镜(9)、半透半反镜(10)、CCD光电传感器(11)和CCD传导线(12)，所述CCD传导线(12)设置在所述摄像管道内，所述CCD传导线(12)的前端依次设置所述CCD光电传感器(11)、所述半透半反镜(10)、所述反射镜(9)和所述成像透镜(8)，所述CCD光电传感器(11)与所述CCD传导线(12)相连接，所述半透半反镜(10)与所述扩束镜Ⅱ(7)相对，利用所述成像透镜(8)将物像成像于所述CCD光电传感器(11)的镜头，利用所述反射镜(9)将所述反射光调整至与所述CCD光电传感器(11)的镜头平行，利用所述半透半反镜(10)将所述参考光和所述反射光进行干涉形成散斑干涉图像，利用所述CCD光电传感器(11)将采集到的所述散斑干涉图像经过所述CCD传导线(12)传输至人体外部；
其中，所述内软套管(2)内、位于所述照明管道和所述摄像管道之间设置有连通通道，所述连通通道的一端位于所述分光镜(5)位置、另一端位于所述半透半反镜(10)位置，所述扩束镜Ⅱ(7)设置在所述连通通道内。
2.根据权利要求1所述的一种基于激光散斑干涉原理的穿刺力测量装置，其特征在于，所述出针管道(3)、所述照明管道和所述摄像管道沿纵向并列排布、沿横向呈三角形排布，所述出针管道(3)位于三角形顶角位置，所述照明管道和所述摄像管道分别位于三角形底角位置。
3.一种基于上述权利要求1或2所述基于激光散斑干涉原理的穿刺力测量装置的穿刺力测量方法，其特征在于，包括以下步骤：步骤1，通过如权利要求1或2所述的基于激光散斑干涉原理的穿刺力测量装置获取散斑干涉图像；
步骤2，对步骤1获得的散斑干涉图像采用相减模式处理后得到干涉条纹图，对得到的干涉条纹图采用基于正交小波变换的条纹图非线性滤波方法消除噪声；
步骤3，采用空间载波傅立叶变换法获取步骤2中消除噪声后的干涉条纹图的相位信息；
步骤4，基于步骤3得到的相位信息，建立穿刺力大小与相位信息中的条纹最大相位变化值之间的数学模型，根据所建立的数学模型计算得到穿刺力。
4.根据权利要求3所述的一种基于激光散斑干涉原理的穿刺力测量装置的穿刺力测量方法，其特征在于，步骤2中，所述的对得到的干涉条纹图采用基于正交小波变换的条纹图非线性滤波方法消除噪声包括：
步骤2‑1，对具有内部边界的干涉条纹图进行处理，得到含有内部边界高频成分位置信息的标记图；
步骤2‑2，对具有内部边界的干涉条纹图进行多层小波变换，得到多层小波变换的频谱图；
步骤2‑3，对步骤2‑2得到的多层小波变换的频谱图根据步骤2‑1得到的标记图进行滤波处理，滤除高频分量的噪声；
步骤2‑4，对步骤2‑3滤除高频分量噪声后的多层小波变换的频谱图进行小波反变换，重建图像，得到滤除散斑噪声又保护了内部边界的干涉条纹图。
5.根据权利要求4所述的一种基于激光散斑干涉原理的穿刺力测量装置的穿刺力测量方法，其特征在于，步骤2‑1中，所述的对具有内部边界的干涉条纹图进行处理，得到含有内部边界高频成分位置信息的标记图具体为：用全滤波后的平滑图像与原始干涉条纹图相减，得到一幅原始干涉条纹图中高频分量损失的分布图，对分布图的最大频率的时频信息进行标记，得到一幅含有内部边界高频成分位置信息的标记图。
6.根据权利要求3所述的一种基于激光散斑干涉原理的穿刺力测量装置的穿刺力测量方法，其特征在于，步骤3中，所述的采用空间载波傅立叶变换法获取步骤2中消除噪声后的干涉条纹图的相位信息具体为：
通过傅立叶变换将消除噪声后的干涉条纹图从空间域变换到频域，在频域上将高频噪声和载波项去除，留下变形条纹的频率，再用逆傅立叶变换从频域变换到空间域，得到一个复数的条纹分布，通过复数运算计算出消除噪声后的干涉条纹图的相位值△φ，该相位值为物体变形引起的相位变化值。
