CN114748032A - 一种基于oct血管成像技术的运动噪声补偿方法 - Google Patents

Abstract

本发明涉及一种基于OCT血管成像技术的运动噪声补偿方法，包括如下步骤：步骤1，OCT扫描系统执行B‑M‑B式扫描，CCD相机记录原始光谱数据；步骤2，对步骤1中CCD相机采集到的原始光谱数据，进行预处理，得到复数信号图像；根据图像不同的采集位置，将系统获取的三维数据分割形成B‑scan簇，将每一组B‑scan簇内的相邻图像数据进行依次配对，形成配对组；步骤3，完成对整体波动的校准；步骤4，继续对配对组内的相位图像φ(z，x)的相位误差做进一步校准；步骤5，当B‑scan图像全部完成校准后，校准后的B‑scan簇用于改善基于振幅、相位或者复数形式的血流成像算法。本方法能有效减少眼球抖动对OCTA血管造影图像造成的运动噪声，提高眼底血流信号的信噪比和成像灵敏度。

Description

一种基于OCT血管成像技术的运动噪声补偿方法

技术领域

本发明属于眼科成像技术领域，涉及一种运动噪声补偿方法，具体涉及一种基于OCT血管成像技术的运动噪声补偿方法。

背景技术

眼底的视网膜血管是人体唯一可见的血管，是了解其他脏器血管情况的重要观察窗口。眼底血管形态结构可能会因为一些血管性疾病发生改变，因此通过眼底图像可以帮助诊断各种眼病以及内科病和脑系科的疾病。例如糖尿病视网膜病变、视神经病变、黄斑病变、高血压动脉硬化、肝硬化、肾病、颅脑疾病等等，都可将视网膜血管作为疾病诊断的一个重要指标。快速、准确并且可靠的眼底血管病理特征提取方法在医学诊断领域具有重要的应用价值，对特殊病人以及眼睛不适患者定期进行眼底检查十分必要。

光学相干层析成像(Optical Coherence Tomography,OCT)是一种基于低相干干涉原理的光学成像技术，能对生物活体样品进行非接触、非侵入的横断面实时成像。这项技术可以实现对眼底组织进行微米级别的高分辨率成像，能清晰显示视网膜不同层的结构。糖尿病视网膜病变和视网膜静脉阻塞等疾病，早期征兆表现为眼底血管的改变。对于表征循环调节功能的眼底血管系统，OCT技术只能提供有限的结构细节。光相干断层扫描血管成像(Optical Coherence Tomography Angiography,OCTA)是一种基于OCT的新型无创血流影像检测技术，无需荧光标记或其他外源造影对比剂，便可获得眼底毛细血管形态、灌注以及血流动力学信息，目前开始逐步应用于眼科疾病的研究中，应用前景非常广阔。

然而，与眼底照相和荧光血管造影不同，OCT作为一种高分辨率成像技术，对环境变化更加敏感，对信号数据的获取过程要求精度高，不可避免的存在大量干扰，OCTA血管成像会极大的受到患者运动变化引起的伪影和噪声的影响。因为OCTA血管成像的扫描机制需要对同一位置的眼底进行多幅采样，采样过程中眼球运动造成的采样点的幅间差异通常会在最终的血管图像形成运动噪声。运动伪影和噪声会严重妨碍眼底组织和血管结构的可视化，进而影响临床诊断。造成这些伪影的原因有：眼球晃动或震颤、眨眼、眼组织的内在特征、视网膜色素上皮脱落等视网膜疾病和脉络膜基质层的去相关信号对血管信号和血管内血流信号的干扰等。伪影对运动极其敏感，即使是最小的眼球运动，也会产生十分明显的运动伪影，表现为水平或垂直的暗或亮的条纹、图像错位、拉伸或扭曲。在伪影存在的情况下，成像结果会存在争议。只有对OCTA成像过程中的伪影问题进行针对性的优化，才能得到合格的眼底血管图像结果。

