CN108245130B - 一种光学相干断层血管造影装置及方法 - Google Patents

一种光学相干断层血管造影装置及方法 Download PDF

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Abstract

本发明公开了一种光学相干断层血管造影装置及方法。所述装置包括高速扫频激光光源、环流器、光纤耦合器、第一偏振控制器、准直透镜、汇聚透镜、平面反射镜、第二偏振控制器、手持式探测臂、平衡探测器、数据采集卡、信号处理系统。所述方法步骤为：根据系统横向分辨率确定B扫方向上的采样频率，连续两次A扫之间的平均距离为横向分辨率的1/3；设置C扫振镜的控制信号为阶梯信号；使数据采集卡的外部触发信号与B扫振镜起始位置时对应的时刻同步，然后将数据采集卡采集的信号传输到信号处理系统中进行处理，获得皮肤样品的结构图像与微血管分布图像。本发明具有更高的信噪比以及血管分辨率，能够快速获得正面投影微血流分布，在快速诊断方面有着广阔的应用前景。

Description

一种光学相干断层血管造影装置及方法
技术领域
本发明涉及光学相干层析技术领域，特别是一种光学相干断层血管造装置及方法。
背景技术
人体组织和器官所需营养物质和氧气是通过血液循环输送，营养物质和氧气的交换则是在毛细血管内进行的，因此微血管成像技术有助于对组织疾病诊断及治疗监测，如癌症，青光眼等。光学相干层析术(OCT)，于20世纪90年代第一次被提出，是一种非侵入的活体成像模式，具有高成像速度以及高空间分辨率。经过约25年的发展，傅里叶域OCT(包括扫频OCT与谱域OCT)已被广泛应用于生物组织的疾病诊断和治疗监测，例如视网膜，皮肤，大脑和食道。
除了生物组织的结构图，其微血管分布对于疾病诊断和治疗监测也是极其重要的因素，各种基于OCT的血流成像方法已经被成功提出，比如基于相位分辨多普勒OCT(PRDOCT)、相位方差OCT(PVOCT)、光学微血管造影术(OMAG)、相关成像OCT(cmOCT)、散斑方差OCT(svOCT)、以及功率密度差分法(PID)。前两种方法通过比较在不同时间所获得的OCT信号(A扫之间或B扫之间)的相位信息来检测血流。最后四种方法则是通过比较B扫之间OCT信号的强度值来检测血流，由于静止组织的像素强度随着时间保持一致而血流的值随着时间随机变化。cmOCT方法通过计算两幅或多幅强度图的去相关程度对比出血流分布，svOCT通过计算两幅或多幅强度图的标准差获得血流分布，而PID方法则是通过计算对数强度差的平方来获得血流分布。但是，上述各种基于OCT的血流成像方法存在信噪比低、分辨率低的缺点，并且在计算正面投影图时，需逐深度计算再进行投影，增加了计算机的计算量和计算时间。
发明内容
本发明的目的在于提供一种能够高信噪比、高分辨率地提取并重构3D微血流分布的光学相干断层血管造影装置及方法，并实现快速成像。
实现本发明目的的技术解决方案为：一种光学相干断层血管造影装置，包括高速扫频激光光源、环流器、光纤耦合器、第一偏振控制器、准直透镜、汇聚透镜、平面反射镜、第二偏振控制器、手持式探测臂、平衡探测器、数据采集卡、信号处理系统；
所述环流器通过光纤分别与高速扫频激光光源、光纤耦合器和平衡探测器连接，光纤耦合器通过光纤分别与平衡探测器、准直透镜和手持式探测臂连接；光纤耦合器和准直透镜之间设有第一偏振控制器，连接光纤耦合器和第一准直透镜的光纤扭绕在第一偏振控制器上；光纤耦合器和手持式探测臂之间设有第二偏振控制器，连接光纤耦合器和手持式探测臂的光纤扭绕在第二偏振控制器上；准直透镜、汇聚透镜和平面反射镜顺次共光轴设置，数据采集卡通过信号传输线分别与高速扫频激光光源、平衡探测器和信号处理系统连接。