7.根据权利要求3所述的一种基于激光散斑干涉原理的穿刺力测量装置的穿刺力测量方法，其特征在于，步骤4中，所述的建立穿刺力大小与相位信息中的条纹最大相位变化值之间的数学模型包括：
步骤4‑1，建立穿刺力大小和物体最大离面位移之间的数学模型：式中，F(Wmax)为穿刺力大小，f刚性力为穿刺前刚性力大小，Er为等效模量，α为穿刺针体(13)针尖偏角，Wmax为最大离面位移，W1为恰好刺破软组织前的离面位移最大值，f摩擦力为穿刺后摩擦力大小，f切向力为穿刺后切向力大小，W2为恰好刺破软组织时的离面位移最大值，μ为穿刺针体(13)与软组织间的摩擦系数，D为穿刺针体(13)外径，I为穿刺针体(13)的惯性矩，E1为穿刺针体(13)的杨氏模量，E2为软组织的弹性模量，υ2为软组织的泊松比，C为切向力大小，是与穿刺介质相关的常数；
步骤4‑2，物体最大离面位移与条纹最大相位变化值之间的关系为：式中， 为步骤3得到的相位信息中的条纹最大相位变化值，λ为激光波长；
步骤4‑3，建立穿刺力大小与相位信息中的条纹最大相位变化值之间的数学模型：根据公式(10)计算得到穿刺力大小。
一种基于激光散斑干涉原理的穿刺力测量装置及测量方法
技术领域
[0001] 本发明涉及穿刺手术医疗技术，特别涉及一种基于激光散斑干涉原理的穿刺力测量装置及其穿刺力测量方法。
背景技术
[0002] 用手术针经皮穿刺进入软组织是现代临床医学一个很重要的组成部分，在临床医学中有越来越多的应用需求，比如活组检测、注射、神经外科和癌症的治疗等过程都会用到
类似的微创治疗手段。穿刺手术最关键的便是将手术针针尖精确控制到某个目标位置区
域，但由于在穿刺过程中手术针和周围组织的相互作用和组织内部的复杂环境使得组织和
手术针都发生变形，手术针会偏离预定的运动路径并最终导致无法精确的到达目标区域。
为提高穿刺的准确性，人们尝试用手术机器人等机械设备代替人手以消除人为误差，提高
穿刺精准性。
[0003] 为更好地了解穿刺力，为机器人辅助穿刺控制提供参照，许多研究人员提出了不同的穿刺力模型。其中，Maurinetal在2004的研究成果中展示了在手术针穿刺和收回过程
中的轴向力随时间和穿刺深度的分布图，Simone和Okamura在2002的工作中，基于穿刺力分
布图对手术针穿刺牛的肝脏过程中的穿刺力进行了建模，由分布图和模型可知穿刺力可分
为刺破前和刺破后两个阶段，刺破前，穿刺针主要受到肝脏组织变形产生的刚性力；刺破
后，针在组织中运动，主要受到轴向切割力和摩擦力，且穿刺力随着穿刺深度的增加而增
大，当穿刺深度不变，穿刺力基本保持不变。Dimaio等建立的针刺软组织变形仿真，发现在
穿刺刺破后，刺入深度越大，穿刺力越大，组织表面的变形越大。
[0004] 目前，穿刺力主要由装在针尾的传感器获取，该种测量方式精度较低，在尖端穿刺力的测量过程中干扰因素较大，无法准确获得接近穿刺尖端的受力情况。随着手术机器人
的深入研发，穿刺手术的精准性需要以穿刺力的高精度测量为基础，因此，一种接近穿刺针
尖端部位的穿刺力测量方法，对进一步提高手术成功率和可靠性具有重要的意义。
发明内容
[0005] 本发明的目的是克服现有技术中的不足，提供一种基于激光散斑干涉原理的穿刺力测量装置及其穿刺力测量方法，通过激光测量穿刺针尖端受力大小，提高穿刺力测量的
准确性，保证将手术针针尖精确控制到某个目标位置区域，最大程度地保证手术的成功率。
[0006] 本发明所采用的技术方案是：一种基于激光散斑干涉原理的穿刺力测量装置，其特征在于，包括：
[0007] 外保护套；
[0008] 内软套管，所述内软套管设置在所述外保护套的内部，所述外保护套内设置有出针管道、照明管道和摄像管道；
[0009] 进针单元，所述进针单元包括穿刺针体，所述穿刺针体设置在所述出针管道内，所述穿刺针体由电机驱动沿所述出针管道运动实现自动进针；
