CN117999456A - 用于样本成像的光学相干断层扫描系统和方法 - Google Patents

Abstract

本文的各方面涉及一种用于样本成像的光学相干断层扫描(OCT)系统，其包括：样本臂，用于将光引导到样本上，该样本臂包括样本臂光学器件，该样本臂光学器件包括色散元件以产生用于照明样本的扩展光源；参考臂；检测器，用于检测从参考臂反射的光和从样本背向反射或背向散射的光的干涉信号；扫描仪，用于沿快轴和慢轴扫描样本上的扩展光源，使得在检测器处获得多个部分光谱帧；其中色散元件可定向，使得扩展光源被布置为与快轴成非零角度。

Description

用于样本成像的光学相干断层扫描系统和方法

相关申请的交叉引用

本申请要求于2021年8月10日提交的新加坡专利申请号10202108701U和于2021年12月23日提交的新加坡专利申请号10202114280W的优先权，其全部内容通过引用并入本文。

技术领域

本公开涉及用于样本成像的光学相干断层扫描系统和方法。

背景技术

光学相干断层扫描(OCT)是一种成熟的体内光学成像技术，可在人体组织中提供微米级分辨率和毫米级穿透深度。自1991年发明以来，OCT技术已从第一代技术的时域OCT(TD-OCT)发展到第二代技术的傅里叶域OCT(FD-OCT)。FD-OCT技术包括谱域OCT(SD-OCT)和扫频源OCT(SS-OCT)或光频域成像(OFDI)。

多年来，许多基于OCT的技术已被开发用于各种目的。特别地，OCT血管造影术(OCTA)已被开发用于血管结构成像，并适用于活体组织中的血管的可视化。OCTA过程的一部分需要以延时方式(B-M模式)对同一x-z平面进行重复采样，也称为重复B扫描，以考虑血管中的血流情况。其他基于OCT的技术也需要重复B扫描，例如相敏OCT、OCE和动态OCT。然而，现有的基于OCT的技术没有充分考虑血管内血流速度的变化以及重复扫描之间的运动伪影，例如动脉的脉动扩张和收缩、成像样本(例如眼睛)的扫视。

尽管已经提出了各种方法来最大限度地减少运动伪影，例如通过后处理校正，但是这样的后处理校正又可能引入新的伪影并增加图像采集时间和难度。作为减少伪影的替代方法，现已提出了实时跟踪系统，但此类解决方案需要额外的成像硬件，这会增加OCT系统的成本和复杂性。

需要提供一种改进的解决方案，以缓解上述至少一种限制或缺点。

发明内容

本文提出了一种技术解决方案，其形式为具有可调节或可定向色散元件的OCT系统，使得扩展光源相对于扫描轴以非零角度设置。这种布置提供了一种相对不复杂的解决方案以获得一组部分光谱帧，例如用于处理的振幅、相位或复数(APC)帧。此外，该技术解决方案还提供了各种处理方法，以改善视场、成像速度和精度，最大限度地减少和/或校正运动伪影，并实现动态扫描间隔时间。

根据本公开的一方面，本文提供了一种用于样本成像的光学相干断层扫描(OCT)系统。该OCT系统包括：样本臂，用于将光引导到样本上，该样本臂包括样本臂光学器件，该样本臂光学器件包括色散元件以产生用于照明样本的扩展光源；参考臂；检测器，用于检测从参考臂反射的光和从样本背向反射或背向散射的光的干涉信号；扫描仪，用于沿快轴和慢轴扫描样本上的扩展光源，使得在检测器处获得多个部分光谱帧；其中色散元件可定向，使得扩展光源被布置为与快轴成非零角度。

在一个实施例中，非零角度是锐角。

在一个实施例中，非零角度是直角。

在一个实施例中，扫描仪被配置为在沿慢轴的相应的多个位置中的每个位置沿快轴扫描多次。

在一个实施例中，该系统还包括至少一个处理器，至少一个处理器被配置为从部分光谱帧生成至少一个OCT图像和/或至少一个OCTA图像。至少一个处理器被配置为在生成至少一个OCT图像和/或至少一个OCTA图像之前，检查部分光谱帧中的至少一低质量帧并去除该至少一低质量帧。

在一个实施例中，至少一个处理器被配置为对相应的多个位置中的每个位置进行部分光谱帧的时间平均，以生成与相应的多个位置相关联的多个相应的OCT图像。

在一个实施例中，处理器被配置为对多个位置中的每个位置进行部分光谱帧的频率复合。

在一个实施例中，沿慢轴的相应的多个位置中的每个位置以1≤L≤P的扫描间距离L设置，其中P是部分光谱帧的数量。

在一个实施例中，该系统包括至少一个处理器，该至少一个处理器被配置为获得或导出与沿快轴和/或慢轴的扫描相对应的深度轴扫描信息，并且其中通过改变相对于慢轴的深度轴扫描周期和/或通过改变扫描仪沿快轴和/或慢轴移动的次数，可调节多次扫描中的每次扫描之间的扫描间隔时间。