进一步地，所述高速扫频激光光源发出扫频光，通过光纤进入环流器，再通过光纤进入光纤耦合器，光纤耦合器将扫频光分为两束：一束扫频光进入准直透镜，经准直透镜准直后，准直光射入汇聚透镜，经汇聚透镜汇聚到平面反射镜上，再由平面反射镜反射，沿原路返回光纤耦合器；另一束扫频光进入手持式探测臂照射到皮肤样品上，皮肤样品的后向散射光沿原路返回光纤耦合器；光纤耦合器中的皮肤样品的后向散射光和平面反射镜的反射光在光纤耦合器发生干涉，干涉光再分为两束：一束干涉光进入环流器，然后从环流器中出射并进入平衡探测器的正输人端；另一束干涉光通过光纤直接进入平衡探测器的负输人端。
进一步地，所述平衡探测器将探测到的干涉光强信号转换成电信号，并将探测到的两束干涉光信号做相减处理，从而消除共模噪声，转换后的电信号由数据采集卡进行采集，并且每次A扫信号由高速扫频激光光源输出的同步信号触发数据采集卡进行采集，最后将采集到的数据通过信号传输线传输到信号处理系统进行数据处理，获得皮肤样品的结构图像与微血管分布图像。
一种基于所述光学相干断层血管造影装置的光学相干断层血管造影方法，包括以下步骤：
步骤1，根据系统横向分辨率确定B扫方向上的采样频率，连续两次A扫之间的平均距离为横向分辨率的1/3；
步骤2，设置C扫振镜的控制信号为阶梯信号，每个幅度的延迟时间为完成两次B扫的时间，而阶梯信号的电压幅度差对应扫描光束的位移为横向分辨率；
步骤3，设置数据采集卡的外部触发信号，使其与B扫振镜起始位置时对应的时刻同步，然后将数据采集卡采集的信号传输到信号处理系统中；
步骤4，对每次A扫信号进行傅里叶变换重构样品的复解析信号，再通过计算对数尺度强度差分信号在深度方向上标准差来重构3D微血流分布。
进一步地，步骤4所述通过计算对数尺度强度差分信号在深度方向上标准差来重构3D微血流分布，具体如下：、
对每一横向位置处两次B扫对数尺度强度信号进行相减，得到差分图像，其中静态信号将趋近于0，动态信号值远大于0；然后沿着深度方向，计算所设定深度范围内差分图像的标准差，即可重构出该深度范围微血流正面投影图；如果进行3D微血管分布成像，将深度方向窗口设置为3个像素，在整个深度范围内滑动窗口即可获得3D图。
本发明与现有技术相比，其显著优点为：(1)由于深度范围内所有像素强度值对结果都有贡献，散斑噪声就可以很好地被抑制，因而大大提高了信噪比与血流分辨率；(2)在计算正面投影图时，由于对整个深度进行标准差运算，无需逐深度计算再进行投影，减小了计算机的计算量和计算时间，加快了速度，因而可作为快速诊断的一种重要方法。
附图说明
图1是本发明光学相干断层血管造影装置的结构示意图。
图2是本发明对手指末端毛细血管正面投影成像结果图。
具体实施方式
下面结合附图和具体实施例对本发明做进一步详细说明。
本发明光学相干断层血管造影装置及方法，利用对数尺度强度差分信号在深度方向上的标准差实现人体3D血流分布重构。结合图1，本发明光学相干断层血管造影装置，包括高速扫频激光光源1、环流器2、光纤耦合器3、第一偏振控制器4、准直透镜5、汇聚透镜6、平面反射镜7、第二偏振控制器8、手持式探测臂9、平衡探测器11、数据采集卡12、信号处理系统13；