[0010] 激光照射单元，所述激光照射单元包括激光光纤、分光镜、扩束镜Ⅰ和扩束镜Ⅱ，所述激光光纤设置在所述照明管道内，所述激光光纤的前端依次设置所述分光镜和所述扩束
镜Ⅰ，所述扩束镜Ⅱ设置在所述分光镜的侧面，通过所述激光光纤传输的激光在经过所述分
光镜后分成两束，一束通过所述扩束镜Ⅰ后照射至穿刺组织表面并通过所述摄像管道收集
形成反射光、另一束通过所述扩束镜Ⅱ后形成参考光；以及，
[0011] 摄像单元，所述摄像单元包括成像透镜、反射镜、半透半反镜、CCD光电传感器和CCD传导线，所述CCD传导线设置在所述摄像管道内，所述CCD传导线的前端依次设置所述
CCD光电传感器、所述半透半反镜、所述反射镜和所述成像透镜，所述CCD光电传感器与所述
CCD传导线相连接，所述半透半反镜与所述扩束镜Ⅱ相对，利用所述成像透镜将物像成像于
所述CCD光电传感器的镜头，利用所述反射镜将所述反射光调整至与所述CCD光电传感器的
镜头平行，利用所述半透半反镜将所述参考光和所述反射光进行干涉形成散斑干涉图像，
利用所述CCD光电传感器将采集到的所述散斑干涉图像经过所述CCD传导线传输至人体外
部。
[0012] 进一步地，所述出针管道、所述照明管道和所述摄像管道沿纵向并列排布、沿横向呈三角形排布，所述出针管道位于三角形顶角位置，所述照明管道和所述摄像管道分别位
于三角形底角位置。
[0013] 进一步地，所述内软套管内、位于所述照明管道和所述摄像管道之间设置有连通通道，所述连通通道的一端位于所述分光镜位置、另一端位于所述半透半反镜位置，所述扩
束镜Ⅱ设置在所述连通通道内。
[0014] 本发明所采用的另一技术方案是：一种上述基于激光散斑干涉原理的穿刺力测量装置的穿刺力测量方法，包括以下步骤：
[0015] 步骤1，通过上述基于激光散斑干涉原理的穿刺力测量装置获取散斑干涉图像；
[0016] 步骤2，对步骤1获得的散斑干涉图像采用相减模式处理后得到干涉条纹图，对得到的干涉条纹图采用基于正交小波变换的条纹图非线性滤波方法消除噪声；
[0017] 步骤3，采用空间载波傅立叶变换法获取步骤2中消除噪声后的干涉条纹图的相位信息；
[0018] 步骤4，基于步骤3得到的相位信息，建立穿刺力大小与相位信息中的条纹最大相位变化值之间的数学模型，根据所建立的数学模型计算得到穿刺力。
[0019] 进一步地，步骤2中，所述的对得到的干涉条纹图采用基于正交小波变换的条纹图非线性滤波方法消除噪声包括：
[0020] 步骤2‑1，对具有内部边界的干涉条纹图进行处理，得到含有内部边界高频成分位置信息的标记图；
[0021] 步骤2‑2，对具有内部边界的干涉条纹图进行多层小波变换，得到多层小波变换的频谱图；
[0022] 步骤2‑3，对步骤2‑2得到的多层小波变换的频谱图根据步骤2‑1得到的标记图进行滤波处理，滤除高频分量的噪声；
[0023] 步骤2‑4，对步骤2‑3滤除高频分量噪声后的多层小波变换的频谱图进行小波反变换，重建图像，得到滤除散斑噪声又保护了内部边界的干涉条纹图。
[0024] 其中，步骤2‑1中，所述的对具有内部边界的干涉条纹图进行处理，得到含有内部边界高频成分位置信息的标记图具体为：
[0025] 用全滤波后的平滑图像与原始干涉条纹图相减，得到一幅原始干涉条纹图中高频分量损失的分布图，对分布图的最大频率的时频信息进行标记，得到一幅含有内部边界高
频成分位置信息的标记图。
[0026] 进一步地，步骤3中，所述的采用空间载波傅立叶变换法获取步骤2中消除噪声后的干涉条纹图的相位信息具体为：
[0027] 通过傅立叶变换将消除噪声后的干涉条纹图从空间域变换到频域，在频域上将高频噪声和载波项去除，留下变形条纹的频率，再用逆傅立叶变换从频域变换到空间域，得到
