无扫描三维光学相干层析血管造影与组织结构成像的系统与方法与流程

2021-01-08 11:01:42|

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本发明涉及基于光学相干层析成像技术的血管造影与组织结构成像的技术领域，尤其涉及一种基于全场扫频光学相干层析成像技术的无扫描三维血管造影与组织结构成像相结合的系统与方法。

背景技术：

生物组织中的血液循环系统，担负着供给养分和带走代谢物的作用。组织结构和血管系统共同保持正常生理状态，才能维护正常的生命活动，反之就会导致病变等非正常状态。各种病变都会在组织结构和/或血管系统上有所表现，通过对它们的观察就能实现对病变的发现与诊断，组织结构和血管系统相结合能实现更加全面和准确的疾病诊断。各种高分辨率光学成像方法用于生物组织的结构成像，已较为普遍，故不再赘述，这里主要介绍光学方法在观察血管系统方面的情况。

由于超声波和核磁共振等血管造影方法的分辨率极低，而不能满足病变早期发现与准确诊断的需求，故在眼科等领域，光学造影方法取代它们已成定势。以眼底血管系统为例，眼底荧光血管造影术和吲哚青绿血管造影术是目前临床上广泛采用的方法，可分别观察视网膜和脉络膜的血管网络分布，获得的血管图像清晰可见，但它们也存在着以下不足：1)需静脉注射染料，该操作耗时、且有可能会对人体带来损伤或引起不适；2)染料向周围组织渗漏和染色本身，会使毛细血管脱落或新生血管形成的界限变模糊，不利于观察；3)纵向分解能力弱，难于定位和观察特定层的血管分布。

无需染料和具有纵向分解能力的光学相干层析成像术(opticalcoherencetomography，oct)被用于血管造影，形成了光学相干层析血管造影术(octangiography，octa)，其基于运动对比机制来形成血管系统造影结果：血管内流动的红细胞等物质会引起返回光信号振幅、相位、或振幅和相位的同时变化，而周围静止的组织不会发生前述变化，据此就能把血管系统从周围组织中分离出来，并排除组织干扰只显示血管网络系统。octa具有无需染料、高纵向分解能力、高信噪比、高灵敏度和快速等优点，其提出只有短短十多年时间，就已发展出多款商用化产品，并在眼科基础研究和临床诊断中获得了广泛应用，这一现状充分表明了该技术的优势和实用价值。

目前的octa技术大多基于傅里叶域(fourier-domain，fd-)oct技术，如图1(a)所示，其获得造影图像的过程如下：1)对采集到的干涉光谱信号进行关于波数k的快速傅里叶逆变换(ifft)，来获得深度z方向的全部信息、即a-scan信息；2)沿横向y轴扫描，由获得的多线a-scans信息组合成纵截面y-z内的二维(2d)信息、即b-scan信息；3)再结合沿横向x轴的扫描，由获得的多帧b-scans信息组合成样品的三维(3d)信息；4)由相邻a-scans或b-scans信息进行造影处理，来获得纵截面内的2d血管造影图(该面内的血管分布不连续、且信息极少)，再由他们生成3d血管造影图；5)对3d血管造影图进行数字层析切片，来形成横截面x-y内的血管造影图(该面内的血管呈连续网络状分布，信息丰富)。可见该方法的过程复杂、结果为间接形成而不能实时直观观察、以及机械扫描会导致速度慢和系统稳定性差等问题。

针对上述问题，中国科学院光电技术研究所杨亚良等人提出了发明专利“基于全场时域oct技术的实时血管造影系统与方法”(中国专利号：201910233328.0)，原理如图1(b)所示。它无需扫描即可获得横截面内的2d结果，可直接进行血管造影观察，避免了复杂的中间过程和由此导致的运动假象。该方法除了能进行常规的血管造影外，其具有的实时特性，使其还能针对样品内的某层血管系统进行动态造影，来获得血管系统的动力学信息。只需沿深度z的一维机械扫描，就可获得样品的3d血管造影结果。虽然该发明具有许多有益效果，但时域oct方法本身的信噪比相对较低、且沿深度z的机械扫描仍存在着速度慢和稳定性差的问题。