针对OCT系统图像采集时遭遇的运动噪声问题，目前主流方法主要从硬件或软件方面入手进行运动校正处理。在硬件方面，通过增加一套与OCT系统使用分离的光学追踪系统，比如激光扫描成像系统(Scanning Laser Ophthalmoscopy，SLO)，来执行实时跟踪，这种方法不仅增加了系统复杂度，同时让患者承受来自SLO的附加光学辐射。软件方面，通过表面分割从结构图中提取组织特征，来进行几何变换校正横向扭曲，完成对OCT图像的运动校准，但是此方法难以满足微血管造影的精准配准需求。

发明内容

本发明的目的在于克服现有技术的不足，提出一种对OCTA的原始信号进行信号补偿的方法，以此来降低由于眼球运动造成的伪影对血流信号的影响。

本发明解决其技术问题是采取以下技术方案实现的：

一种基于OCT血管成像技术的运动噪声补偿方法，其特征在于：包括如下步骤：

步骤1，当执行OCTA采样时，OCT扫描系统执行B-M-B式的扫描方式，除了在相互垂直的快轴和慢轴方向进行正常的B-scan扫描外，还需要对眼底的同一位置处进行N次重复的横向扫描，CCD相机记录原始光谱数据；

步骤2，对步骤1中CCD相机采集到的原始光谱数据，进行初步波数校正和傅里叶变换的预处理，得到复数信号图像，复数信号图像的振幅和相位信息将分别用于后续步骤的图像校准；根据图像不同的采集位置，将系统获取的三维数据分割形成B-scan簇，将每一组B-scan簇内的相邻图像数据进行依次配对，形成配对组；

步骤3，根据相邻图像振幅信息的相对变化，对步骤2中相邻配对组的图像进行像素移位来校正像素误差，完成对整体波动的校准；

步骤4，在配对组B-scan图像的整体像素误差得到校准的基础上，继续对配对组内的相位图像φ(z，x)的相位误差做进一步校准；

步骤5，在完成前一配对组的B-scan图像像素和相位校准后，将校准后的B-scan图像作为后一相邻配对组的参考帧来重复上述步骤的校准处理，依次重复完成对整个OCT三维数据组的运动噪声校准；当B-scan图像全部完成校准后，校准后的B-scan簇用于改善基于振幅、相位或者复数形式的血流成像算法。

而且，所述步骤2中得到的复数信号图像被解析成用振幅信息和相位信息表示的复数信号：

其中

表示经过波数校正傅里叶变换后得到的复数信号，z表示深度方向坐标，x表示沿振镜快速扫描方向坐标，I_oct(k，x)表示波数校准后的OCT光谱信号，k表示波数坐标，I(z，x)表示振幅图像信号，i表示虚数单位，φ(z，x)表示相位图像信号。

而且，所述步骤3中对步骤2中相邻配对组的图像进行像素移位，来完成整体波动的校准的方法为：

步骤3-1，将配对组内的前一幅图像作为参考帧，第二幅图像作为当前帧；

步骤3-2，对B-scan配对组的两个振幅图像I(z，x)进行平滑处理，然后利用下述公式对当前帧Is(z,x)和参考帧I_R(z,x)之间进行行和列的互相干信息的计算:

其中，χ(Δz，Δx)表示两幅图像计算的互相关值，Δz表示z方向上的偏移量，Δx表示x方向上的偏移量；在估计的最大位移范围内，通过上述公式来计算两帧图像在列和行方向上的互相关信息χ，因此上述互相关信息χ是与行或列的相对位移Δz和Δx有关的函数；

步骤3-3，通过比较行和列的互相关信息矩阵，找到分别使得行和列的互相关信息χ最大的相对位移量(Δz_optimal，Δx_optimal)，即为图像的整体像素位移；

步骤3-4，通过最大互相关信息得到相邻振幅图像的整体像素位移量后，对当前帧的复信号图像

分别进行两个方向上的位移补偿，完成整体波动的校准。

而且，所述步骤4中对配对组内的相位图像φ(z，x)的相位误差做进一步校准的方法为：

步骤4-1，利用参考帧的振幅图像I_R来设置阈值生成掩膜，利用掩膜对相位差分图像进行相乘处理，仅提取保留生物组织区域的相位，来参与对整体相位误差的计算；利用下述公式针对掩膜处理后的相位差分图像的每一列，计算此列的中位数相位，得到整体相位误差：