一个复数的条纹分布，通过复数运算计算出消除噪声后的干涉条纹图的相位值△φ，该相
位值为物体变形引起的相位变化值。
[0028] 进一步地，步骤4中，所述的建立穿刺力大小与相位信息中的条纹最大相位变化值之间的数学模型包括：
[0029] 步骤4‑1，建立穿刺力大小和物体最大离面位移之间的数学模型：
[0030]
[0031] 式中，F(Wmax)为穿刺力大小，f刚性力为穿刺前刚性力大小，Er为等效模量，α为穿刺针体(13)针尖偏角，Wmax为最大离面位移，W1为恰好刺破软组织前的离面位移最大值，f摩擦力为
穿刺后摩擦力大小，f切向力为穿刺后切向力大小，W2为恰好刺破软组织时的离面位移最大值，
μ为穿刺针体(13)与软组织间的摩擦系数，D为穿刺针体(13)外径，I为穿刺针体(13)的惯性
矩，E1为穿刺针体(13)的杨氏模量，E2为软组织的弹性模量，υ2为软组织的泊松比，C为切向
力大小，是与穿刺介质相关的常数；
[0032] 步骤4‑2，物体最大离面位移与条纹最大相位变化值之间的关系为：
[0033]
[0034] 式中， 为步骤3得到的相位信息中的条纹最大相位变化值，λ为激光波长；
[0035] 步骤4‑3，建立穿刺力大小与相位信息中的条纹最大相位变化值之间的数学模型：
[0036]
[0037] 根据公式(10)计算得到穿刺力大小。
[0038] 本发明的有益效果是：本发明提出一种准确度高、精度高、创面小的基于激光散斑干涉原理的穿刺力测量装置及其穿刺力测量方法。本发明以医用内窥镜结构为基础，设计
的激光照射和摄像接收结构使系统能在穿刺面上投射激光并接收散射光，实时测量穿刺力
的大小，提高测量的准确性；采用电子散斑干涉术，实现非接触测量，提高测量精度，具有快
速方便，对环境要求较低，便于存储分析的优点；采用基于正交小波变换的条纹图非线性滤
波方法，不仅能滤除图像大部分散斑噪声，还能最大程度地减少信息损失，使图像的内部边
界仍然保持清晰，提高测量精度；采用空间载波傅立叶变换法，光学系统简单，测量环境要
求低并能实现动态测量，通过相位测量实现全场测量，测量精度高。通过探究现有测量方法
及系统的不足，为测量准确性的提高和手术机器人的应用普及提供了更可靠的保障，具有
重要的现实意义。
附图说明
[0039] 图1：本发明一种基于激光散斑干涉原理的穿刺力测量装置的前视结构示意图；
[0040] 图2：本发明一种基于激光散斑干涉原理的穿刺力测量装置的右视结构示意图；
[0041] 图3：本发明一种基于激光散斑干涉原理的穿刺力测量装置的后视结构示意图；
[0042] 图4：本发明一种基于激光散斑干涉原理的穿刺力测量装置的工作原理图(俯视)；
[0043] 图5：本发明一种基于激光散斑干涉原理的穿刺力测量装置的工作原理图(前视)；
[0044] 图6：本发明所涉及的电子散斑干涉原理图；
[0045] 附图标注：1、外保护套；2、内软套管；3、出针管道；4、激光光纤；5、分光镜；6、扩束镜Ⅰ；7、扩束镜Ⅱ；8、成像透镜；9、反射镜；10、半透半反镜；11、CCD光电传感器；12、CCD传导
线；13、穿刺针体；
[0046] B1、实验分光镜；B2、实验半透半反镜；M1、实验反射镜Ⅰ；M2、实验反射镜Ⅱ；M3、实验反射镜Ⅲ；L1、实验扩束镜Ⅰ；L2、实验成像透镜；L3、实验扩束镜Ⅱ；O、被测物体；La、激光
器；Dc、实验CCD光电传感器。
具体实施方式
[0047] 为能进一步了解本发明的发明内容、特点及功效，兹例举以下实施例，并配合附图详细说明如下：
[0048] 如附图1至图3所示，一种基于激光散斑干涉原理的穿刺力测量装置，包括外壳，进针单元，激光照射单元和摄像单元。
[0049] (1)外壳