所述环流器2通过光纤分别与高速扫频激光光源1、光纤耦合器3和平衡探测器11连接，光纤耦合器3通过光纤分别与平衡探测器11、准直透镜5和手持式探测臂9连接；光纤耦合器3和准直透镜5之间设有第一偏振控制器4，连接光纤耦合器3和第一准直透镜5的光纤扭绕在第一偏振控制器4上；光纤耦合器3和手持式探测臂9之间设有第二偏振控制器8，连接光纤耦合器3和手持式探测臂9的光纤扭绕在第二偏振控制器8上；准直透镜5、汇聚透镜6和平面反射镜7顺次共光轴设置，数据采集卡12通过信号传输线分别与高速扫频激光光源1、平衡探测器11和信号处理系统13连接。
本发明光学相干断层血管造影装置的光路工作过程如下：所述高速扫频激光光源1发出扫频光，通过光纤进入环流器2，再通过光纤进入光纤耦合器3，光纤耦合器3将扫频光分为两束：一束扫频光进入准直透镜5，经准直透镜5准直后，准直光射入汇聚透镜6，经汇聚透镜6汇聚到平面反射镜7上，再由平面反射镜7反射，沿原路返回光纤耦合器3；另一束扫频光进入手持式探测臂9照射到皮肤样品10上，皮肤样品10的后向散射光沿原路返回光纤耦合器3；光纤耦合器3中的皮肤样品10的后向散射光和平面反射镜7的反射光在光纤耦合器3发生干涉，干涉光再分为两束：一束干涉光进入环流器2，然后从环流器2中出射并进入平衡探测器11的正输人端；另一束干涉光通过光纤直接进入平衡探测器11的负输人端。
所述平衡探测器11将探测到的干涉光强信号转换成电信号，并将探测到的两束干涉光信号做相减处理，从而消除共模噪声，转换后的电信号由数据采集卡12进行采集，并且每次A扫信号由高速扫频激光光源1输出的同步信号触发数据采集卡12进行采集4，最后将采集到的数据通过信号传输线传输到信号处理系统13进行数据处理，获得皮肤样品10的结构图像与微血管分布图像。
本发明基于所述光学相干断层血管造影装置的光学相干断层血管造影方法，其特征在于，包括以下步骤：
步骤1，由于采样频率影响着微血管成像质量，根据系统横向分辨率确定B扫方向上的采样频率，连续两次A扫之间的平均距离为横向分辨率的1/3左右，太大会导致微小血管图像模糊，太小会减小振镜的扫描速度；
步骤2，为了加快成像速度，设置C扫振镜的控制信号为阶梯信号，每个幅度的延迟时间为完成两次B扫的时间，而阶梯信号的电压幅度差对应扫描光束的位移为横向分辨率；
步骤3，设置数据采集卡的外部触发信号，使其与B扫振镜起始位置时对应的时刻同步，然后将数据采集卡采集的信号传输到信号处理系统中；
步骤4，对每次A扫信号进行傅里叶变换重构样品的复解析信号，再通过计算对数尺度强度差分信号在深度方向上标准差来重构3D微血流分布，具体如下：
(1)对OCT系统采集到的干涉信号进行快速傅里叶变换获得3D OCT结构数据。对每一横向位置处两次B扫(2j-1帧和2j帧)对数尺度强度信号进行相减，得到差分图像，其中静态信号将趋近于0，动态信号值远大于0，差分图像公式如下：
DIj,i,k＝I2j-1,i,k-I2j,i,k (1)
其中，j,i,k分别是在C扫、B扫、A扫方向上的像素指数，I则代表了单帧OCT结构图像。
(2)然后沿着深度方向，计算所设定深度范围内差分图像的标准差，即可重构出该深度范围微血流正面投影图；如果进行3D微血管分布成像，将深度方向窗口设置为3个像素，在整个深度范围内滑动窗口即可获得3D图。沿着深度方向选取一个窗口(N个像素点)来计算标准差，公式如下：
Figure BDA0001195190420000051