如果无需任何机械扫描即可实现对样品的3d和横截面内2d血管造影观察，那将完全克服现有octa技术的各种缺陷，并将极具应用潜能。全场扫频(full-fieldswept-source)oct技术使这一愿望成为了可能。fd-oct技术中的扫频(swept-source)oct技术，采用高速扫频光源(商用化产品的扫频速率在10¹～10²khz量级，实验系统甚至高达数十mhz水平)对样品进行点聚焦照明、和采用点探测器采集干涉光谱信号，其组织结构成像和血管造影的过程与前述fd-oct技术一样。与扫频oct技术不同，全场扫频oct技术采用低速扫频光源(波长扫频速度在10⁰～10⁴nm/s量级范围)对样品进行面照明、和采用高速2d相机(帧频需在10²hz及以上量级)连续采集一系列关于波数k的干涉光谱信号in(xi,yj,k)，n＝1,…n。对横向每一位置(xi,yj)处的n个采样数据构成的数组实施关于波数k的ifft，就可获得该位置(xi,yj)对应深度z方向的全部信息；而横截面内为2d并行探测成像，故无需任何机械扫描即可获得3d信息。目前该技术主要用于组织结构的3d成像，还未见用于血管造影，更未见同时用于血管造影与组织结构成像的报道。故本发明提出基于全场扫频oct技术的血管造影与组织结构成像技术，其原理如图2所示，工作过程为：由前述获得的3d信息中的振幅或相位信息，可生成3d组织结构图像，再经数字层析切片形成任意截面的2d图像；由3d信息中横截面内的2d振幅、相位、或复数信息，对深度方向相邻层进行造影处理，即可获得横截面内的2d造影图像和生成3d造影图像。

技术实现要素：

本发明要解决的技术问题是：克服现有技术的不足，提供一种无需任何机械扫描即可实现3d血管造影与组织结构成像的系统与方法，并能方便地获取任意截面的2d图像。本发明基于全场扫频oct技术，采用低速扫频光源对样品进行面照明、和采用高速二维相机来采集一系列关于波数k的干涉光谱信号。对横截面内每一点(x,y)的干涉光谱信号进行关于波数k的ifft，即可获得该点对应深度z方向的全部信息；而横截面内为2d并行探测成像。故无需任何机械扫描即可获得3d信息，再通过数据处理可方便地获得2d和3d组织结构与血管造影结果。

本发明解决其技术问题所采用的技术方案是：无扫描三维光学相干层析血管造影与组织结构成像的系统，包括低速扫频光源、准直器、分光片、视场偏转镜、第一透镜、第二透镜、样品台、色散平衡器、参考镜、平移台、第三透镜、第四透镜、高速二维相机、人眼成像模块、视场引导视标、第五透镜、二向色镜、数据采集卡和计算机；

低速扫频光源发出的光束，经准直器准直后，被分光片分成透射的样品光束和反射的参考光束：样品光束依次经过视场偏转镜、和由第一透镜与第二透镜构成的缩束器后，入射置于样品台上的样品；参考光束经过色散平衡器后，入射固定在平移台上的参考镜；由样品后向反射或散射的样品光束、和由参考镜反射的参考光束，分别沿原路返回至分光片；被分光片反射的样品光束和透过分光片的参考光束重合，然后经过由第三透镜和第四透镜构成的另一缩束器或扩束器后，入射高速二维相机；

计算机控制视场偏转镜来改变样品光束的方向，使样品光束照射在样品的待成像区域；计算机控制平移台来改变参考光束的光程，以调节样品光束与参考光束之间的光程差；低速扫频光源开始输出光束的同时还发出触发信号，通过计算机去控制高速二维相机同步采集一系列干涉光谱信号；干涉光谱信号经过数据采集卡转化为数字信号后，传输至计算机进行处理；

用于人眼眼底成像时，则使用人眼成像模块：样品光束经过由第一透镜与人眼屈光系统构成的缩束器后，入射眼底组织；视场引导视标发出的视标光，依次被第五透镜准直和二向色镜反射后，被人眼屈光系统聚焦在眼底组织上；计算机控制视场引导视标不同位置的灯点亮，人眼盯视点亮的灯即可调节眼球方向，以使样品光束照射在眼底组织不同的待成像区域。