[0050] 所述外壳包括外保护套1和内软套管2，所述内软套管2设置在所述外保护套1的内部。所述外保护套1内设置有出针管道3、照明管道和摄像管道，所述出针管道3、所述照明管
道和所述摄像管道沿纵向并列排布、沿横向呈三角形排布，所述出针管道3位于三角形顶角
位置，所述照明管道和所述摄像管道分别位于三角形底角位置；所述内软套管2内、位于所
述照明管道和所述摄像管道之间设置有连通通道，所述连通通道的一端位于下述分光镜5
位置、另一端位于下述半透半反镜10位置。
[0051] (2)进针单元
[0052] 所述进针单元包括穿刺针体13，所述穿刺针体13设置在所述出针管道3内。所述进针单元体考虑采用有线电能传输驱动方式，在所述穿刺针体13的末端区域放置微型电机，
通过有线方式进行驱动，使得所述穿刺针体13沿所述出针管道3运动，实现自动进针功能。
[0053] (3)激光照射单元
[0054] 所述激光照射单元包括激光光纤4、分光镜5、扩束镜Ⅰ6和扩束镜Ⅱ7，所述激光光纤4设置在所述照明管道内，所述激光光纤4的前端依次设置所述分光镜5和所述扩束镜Ⅰ6，
所述扩束镜Ⅱ7设置在所述分光镜5的侧面并位于所述连通通道内。
[0055] 激光光源采用功率大，色温高，寿命长的医用氙灯冷光源，通过所述激光光纤4将激光传输至装置前端，利用所述分光镜5将激光分成两束，一束通过所述扩束镜Ⅰ6后照射至
穿刺组织表面并通过所述摄像管道收集形成反射光，另一束通过所述扩束镜Ⅱ7后照射至
所述摄像管道的半透半反镜10中形成参考光。
[0056] (4)摄像单元
[0057] 所述摄像单元包括成像透镜8、反射镜9、半透半反镜10、CCD光电传感器11和CCD传导线12，所述CCD传导线12设置在所述摄像管道内，所述CCD传导线12的前端依次设置所述
CCD光电传感器11、所述半透半反镜10、所述反射镜9和所述成像透镜8，所述CCD光电传感器
11与所述CCD传导线12相连接，所述半透半反镜10与所述扩束镜Ⅱ7相对。
[0058] 利用所述成像透镜8将物像成像于所述CCD光电传感器11的镜头，利用所述反射镜9将所述反射光调整至与所述CCD光电传感器11的镜头平行，利用所述半透半反镜10将所述
参考光和所述反射光进行干涉形成散斑干涉图像，利用所述CCD光电传感器11将采集到的
所述散斑干涉图像经过所述CCD传导线12传输至人体外部进行进一步的图像处理和数据分
析，最终可通过显示屏显示穿刺力的大小。
[0059] 上述基于激光散斑干涉原理的穿刺力测量装置的穿刺力测量方法，通过激光散斑干涉法精确测量穿刺时软组织的微小变形，采用电子散斑干涉术(ESPI)获取激光散斑干涉
图，采用基于正交小波变换的条纹图非线性滤波方法消除噪声，提高干涉条纹条纹可见度
和分辨率，再利用空间载波傅立叶变换进行相位测量，得到组织变形的量化信息。最后，结
合基于实验数据获得的穿刺力模型，计算得到穿刺力的具体数值。包括以下步骤：
[0060] 步骤1，通过上述基于激光散斑干涉原理的穿刺力测量装置获取散斑干涉图像，包括术前准备和穿刺过程。
[0061] 步骤1‑1，术前准备：
[0062] 在使用穿刺力测量装置进行穿刺手术前，需对穿刺内脏进行评定，选择合适的刚性穿刺针体13装入穿刺力测量装置之中，采用医用氙灯冷光源作为激光光源，CCD传导线12
接入外部设备对CCD光电传感器11采集到的图像进行处理。
[0063] 步骤1‑2，穿刺过程：
[0064] 如图4和图5所示，术前准备完成后，利用穿刺力测量装置尖端将穿刺力测量装置刺穿人体皮肤，刺入人体内部，在距离内脏一定距离时静止，改为利用微型电机驱动刚性穿
刺针体13自动进针。