其中，k与k+N-1为计算窗口的像素起始点和像素终点，m为计算深度像素点，DImean为整个窗口平均值。通过在整个深度滑动窗口即可获得3D血流图像。除了3D血流图像，正面微血管分布图在临床应用中对疾病诊断也尤为重要。为了抑制散斑噪声的影响，一定深度范围内的标准差被用来计算正面图像，其利用的是散斑噪声与血流信号在随机特性方面的差异。当计算一定深度范围zrange内的正面图时(从第n个像素点到第(n+N-1)个像素点)，对散斑差分图像进行公式(2)运算得出其标准差，其中窗口大小为N。通过这种方法，深度范围内所有像素强度值对结果都有贡献，散斑噪声就可以很好地被抑制，因而提高了信噪比与血流分辨率。
实施例1
如图1，本发明涉及的对人体组织血流成像装置，包括高速扫频激光光源1、环流器2、光纤耦合器3、第一偏振控制器4、准直透镜5、汇聚透镜6、平面反射镜7、第二偏振控制器8、手持式探测臂9、平衡探测器11、数据采集卡12、信号处理系统13；环流器2通过光纤分别与高速扫频激光光源1、光纤耦合器3和平衡探测器11连接，光纤耦合器3通过光纤分别与平衡探测器11、准直透镜5和手持式探测臂9连接，光纤耦合器3和准直透镜5之间设有第一偏振控制器4，连接光纤耦合器3和准直透镜5的光纤扭绕在第一偏振控制器4上，光纤耦合器3和手持式探测臂9之间设有第二偏振控制器8，连接光纤耦合器3和手持式探测臂9的光纤扭绕在第二偏振控制器8上；共光轴依次设置准直透镜5、汇聚透镜6和平面反射镜7；数据采集卡12通过信号传输线分别与高速扫频激光光源1、平衡探测器11和信号处理系统13连接。
高速扫频激光光源1发出扫频光，通过光纤进入环流器2，再通过光纤进入光纤耦合器3，光纤耦合器3将扫频光分为两束，一束扫频光进入准直透镜5，经准直透镜5准直后，准直光射入汇聚透镜6，经汇聚透镜6汇聚到平面反射镜7上，再由平面反射镜7反射，沿原路返回光纤耦合器3；另一束扫频光进入手持式探测臂9照射到皮肤样品10上，皮肤样品10的后向散射光沿原路返回光纤耦合器3；光纤耦合器3中的皮肤样品10的后向散射光和平面反射镜7的反射光在光纤耦合器3发生干涉，干涉光再分为两束，一束干涉光进入环流器2，然后从环流器2中出射并进入平衡探测器11的正输人端；另一束干涉光通过光纤直接进入平衡探测器11的负输人端；平衡探测器11将探测到的干涉光强信号转换成电信号，并将探测到的两束干涉光信号做相减处理，从而消除共模噪声，转换后的电信号由数据采集卡12进行采集，并且每次A扫信号是由高速扫频激光光源1输出的同步信号来触发数据采集卡12进行采集4，最后将采集到的数据通过信号传输线传输到信号处理系统13进行数据处理。
其中，信号处理系统13数据处理步骤如下：
步骤1、利用数值色散补偿方法对复解析信号进行色散补偿，使得纵向分辨率接近理论值。
步骤2、对色散补偿后的复解析信号进行逆傅里叶变换即可获得皮肤样品的结构图像。
步骤3、对每一横向位置处两次B扫对数尺度强度信号进行相减，获得差分图像，静态信号将趋近于0，动态信号值远大于静态信号值。
步骤4、接着在一定深度范围内计算相减后的强度信号的标准差即可重构出该深度范围微血流正面投影图。如果进行3D微血管分布成像，深度方向窗口一般设置为3个像素，通过在整个深度滑动窗口即可获得。
图2为本发明对手指末端毛细血管正面投影成像结果，成像区域约为3mm*3mm。结合图2我们可以看出本发明中提出的算法能够高分辨、高信噪比对人体微血管进行成像。此外，快速获得正面投影微血管分布的特点使得本发明可应用于快速诊断中。因此，本发明在疾病诊断与治疗监测领域有着广阔的应用前景。

Claims (1)