在一个实施例中，样本是眼睛。

根据本公开的另一方面，本文提出了一种用于样本成像的光学相干断层扫描方法，该方法包括以下步骤：在光学相干断层扫描系统的样本臂中设置色散元件以产生用于照明样本的扩展光源；沿快轴和慢轴扫描样本上的扩展光源，由此获得多个部分光谱帧；检测从光学相干断层扫描系统的样本臂接收的光和从参考臂接收的光产生的干涉信号；其中色散元件被定向为使得扩展光源被布置为与快轴成非零角度。

在一个实施例中，非零角度是锐角。

在一个实施例中，非零角度是直角。

在一个实施例中，扫描步骤包括在沿慢轴的相应的多个位置中的每个位置沿快轴扫描多次。

在一个实施例中，该方法还包括从部分光谱帧生成至少一个OCT图像和/或至少一个OCTA图像的步骤。

在一个实施例中，该方法还包括在生成至少一个OCT图像和/或至少一个OCTA图像之前，去除部分光谱帧中的低质量帧的步骤。

在一个实施例中，生成OCT图像的步骤包括对相应的多个位置中的每个位置进行部分光谱帧的时间平均，以生成与相应的多个位置相关联的多个相应的OCT图像。

在一个实施例中，该方法还包括对多个位置中的每个位置进行部分光谱帧的频率复合。

在一个实施例中，沿慢轴的相应的多个位置中的每个位置以1≤L≤P的扫描间距离L设置，其中P是部分光谱帧的数量。

在一个实施例中，扫描步骤还包括：结合快轴和/或慢轴来扫描、获得或导出深度轴，并且其中通过改变相对于慢轴的深度轴扫描周期和/或通过改变扫描仪沿快轴和/或慢轴移动的次数，可调节多次扫描中的每次扫描之间的扫描间隔时间。

在一个实施例中，样本是眼睛。

根据本公开的另一方面，本文提出了一种用于样本成像的光学相干断层扫描(OCT)系统的调整方法，该OCT系统包括用于将光引导到样本上的样本臂、参考臂、用于检测从参考臂反射的光和从样本背向反射或背向散射的光的干涉信号的检测器，该方法包括以下步骤：在样本臂中设置色散元件以产生用于照明样本的扩展光源；配置扫描仪以沿快轴和慢轴扫描样本上的扩展光源，使得在检测器处获得多个部分光谱帧；其中色散元件可定向，使得扩展光源被布置为与快轴成非零角度。

附图说明

结合非限制性示例和附图，参考以下详细描述可以更好地理解本文的公开内容，其中：

图1示出了现有技术的光学相干断层扫描(OCT)系统的示意图。

图2A示出了根据本公开的各个实施例的OCT系统的示意图。

图2B示出了图2A的OCT的样本臂的三维示意图。

图2C示出了根据本公开的各个实施例的另一种OCT系统的示意图。

图2D示出了根据本公开的另一实施例的内窥镜探头的示意图。

图3A和图3B分别示出了点源OCT的扫描图案和图2A中所示的OCT系统的示例性扫描图案。

图4A示出了根据各个实施例生成部分光谱APC变化帧的过程。

图4B示出了由图2A所示的系统的处理器执行的频率复合示意图。

图4C示出了测量的轴向分辨率。

图4D示出了单色光束的10-90％边缘宽度、光谱窗口卷积光束和反卷积结果的曲线图。

图4E示出了反卷积之前(上图)和之后(下图)的US Air Force 1951分辨率图。

图5示出了图2A的OCT系统的样本臂，其中色散元件可定向，使得扩展光源与快轴成锐角设置(Bl、BC和BL分别表示λ₁、λ_c和λ_L的准直光束的主光线，其中λ₁、λ_c和λ_L分别是宽带光源光谱的短截止波长、中心波长和长截止波长)。

图6示出了将照明光谱划分为P个等间隔的光谱带，以及从在一次B扫描中获取的光谱干涉数据获得的P个部分光谱APC变化帧。

图7示出了扩展光源在X-Y平面上多次重复扫描相同Y位置(RBSSYP)的扫描区域划分。

图8A示出了处理所收集的扫描图像数据的流程800。

图8B示出了根据流程800的步骤802的示例性光谱信号重映射算法。

图9A示出了使用点扫描方案(A)获得的人内视网膜(OD)的OCT血管造影照片。图9B示出了相应的OCT结构图像。图9C至图9E示出了采用本公开的扫描方案采集的在运动校正之前(图9C)和之后(图9D)覆盖黄斑和视盘颞侧的OCT血管照片，以及相应的OCT结构图像(图9E)。在未校正成像的顶部添加一条白直线，其反映了校正图像中的垂直运动轨迹(箭头，图9C和图9D)。方向箭表示血管中断的校正。星号表示未校正的血管中断。比例尺：500μm。