[0065] 同时打开激光光源，分光镜5将激光分为两束，一束平行出射经扩束镜Ⅰ6投射至内脏表面，漫反射光被成像透镜8、反射镜9等组成的接收装置采集，另一束激光经扩束镜Ⅱ7
投射至半透半反镜10，与漫反射光干涉形成散斑干涉图，利用CCD光电传感器11将散斑干涉
图采集，并用CCD传导线12将散斑干涉图传输至外部设备进行处理。
[0066] 步骤2，图像处理：对步骤1获得的散斑干涉图像采用相减模式处理后得到干涉条纹图，对得到的干涉条纹图采用基于正交小波变换的条纹图非线性滤波方法消除噪声。
[0067] 由于CCD光电传感器11采集的散斑干涉图像存在高频散斑噪声(本发明中，频率大于30Hz为高频)，图像质量较差，所以在外部设备中需对散斑干涉图像采用滤波以及相位处
理的方法做进一步处理。
[0068] 对采集到的变形前后散斑干涉图像采用相减模式处理后得到干涉条纹图，合成的图像将包含两部分信息：对应变形的条纹信息和散斑颗粒的噪声信息。在频域上，散斑条纹
信息为低频的部分(本发明中，频率小于25Hz为低频)，变化缓慢，而高频的部分为颗粒噪
声，变化突出。
[0069] 由于基于正交小波变换的条纹图非线性滤波方法可选择性地在图像的不同区域选用不同的滤波方式，不仅能滤掉图像大部分散斑噪声，还能最大程度地减少信息的损失，
使图像的内部边界仍然保持清晰，提高测量精度，因此选择其进行散斑图像处理。处理过程
为：
[0070] 步骤2‑1，输入具有内部边界的干涉条纹图。
[0071] 步骤2‑2，对具有内部边界的干涉条纹图进行处理，得到含有内部边界高频成分位置信息的标记图。用全滤波后的平滑图像与原始干涉条纹图相减，得到一幅原始干涉条纹
图中高频分量损失的分布图，灰度值大的地方意味着高频损失大，灰度最大的地方为原始
干涉条纹图内部的边界周围。对分布图的最大频率的时频信息进行标记，得到一幅含有内
部边界高频成分位置信息的标记图。
[0072] 步骤2‑3，对具有内部边界的干涉条纹图进行多层小波变换，得到多层小波变换的频谱图，该频谱图包含着时间信息和频率信息，可以认为是时频图。
[0073] 步骤2‑4，根据步骤2‑2得到的标记图，在步骤2‑3得到的多层小波变换的频谱图上做选择性滤波处理，滤除高频分量的噪声，即，滤除所有与标记图内部边界位置不相对应的
点处的高频分量，保留内部边界处的高频分量。
[0074] 步骤2‑5，对步骤2‑4滤除高频分量噪声后的多层小波变换的频谱图进行小波反变换，重建图像。
[0075] 步骤2‑6，结束，得到一幅既滤除散斑噪声又保护了内部边界的干涉条纹图，即，得到清晰干涉条纹图。
[0076] 步骤3，计算穿刺力。
[0077] 得到清晰干涉条纹图后，利用电子散斑干涉术(ESPI)测量物体微小离面位移原理，可通过散斑干涉图像得到组织表面的微小变形信息，再基于大量实验数据标定得到穿
刺力大小和物体最大变形信息之间的对应值，可得到穿刺力的大小。
[0078] 首先，给出电子散斑干涉术的原理如下：
[0079] 电子散斑干涉术(ESPI)的基本原理是通过引入参考光，与物体产生的散斑光场进行干涉，记录物体变形前后的干涉光场，相减并取绝对值后即得到被高频散斑噪声调制的
散斑相关条纹，其中的相位反映了物体的变形信息。
[0080] 如图6所示，激光器La发射的激光经过实验分光镜B1分为两束，一束激光通过实验扩束镜ⅠL1照射至被测物体O经反射形成物光，利用实验成像透镜L2成像于实验CCD光电传
感器Dc的镜头前；另一束激光通过实验反射镜ⅠM1、实验反射镜ⅡM2、实验反射镜ⅢM3和实
验扩束镜ⅡL3至实验半透半反镜B2形成参考光，实验半透半反镜B2将参考光和物光进行干
涉形成散斑干涉图像。
[0081] 一束激光照射到被测物体O的表面，由于其表面颗粒的随机分布，各点上不同散射光的干涉产生许多相应随机分布的亮暗斑点，实验成像透镜L2成像后，在像平面上物光的