所述的低速扫频光源的波长扫频速度在10⁰～10⁴nm/s量级范围，扫频速度可调节。

所述的分光片的分光比，在宽波段范围内约为50:50。

所述的第一透镜、第二透镜、第三透镜、第四透镜和第五透镜，均为宽波段消色差透镜。

所述的色散平衡器，用于补偿由第一透镜和第二透镜引起的色散；用于人眼眼底成像时，色散平衡器用于补偿由第一透镜、二向色镜和人眼组织引起的色散。

所述的高速二维相机的帧频需在10²hz及以上量级。

无扫描三维光学相干层析血管造影与组织结构成像的方法，包括以下步骤：

步骤1：启动系统，设置参数；

步骤2：操作视场偏转镜，使照明光斑移至样品的待成像区域fr(xi,yj)，i,j＝1,…,m，m为横截面内沿x轴和y轴的采样点数，r为成像区域的编号；当对人眼眼底成像时，操作视场引导视标，使照明光斑移至眼底组织的待成像区域fr(xi,yj)；

步骤3：通过平移台调节样品光束与参考光束之间的光程差，使高速二维相机的软件实时显示窗口中出现最强和最稀疏的干涉条纹、即：使参考镜在样品臂中的对应位置尽量接近样品、但又位于样品表面之外，以使步骤6中对in’(xi,yj,k)实施快速傅里叶逆变换(ifft)后产生的样品像和镜像相分离，而只保留和显示样品像；

步骤4：低速扫频光源开始工作，高速二维相机同步采集关于波数k的一系列干涉光谱信号in(xi,yj,k)，n＝1,…,n，n为关于波数k的采样点数；

步骤5：对横截面内每一点(xi,yj)、由n个采样数据构成的干涉光谱信号in(xi,yj,k)，进行减背景、波数k均匀化重采样、光谱整形、或色散补偿等处理，得到in’(xi,yj,k)；

步骤6：对in’(xi,yj,k)实施关于波数k的ifft，得到由横截面内每一点(xi,yj)对应的深度z空间信息构成的3d信息

步骤7：利用振幅a(xi,yj,zs)(通常取对数)或相位信息，可生成样品或眼底组织的3d或任意截面2d组织结构图像；

步骤8：对某一深度zs处相邻层的2d振幅a(xi,yj,zs)、或相位或复数信息进行造影处理，可获得样品或眼底组织在深度zs处的横截面内2d血管造影图像；连续对深度z方向相邻层的前述2d信息进行造影处理，可获得样品或眼底组织的3d血管造影图像；

步骤9：操作视场偏转镜，使照明光斑移至样品的下一待成像区域fr(xi,yj)，r＝r+1；当对人眼眼底成像时，操作视场引导视标，使照明光斑移至眼底组织的下一待成像区域fr(xi,yj)，r＝r+1；重复步骤3至步骤8，直至完成对所有待成像区域的成像；如有需要，也可使成像区域fr(xi,yj)连续移动、并相互有少部分边缘重叠，通过对所有成像区域结果的图像拼接来形成大视场图像。

本发明与现有技术相比的有益效果是：

1)本发明无需任何机械扫描，即可实现对血管系统和组织结构的3d和任意截面2d观察，使得系统稳定性和成像速度大为提高。以3d图像由512x512x512像素构成、和高速二维相机帧频为400hz为例：z向512点意味着需连续采集1024幅干涉光谱信号，则信号采集所需的时间仅为2.56s。与扫频oct技术进行对比，要在相同时间内完成相同点数的信号采集，则扫频光源的扫频速率需为102.4khz，这一速率在扫频oct中虽已较为常见，但需沿横向y轴和x轴的机械扫描，使得系统的稳定性降低和控制变得复杂。

2)本发明可同时提供血管造影和组织结构成像结果，信息更为全面，更有利于病变的发现与诊断。仅采用单一成像方式不能被发现的病变，通过二者的结合有可能使之显现出来；仅采用单一成像方式不能被确诊的病变，通过二者的结合有可能使之确定无疑。

3)本发明在横截面内为2d并行探测成像，所有点的信号被同时采集，避免了不同像素点间相互跳变引起的假象，使得结果更为准确。这对于在横截面内分布特征明显的血管系统而言，具有重要意义。

4)本发明具有系统结构、控制、和数据处理简单、以及成本低廉等优点。无需扫描机构及其控制电路，极大地简化了光路和控制系统、并降低了成本。数据处理方面，则避免了现有技术所需的各种中间过程及其数据的存储管理等操作。