其中，

表示第j幅图像x列的整体相位误差，φ_i(z,x)表示第j幅图像x列z行的相位，mask_str表示根据振幅图像生成的掩膜；

步骤4-2，利用上式计算得到的整体相位误差，再通过下述公式对当前帧相位图里的对应列进行补偿，并依次完成当前帧相位图所有列的相位补偿；在完成对当前帧的相位补偿后，对补偿后的当前帧相位图进行2π折叠处理，从而得到当前帧位于(-π,π)之间的主值相位图，再结合像素校准图像得到最终的校准复信号图像，

其中

表示对j+1幅图像完成运动补偿后的复数信号形式，

表示j+1幅图像的复数信号形式，i表示虚数单位；

步骤4-3，完成对当前帧的相位校准后，利用当前帧校准后的振幅和相位信息，可以完整还原出当前帧的复数信号图，由此完成B-scan图像配对组的运动噪声补偿。

本发明的优点和积极效果是：

本基于OCT血管成像技术的运动噪声补偿方法，能有效减少眼球抖动对OCTA血管造影图像造成的运动噪声，提高眼底血流信号的信噪比和成像灵敏度，此方法适用于改善基于振幅相位，或者复信号形式的血流成像算法。

附图说明

图1是本发明的流程图；

图2是本发明OCT系统执行OCTA算法时的扫描模式；

图3是本发明通过整体相位误差对OCT相位图像进行相位补偿演示图。

具体实施方式

以下结合附图对本发明的实施例做进一步详述，以下实施例只是描述性的，不是限定性的，不能以此限定本发明的保护范围。

一种对OCT血管成像技术的运动噪声补偿方法，其中眼球抖动对OCT信号带来的运动噪声影响可以分为整体波动和相位波动。整体波动会改变OCT的灰度结构图，导致OCT图像的整体像素错移；相位波动虽然不改变结构图，但是同样会对OCTA图像造成伪影。因此，需要对这两种波动情况分别进行校准。本发明的目的在于克服现有技术的不足，提出一种对OCTA的原始信号进行信号补偿的方法，以此来降低由于眼球运动造成的伪影对血流信号的影响。

对于运动噪声给OCT图像带来的不同影响，针对B-scan图像的振幅和相位信息分别进行补偿。

首先针对振幅信息，通过分析相邻B-scan图像的互相干程度,计算两幅图像在深度方向和扫描快轴方向的整体像素位移，然后分别在两个方向上对B-scan图像进行像素移位来完成整体波动的校准。然后在B-scan图像整体像素误差得到校准的基础上，继续对图像的相位误差做进一步校准。计算相邻B-scan图像的相位误差，然后利用得到的相位误差对B-scan图像进行逐列相位补偿，由此消除相位波动并完成对OCT图像的的全部运动噪声补偿。完成了运动补偿的OCT图像，可以直接用于基于不同OCTA血管成像算法的图像运算处理，从而得到更高质量的OCTA影像。

本发明实施流程图如图1所示：

步骤1，当执行OCTA采样时，OCT扫描系统执行B-M-B式的扫描方式(在同一横向位置进行重复性扫描的三维扫描模式)，除了在相互垂直的快轴和慢轴方向进行正常的B-scan扫描外，需要对眼底的同一位置处进行N次重复的横向扫描，相机记录原始光谱数据；

步骤2，对相机采集到的原始光谱数据，进行初步波数校正和傅里叶变换的预处理，可以被解析成用振幅信息和相位信息表示的复数信号：

其中

表示经过波数校正傅里叶变换后得到的复数信号，z表示深度方向坐标，x表示沿振镜快速扫描方向坐标，I_oct(k，x)表示波数校准后的OCT光谱信号，k表示波数坐标，I(z，x)表示振幅图像信号，i表示虚数单位，φ(z，x)表示相位图像信号。得到的OCT复数信号图像的振幅和相位信息将分别用于后续步骤的图像校准。根据图像不同的采集位置，将系统获取的三维数据分割形成B-scan簇，将每一组B-scan簇内的相邻图像数据进行依次配对，形成配对组；

步骤3，对相邻配对组的图像进行整体波动校准。配对组内的前一幅图像作为参考帧，第二幅图像作为当前帧。首先对B-scan配对组的两个灰度图像I(z，x)进行平滑处理，然后利用公式(2)对当前帧Is(z,x)和参考帧I_R(z,x)之间进行行和列的互相干信息的计算:

其中，χ(Δz，Δx)表示两幅图像计算的互相关值，Δz表示z方向上的偏移量，Δx表示x方向上的偏移量。在估计的最大位移范围内，通过上述公式来计算两帧图像在列和行方向上的互相关信息χ，上述互相关信息χ是与行或列的相对位移有关的函数。通过比较行和列的互相关信息矩阵，找到分别使得行和列的互相关信息χ最大的相对位移量(Δz_optimal，Δx_optimal)，即为图像的整体像素位移。通过最大互相关信息得到相邻灰度图像的整体像素位移量后，对当前帧的复信号图像

分别进行两个方向上的位移补偿。通常来说，由于眼球运动导致的整体图像像素错位，在快轴x方向较小，在深度z方向较大，所以必要时根据具体硬件扫描情况，如果对最终的OCTA运动补偿的结果影响不大，可以省去对快轴x方向的互相干计算补偿，节省数据处理速度；

步骤4，在配对组B-scan图像的整体像素误差得到校准的基础上，继续对配对组内的相位图像φ(z，x)的相位误差做进一步校准。由于OCT图像内没有生物组织的像素位置的相位随时间随机变化，与组织运动导致的整体相位误差无关，需要在计算过程中予以排除。利用参考帧的灰度图像I_R来设置阈值生成掩膜，利用掩膜对相位差分图像进行相乘处理，仅提取保留生物组织区域的相位，来参与对整体相位误差的计算。如公式(3)所示，针对掩膜处理后的相位差分图像的每一列，计算此列的中位数相位，得到整体相位误差：

其中，

表示第j幅图像x列的整体相位误差，φ_i(z,x)表示第j幅图像x列z行的相位，mask_str表示根据灰度图像生成的掩膜。利用上式计算得到的整体相位误差，通过公式4对当前帧相位图里的对应列进行补偿，并依次完成当前帧相位图所有列的相位补偿，如图3所示。在完成对当前帧的相位补偿后，对补偿后的当前帧相位图进行2π折叠处理，从而得到当前帧位于(-π,π)之间的主值相位图。

其中

表示对j+1幅图像完成运动补偿后的复数信号形式，

表示j+1幅图像的复数信号形式，i表示虚数单位。

完成对当前帧的相位校准后，利用当前帧校准后的振幅和相位信息，可以完整还原出当前帧的复数信号图，由此完成B-scan图像配对组的运动噪声补偿；

步骤5，在完成前一配对组的B-scan图像幅值和相位校准后，将校准后的B-scan图像作为后一相邻配对组的参考帧来重复上述步骤的校准处理，依次重复完成对整个OCT三维数据组的运动噪声校准。当B-scan图像全部完成校准后，校准后的B-scan组可以用于改善基于振幅，相位，或者复数形式的血流成像算法，可以有效提高各类OCTA算法的成像效果。

相比其他运动降噪方法，本发明从软件入手从振幅和相位信息两方面对OCT影像进行综合性的运动噪声抑制消除处理，处理后的OCT信号可以适用于不同OCTA算法的运算处理。本方法在软件方面对运动噪声的处理方式简单直接，不需要额外的硬件系统来对系统的运动噪声进行追踪，同时对硬件的计算要求也更低，应用范围更加广泛。

尽管为说明目的公开了本发明的实施例和附图，但是本领域的技术人员可以理解：在不脱离本发明及所附权利要求的精神和范围内，各种替换、变化和修改都是可能的，因此，本发明的范围不局限于实施例和附图所公开的内容。

Claims (4)

1.一种基于OCT血管成像技术的运动噪声补偿方法，其特征在于：包括如下步骤：

步骤1，当执行OCTA采样时，OCT扫描系统执行B-M-B式的扫描方式，除了在相互垂直的快轴和慢轴方向进行正常的B-scan扫描外，还需要对眼底的同一位置处进行N次重复的横向扫描，CCD相机记录原始光谱数据；