复振幅可以表示成：
[0082]
[0083] 式中，U0(r)为物光复振幅，u0(r)是物光振幅， 是物光的相位。
[0084] 参考光的复振幅表达式为：
[0085]
[0086] 式中，UR(r)为参考光复振幅，uR(r)是参考光振幅， 是参考光的相位。
[0087] 物光和参考光在实验CCD光电传感器Dc表面上形成的干涉光强为：
[0088]
[0089] 式中，IR为物光和参考光在实验CCD光电传感器Dc表面上形成的干涉光强。
[0090] 当被测物体O发生形变时表面各点散斑场的振幅u0(r)基本不变，而相位将变为其中， 为形变前后散斑场的相位差，所以变形后的合成光强为；
[0091]
[0092] 式中，IR′为变形后的干涉光强。
[0093] 采用数字图像相减方式将被测物体O变形前后的光强相减，即有：
[0094]
[0095] 式中，为变形前后的干涉光强差。
[0096] 由上可知，低频条纹是由被测物体O变形引起的光波相位变化决定的，光波相位变化与被测物体O变形信息可由光的传播理论推导得到：
[0097]
[0098] 式中，λ'为实验激光波长，W为离面位移，U为面内位移，θ为照射光与被测物体O表面法线的夹角。取θ极小，则可得到相位与物体位移的关系：
[0099]
[0100] 步骤3‑1，相位获取：采用空间载波傅立叶变换法获取步骤2中消除噪声后的干涉条纹图的相位信息。
[0101] 本发明采用空间载波傅立叶变换法获取消除噪声后的干涉条纹图的相位信息。通过傅立叶变换将消除噪声后的干涉条纹图从空间域变换到频域，在频域上将高频噪声和载
波项去除，只留下变形条纹的频率，再用逆傅立叶变换从频域变换到空间域，得到一个复数
的条纹分布，通过复数运算即可计算出消除噪声后的干涉条纹图的相位值 该相位值为
物体变形引起的相位变化值。
[0102] 步骤3‑2，获取穿刺力：基于步骤3‑1得到的相位信息，建立穿刺力大小与相位信息中的条纹最大相位变化值之间的数学模型，根据所建立的数学模型计算得到穿刺力。
[0103] 步骤3‑2‑1，选取最大离面位移为参考量，由于刺破前穿刺力为刚性力，刺破后穿刺力为摩擦力和切向力，所以基于大量实验数据可拟合得到穿刺力大小和物体最大离面位
移之间的数学模型：
[0104]
[0105] 式中，F(Wmax)为穿刺力大小，f刚性力为穿刺前刚性力大小，Er为等效模量，α为穿刺针体13针尖偏角，Wmax为最大离面位移，W1为恰好刺破软组织前的离面位移最大值，f摩擦力为穿
刺后摩擦力大小，f切向力为穿刺后切向力大小，W2为恰好刺破软组织时的离面位移最大值，μ
为穿刺针体13与软组织间的摩擦系数，D为穿刺针体13外径，I为穿刺针体13的惯性矩，E1为
穿刺针体13的杨氏模量，E2为软组织的弹性模量，υ2为软组织的泊松比，C为切向力大小，是
与穿刺介质相关的常数，一般取0.0776±0.0139N。
[0106] 步骤3‑2‑2，物体最大离面位移与条纹最大相位变化值之间的关系为：
[0107]
[0108] 式中， 为步骤3得到的相位信息中的条纹最大相位变化值，λ为激光波长。
[0109] 步骤3‑2‑3，建立穿刺力大小与相位信息中的条纹最大相位变化值之间的数学模型：
[0110]
[0111] 通过空间载波傅立叶变换法得到条纹最大相位变化值，基于公式(10)即可计算出穿刺力的大小。
[0112] 尽管上面结合附图对本发明的优选实施例进行了描述，但是本发明并不局限于上述的具体实施方式，上述的具体实施方式仅仅是示意性的，并不是限制性的，本领域的普通
技术人员在本发明的启示下，在不脱离本发明宗旨和权利要求所保护的范围情况下，还可
以做出很多形式，这些均属于本发明的保护范围之内。