附图说明

图1是现有基于fd-oct技术的组织结构成像与血管造影原理图；

图2是本发明提出的基于全场扫频oct技术的组织结构成像与血管造影原理图；

图3是本发明的系统结构示意图；

图4是本发明的控制系统示意图；

图5是本发明的工作方法流程图。

图中：1.低速扫频光源、2.准直器、3.分光片、4.视场偏转镜、5.第一透镜、6.第二透镜、7.样品、8.样品台、9.色散平衡器、10.参考镜、11.平移台、12.第三透镜、13.第四透镜、14.高速二维相机、15.人眼成像模块、16.视场引导视标、17.第五透镜、18.二向色镜、19.人眼屈光系统、20.眼底组织、21.数据采集卡、22.计算机。

具体实施方式

下面结合附图和具体实施例进一步说明本发明。

如图3所示，本发明提出的无扫描三维光学相干层析血管造影与组织结构成像的系统，包括低速扫频光源1、准直器2、分光片3、视场偏转镜4、第一透镜5、第二透镜6、样品台8、色散平衡器9、参考镜10、平移台11、第三透镜12、第四透镜13、高速二维相机14、人眼成像模块15、视场引导视标16、第五透镜17、二向色镜18、数据采集卡21和计算机22。

低速扫频光源1发出的光束，经准直器2准直后，被分光片3分成透射的样品光束和反射的参考光束：样品光束依次经过视场偏转镜4、和由第一透镜5与第二透镜6构成的缩束器后，入射置于样品台8上的样品7；参考光束经过色散平衡器9后，入射固定在平移台11上的参考镜10。低速扫频光源1的波长扫频速度在10⁰～10⁴nm/s量级范围，扫频速度可调节。分光片3的分光比，在宽波段范围内约为50:50。由样品7后向反射或散射的样品光束、和由参考镜10反射的参考光束，分别沿原路返回至分光片3。被分光片3反射的样品光束和透过分光片3的参考光束重合，然后经过由第三透镜12和第四透镜13构成的另一缩束或扩束器后，入射高速二维相机14。高速二维相机14的帧频需在10²hz及以上量级。

用于人眼眼底成像时，则使用人眼成像模块15。样品光束经过由第一透镜5与人眼屈光系统19构成的缩束器后，入射眼底组织20。视场引导视标16发出的视标光，依次被第五透镜17准直和二向色镜18反射后，被人眼屈光系统19聚焦在眼底组织20上。

第一透镜5、第二透镜6、第三透镜12、第四透镜13和第五透镜17，均为宽波段消色差透镜。色散平衡器9用于平衡由第一透镜5和第二透镜6引起的色散，人眼眼底成像时则用于平衡由第一透镜5、二向色镜18和人眼组织引起的色散。由第一透镜5与第二透镜6构成的缩束器，可决定样品光束入射在样品7上的视场大小；由第一透镜5与人眼屈光系统19构成的缩束器，可决定样品光束入射在眼底组织20上的视场大小；由第三透镜12和第四透镜13构成的另一缩束器或扩束器，可决定光束入射在高速二维相机14上的像面大小。

本发明的控制系统如图4示。计算机22控制视场偏转镜4来改变样品光束的方向，使样品光束照射在样品7的待成像区域。计算机22控制平移台11来改变参考光束的光程，以调节样品光束与参考光束之间的光程差。低速扫频光源1开始输出光束的同时还发出触发信号，通过计算机22去控制高速二维相机14同步采集一系列干涉光谱信号。干涉光谱信号经过数据采集卡21转化为数字信号后，传输至计算机22进行处理。用于人眼眼底成像时，计算机22控制视场引导视标16不同位置的灯点亮，人眼盯视点亮的灯即可调节眼球方向，以使样品光束照射在眼底组织20不同的待成像区域。

本发明提出的无扫描三维光学相干层析血管造影与组织结构成像的方法，其流程如图5示。包括以下步骤：

步骤1：启动系统，设置参数；

步骤2：操作视场偏转镜4，使照明光斑移至样品7的待成像区域fr(xi,yj)，i,j＝1,…,m，m为横截面内沿x轴和y轴的采样点数，r为成像区域的编号；当对人眼眼底成像时，操作视场引导视标16，使照明光斑移至眼底组织20的待成像区域fr(xi,yj)；