步骤2，对步骤1中CCD相机采集到的原始光谱数据，进行初步波数校正和傅里叶变换的预处理，得到复数信号图像，复数信号图像的振幅和相位信息将分别用于后续步骤的图像校准；根据图像不同的采集位置，将系统获取的三维数据分割形成B-scan簇，将每一组B-scan簇内的相邻图像数据进行依次配对，形成配对组；

步骤3，根据相邻图像振幅信息的相对变化，对步骤2中相邻配对组的图像进行像素移位来校正像素误差，完成对整体波动的校准；

步骤4，在配对组B-scan图像的整体像素误差得到校准的基础上，继续对配对组内的相位图像φ(z，x)的相位误差做进一步校准；

步骤5，在完成前一配对组的B-scan图像像素和相位校准后，将校准后的B-scan图像作为后一相邻配对组的参考帧来重复上述步骤的校准处理，依次重复完成对整个OCT三维数据组的运动噪声校准；当B-scan图像全部完成校准后，校准后的B-scan簇用于改善基于振幅、相位或者复数形式的血流成像算法。

2.根据权利要求1所述的一种基于OCT血管成像技术的运动噪声补偿方法，其特征在于：所述步骤2中得到的复数信号图像被解析成用振幅信息和相位信息表示的复数信号：

其中

表示经过波数校正傅里叶变换后得到的复数信号，z表示深度方向坐标，x表示沿振镜快速扫描方向坐标，I_oct(k，x)表示波数校准后的OCT光谱信号，k表示波数坐标，I(z，x)表示振幅图像信号，i表示虚数单位，φ(z，x)表示相位图像信号。

3.根据权利要求1所述的一种基于OCT血管成像技术的运动噪声补偿方法，其特征在于：所述步骤3中对步骤2中相邻配对组的图像进行像素移位，来完成整体波动的校准的方法为：

步骤3-1，将配对组内的前一幅图像作为参考帧，第二幅图像作为当前帧；

步骤3-2，对B-scan配对组的两个振幅图像I(z，x)进行平滑处理，然后利用下述公式对当前帧Is(z,x)和参考帧I_R(z,x)之间进行行和列的互相干信息的计算:

其中，χ(Δz，Δx)表示两幅图像计算的互相关值，Δz表示z方向上的偏移量，Δx表示x方向上的偏移量；在估计的最大位移范围内，通过上述公式来计算两帧图像在列和行方向上的互相关信息χ，因此上述互相关信息χ是与行或列的相对位移Δz和Δx有关的函数；

步骤3-3，通过比较行和列的互相关信息矩阵，找到分别使得行和列的互相关信息χ最大的相对位移量(Δz_optimal，Δx_optimal)，即为图像的整体像素位移；

步骤3-4，通过最大互相关信息得到相邻振幅图像的整体像素位移量后，对当前帧的复信号图像

分别进行两个方向上的位移补偿，完成整体波动的校准。

4.根据权利要求1所述的一种基于OCT血管成像技术的运动噪声补偿方法，其特征在于：所述步骤4中对配对组内的相位图像φ(z，x)的相位误差做进一步校准的方法为：

步骤4-1，利用参考帧的振幅图像I_R来设置阈值生成掩膜，利用掩膜对相位差分图像进行相乘处理，仅提取保留生物组织区域的相位，来参与对整体相位误差的计算；利用下述公式针对掩膜处理后的相位差分图像的每一列，计算此列的中位数相位，得到整体相位误差：

其中，

表示第j幅图像x列的整体相位误差，φ_i(z,x)表示第j幅图像x列z行的相位，mask_str表示根据振幅图像生成的掩膜；

步骤4-2，利用上式计算得到的整体相位误差，再通过下述公式对当前帧相位图里的对应列进行补偿，并依次完成当前帧相位图所有列的相位补偿；在完成对当前帧的相位补偿后，对补偿后的当前帧相位图进行2π折叠处理，从而得到当前帧位于(-π,π)之间的主值相位图，再结合像素校准图像得到最终的校准复信号图像，

其中

表示对j+1幅图像完成运动补偿后的复数信号形式，

表示j+1幅图像的复数信号形式，i表示虚数单位；

步骤4-3，完成对当前帧的相位校准后，利用当前帧校准后的振幅和相位信息，可以完整还原出当前帧的复数信号图，由此完成B-scan图像配对组的运动噪声补偿。

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