图10A示出了附有细直金属线(方向箭)的人体皮肤形式的样本的照片，还示出了金属线阴影的OCT强度横截面图像。虚线框定义了本公开的系统进行OCT扫描的区域。图10B示出了14张正面血管造影照片，每张照片都由一个RBSSYP生成，其中方向箭表示气泡。图10C和图10D分别示出了沿X和Y方向测量的运动数据。图10E示出了以相对局部运动平方和的平方根计算的绝对局部运动。图10F和图10G分别示出了运动校正之前和运动校正之后的正面血管造影照片。各图中的星号表示金属线阴影的位置，箭头表示血管分叉，方向箭表示气泡。比例尺：1mm。

图11A示出了根据一些实施例通过使用部分B扫描来实现两个不同的扫描间隔时间的快(X)轴和慢(Y)轴扫描位置。图11B示出了通过以5ms的扫描间隔时间对4帧进行平均而生成的OCTA正面图像。图11C示出了通过以10ms的扫描间隔时间对4帧进行平均而生成的OCTA正面图像。图11D示出了结合两个扫描间隔时间的数据的OCTA正面图像，展示了更大的流动动态范围。箭头表示具有较高流量的血管，图11C没有反映出这一点。

图11E示出了通过使用2个不同的A线周期来实现2个不同的扫描间隔时间的快(X)轴和慢(Y)轴扫描位置的另一实施例或方法。

图11F示出了基于图11E的扫描间隔时间重建具有高动态范围的血管造影的简化模型。

图11G示出了从图11B至图11D获取的图像灰度级的直方图。

图12示出了扫描间隔时间T和T/2的振幅去相关度以及动态范围改进的曲线图。

图13示出了本公开的OCT系统在体内捕捉的人类视网膜图像。标注Al、Bl、Cl和D1的是四个扫描间隔时间的正面OCTA图像，分别是0.54ms、1.35ms、2.7ms和5.4ms。

图14示出了从图13中的四个扫描间隔时间的图像合并而成的体内人类视网膜的高动态范围OCTA图像。

图15A和图15B分别示出了本公开的OCT系统在不进行时间平均和进行时间平均(K＝8，L＝2)的情况下生成的体内人体皮肤的正面血管网络形式的样本的输出图像(图像尺寸：5.6mm×3.25mm)。

图16A和图16B示出了本公开的OCT系统在进行时间平均(K＝8，L＝2)的情况下生成的体内人体皮肤的正面血管网络，其中图16A是带有残留运动伪影的OCTA图像(如箭头所示)，图16B是去除相对低质量的部分光谱OCTA帧之后的OCTA图像(图像尺寸：5.6mm×3.25mm)。

图17示出了本公开的OCT系统在进行时间平均(K＝62，L＝1)的情况下生成的体内人体皮肤的正面血管网络(图像尺寸：5.6mm×3.25mm)。

图18A至图18H示出了现有技术的点扫描方法与根据一些实施例的OCT系统之间的视场(FOV)的比较。

图19A至图19D示出了基于汉明窗生成的16个光谱带，以及与轴向分辨率、横向分辨率和两者之间的权衡有关的信息。

图20A至图20E示出了基于相同的输入功率和总采集时间，对现有技术的点扫描和本公开的OCT系统之间的血管能见度和噪声水平进行比较研究的各种结果。

图21A至图21D示出了基于相同的采集时间，对从现有技术的点扫描系统和本公开的OCT系统获得的图像进行比较研究的各种结果，表明FOV有所改善。

图22A至图22C示出了视网膜OCT结构图像的正面投影以及考虑了运动跟踪和校正的叠加图像。

图23A和图23B示出了使用现有技术的点扫描OCT和本公开的OCT系统获得的人体皮肤的振幅帧形式的横截面结构图像，表明由本公开的OCT系统捕获的轴向分辨率与现有技术的点扫描相当。

图24A和图24B示出了用于比较现有技术点扫描(图24A)和基于OCT系统200A、200B的扫描(图24B)之间的去相关度的相关区域。根据一对一匹配的血管区域测量的平均去相关度，发现点扫描OCTA(0.206±0.006)和基于系统200A、200B获得的OCTA图像(0.204±0.004)之间具有可比性，参考图18H。