步骤3：通过平移台11调节样品光束与参考光束之间的光程差，使高速二维相机14的软件实时显示窗口中出现最强和最稀疏的干涉条纹、即：使参考镜10在样品臂中的对应位置尽量接近样品7、但又位于样品7表面之外，以使步骤6中对in’(xi,yj,k)实施快速傅里叶逆变换(ifft)后产生的样品像和镜像相分离，而只保留和显示样品像；

步骤4：低速扫频光源1开始工作，高速二维相机14同步采集关于波数k的一系列干涉光谱信号in(xi,yj,k)，n＝1,…,n，n为关于波数k的采样点数；

步骤6：对in’(xi,yj,k)实施关于波数k的ifft，得到由横截面内每一点(xi,yj)对应的深度z空间信息构成的3d信息

步骤7：利用振幅a(xi,yj,zs)(通常取对数)或相位信息，可生成样品7或眼底组织20的3d或任意截面2d组织结构图像；

步骤8：对某一深度zs处相邻层的2d振幅a(xi,yj,zs)、或相位或复数信息进行造影处理，可获得样品7或眼底组织20在深度zs处的横截面内2d血管造影图像；连续对深度z方向相邻层的前述2d信息进行造影处理，可获得样品7或眼底组织20的3d血管造影图像；

步骤9：操作视场偏转镜4，使照明光斑移至样品7的下一待成像区域fr(xi,yj)，r＝r+1；当对人眼眼底成像时，操作视场引导视标16，使照明光斑移至眼底组织20的下一待成像区域fr(xi,yj)，r＝r+1；重复步骤3至步骤8，直至完成对所有待成像区域的成像；如有需要，也可使成像区域fr(xi,yj)连续移动、并相互有少部分边缘重叠，通过对所有成像区域结果的图像拼接来形成大视场图像。

作为例子，低速扫频光源1可采用爱尔兰superlum公司(www.superlumdiodes.com)的broadsweeper产品，例如bs-840-1-hp产品，其中心波长约为840nm、波长扫频范围约75nm、和波长扫频速度为2～10000nm/s(可调)。高速二维相机14可采用日本滨松公司的orca-flash4.0v3cmos数字相机，其可工作在适合于生物组织或眼底成像的近红外波段(840nm处的量子效率接近40％)，当采用cameralink数据传输方式时，512x512像素(由2048x2048像素进行4x4像素合并而成)采样时的帧频可达400hz。低速扫频光源1的波长扫频速度需和高速二维相机14的帧频相匹配：以3d图像由512x512x512像素构成为例，z向512像素意味着需连续采集1024幅干涉光谱信号。相机帧频为400hz，则完成信号采集所需的时间为2.56s；低速扫频光源1需在此时间内完成75nm波长范围的扫描，则波长扫频速度约为30nm/s，在其产品参数范围以内，所选器件满足要求。其余均为常规器件，市场上能买到。

在方法的步骤8中提到，需对沿深度z相邻层的2d振幅、或相位、或复数信息进行造影处理，来获得血管造影结果。这里以jonathan等人(ejonathan,etal.correlationmappingmethodforgeneratingmicrocirculationmorphologyfromopticalcoherencetomography(oct)intensityimages.journalofbiophotonics,2011,4(9):583-587)提出的基于振幅信息的相关映射方法为例进行说明。通过计算相邻c-scans之间的信号相关性来生成血管分布图像，相关系数cm(x,y)的计算公式为：

式中：m和n为c-scan的网格大小，和分别为相邻c-scans振幅信号au(x,y)和av(x,y)的平均强度，下标u和v为相邻层的编号。在整个图像上移动这个网格，来获得一个二维相关系数cm(x,y)图。图中包含着从0到±1的相关系数值，0表示弱相关，±1表示强相关。相关性强的为静态组织背景，相关性弱的为运动组织。通过选择合适的相关系数值，就能把血管系统从周围组织中分离出来，并滤除组织信息干扰、只显示血管系统。

上述具体实施方式用来解释说明本发明，而不是对本发明进行限制。在本发明的精神和权利要求的保护范围内，对本发明作出的任何修改和改变，都落入本发明的保护范围。

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