1.一种光学相干断层血管造影方法，其特征在于，该方法基于光学相干断层血管造影装置，该装置包括高速扫频激光光源（1）、环流器（2）、光纤耦合器（3）、第一偏振控制器（4）、准直透镜（5）、汇聚透镜（6）、平面反射镜（7）、第二偏振控制器（8）、手持式探测臂（9）、平衡探测器（11）、数据采集卡（12）、信号处理系统（13）；
所述环流器（2）通过光纤分别与高速扫频激光光源（1）、光纤耦合器（3）和平衡探测器（11）连接，光纤耦合器（3）通过光纤分别与平衡探测器（11）、准直透镜（5）和手持式探测臂（9）连接；光纤耦合器（3）和准直透镜（5）之间设有第一偏振控制器（4），连接光纤耦合器（3）和准直透镜（5）的光纤扭绕在第一偏振控制器（4）上；光纤耦合器（3）和手持式探测臂（9）之间设有第二偏振控制器（8），连接光纤耦合器（3）和手持式探测臂（9）的光纤扭绕在第二偏振控制器（8）上；准直透镜（5）、汇聚透镜（6）和平面反射镜（7）顺次共光轴设置，数据采集卡（12）通过信号传输线分别与高速扫频激光光源（1）、平衡探测器（11）和信号处理系统（13）连接；
所述高速扫频激光光源（1）发出扫频光，通过光纤进入环流器（2），再通过光纤进入光纤耦合器（3），光纤耦合器（3）将扫频光分为两束：一束扫频光进入准直透镜（5），经准直透镜（5）准直后，准直光射入汇聚透镜（6），经汇聚透镜（6）汇聚到平面反射镜（7）上，再由平面反射镜（7）反射，沿原路返回光纤耦合器（3）；另一束扫频光进入手持式探测臂（9）照射到皮肤样品（10）上，皮肤样品（10）的后向散射光沿原路返回光纤耦合器（3）；光纤耦合器（3）中的皮肤样品（10）的后向散射光和平面反射镜（7）的反射光在光纤耦合器（3）发生干涉，干涉光再分为两束：一束干涉光进入环流器（2），然后从环流器（2）中出射并进入平衡探测器（11）的正输入端；另一束干涉光通过光纤直接进入平衡探测器（11）的负输入端；
所述平衡探测器（11）将探测到的干涉光强信号转换成电信号，并将探测到的两束干涉光信号做相减处理，从而消除共模噪声，转换后的电信号由数据采集卡（12）进行采集，并且每次A扫信号由高速扫频激光光源（1）输出的同步信号触发数据采集卡（12）进行采集，最后将采集到的数据通过信号传输线传输到信号处理系统（13）进行数据处理，获得皮肤样品（10）的结构图像与微血管分布图像；
方法包括以下步骤：
步骤1，根据系统横向分辨率确定B扫方向上的采样频率，连续两次A扫之间的平均距离为横向分辨率的1/3；
步骤2，设置C扫振镜的控制信号为阶梯信号，每个幅度的延迟时间为完成两次B扫的时间，而阶梯信号的电压幅度差对应扫描光束的位移为横向分辨率；
步骤3，设置数据采集卡的外部触发信号，使其与B扫振镜起始位置时对应的时刻同步，然后将数据采集卡采集的信号传输到信号处理系统中；
步骤4，对每次A扫信号进行傅里叶变换重构样品的复解析信号，再通过计算对数尺度强度差分信号在深度方向上标准差来重构3D微血流分布；
步骤4所述通过计算对数尺度强度差分信号在深度方向上标准差来重构3D微血流分布，具体如下：
对每一横向位置处两次B扫对数尺度强度信号进行相减，得到差分图像，其中静态信号将趋近于0，动态信号值远大于0；然后沿着深度方向，计算所设定深度范围内差分图像的标准差，即可重构出该深度范围微血流正面投影图；如果进行3D微血管分布成像，将深度方向窗口设置为3个像素，在整个深度范围内滑动窗口即可获得3D图。
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