图25A示出了具有特定参数和组件的本公开的OCT系统沿Y轴的焦点的强度分布。图25B示出了“最大限制比”方法中窗口宽度(δ)内的部分功率(P)与任意强度的比率图。

图26A示出了沿Y轴的角物质(ΔαY)相对于每厘米波数(K)的函数关系图。图26B示出了ΔαY的线性误差相对于每厘米波数(K)的函数关系图。

图27A至图27D示出了根据每个Y图像位置上的部分光谱去相关帧的数量获得的OCTA图像上的相关区域(ROI)。图27E是散斑对比度(归一化)和去相关度相对于部分光谱去相关帧的数量的图。

图28示出了光学相干断层扫描(OCT)系统或装置的调整方法的流程图。

具体实施方式

以下详细描述参考了附图，附图以示例的方式示出了本公开可以实施的具体细节和实施例。这些实施例被足够详细地描述以使本领域技术人员能够实践本公开。在不脱离本公开的范围的前提下，还可以使用其他实施例并且可以进行结构、逻辑上的改变。各种实施例不一定是相互排斥的，因为一些实施例可以与一个或多个其他实施例组合以形成新的实施例。

在系统或方法的上下文中描述的实施例同样适用于其他系统或方法。

在一个实施例的上下文中描述的特征可以相应地适用于其他实施例中的相同或相似的特征。在一个实施例的上下文中描述的特征可以相应地适用于其他实施例，即使这些其它实施例中没有明确描述。此外，在一个实施例的上下文中对某一特征描述的添加和/或组合和/或替代方案，也可以相应地适用于其他实施例中的相同或相似的特征。

在一些实施例的上下文中，关于特征或元件使用的冠词“一”、“一个”和“该”包括对一个或多个特征或元件的引用。

如本文所用，术语“和/或”包括一个或多个相关列出项的任何组合和所有组合。

如本文所用，使用本公开的OCT系统对样本的扫描是相对于样本空间、笛卡尔坐标系来定义的，其中深度或z轴总是与光传播方向对齐，也称为轴向方向；其中x轴和y轴是两个横轴或侧轴。

如本文所用，一个或多个OCT图像的生成或形成基于使用光谱干涉信号的傅立叶变换来获得、导出或检索轴线轮廓(也称为A线)。可以通过使用光束扫描仪(SC)沿快轴(X)辐射横向扫描样本光，同时连续获取轴向(z轴或深度轴)线轮廓(也称为A线)来获得二维(2D)横截面振幅框架A_n(x,z)。通过使用双轴(快轴x和慢轴y)扫描仪横向扫描样本光，可以获得三维(3D)图像。如果光束位于样本上给定的y位置，则振幅框架的数学表达式为：

其中n是沿慢轴(Y)的振幅帧序列号，k是自由空间波数，DFT是相对于2k的离散傅立叶变换，z是几何距离，R_r和R_s分别表示深度z处的参考反射率和样本反射率，S(k)是光源功率谱密度，Δp是参考光束和样本光束之间的光路延迟差。

如本文所用，术语“至少基本上”可以包括“精确地”和合理的方差。

如本文所用，应用于数值的术语“约”或“大约”涵盖精确值和合理的方差。

如本文所用，术语“处理器”是指以下、或者形成以下的一部分、或者包括以下：专用集成电路(ASIC)；电气/电子电路；组合逻辑电路；现场可编程门阵列(FPGA)；执行代码的计算机服务器(共享、专用或分组)；提供所描述功能的其他合适的硬件组件；或者上述部分或全部的组合，例如在片上系统中。术语“处理器”可以包括存储由处理器执行的代码的存储器(共享、专用或分组)。

下面对实施例进行详细说明。

图1示出了现有技术的光学成像系统100。光学成像装置100包括光源(LS)102，其可以将例如小光源形式的光104提供给分束器106。分束器106可将光104分成两束光103、110，分别提供给光学成像系统100的样本臂(S)120和参考臂(R)150。光103可以由准直透镜(L1)122准直，然后穿过色散元件(D)130。色散元件(D)130可以包括棱镜、光栅或其他色散元件。色散元件(D)130可以将小光源(光103)的辐射或光谱扩展至扩展光源，例如线性光源136。具体而言，色散元件(D)130可以从光103生成扩展光源照明图案107。穿过色散元件(D)130后，构成扩展光源照明图案107的光谱带可以变得彼此分离。如图1所示，图中所示的极端光谱带108a、108b彼此分离。可提供具有中继光学透镜(L3和L4)的中继光学组件，使得透镜(L3)132可聚焦多个光谱带(包括光谱带108a、108b)以形成中间或表观线性光源136，其然后由透镜(L4)134准直。然后，光谱带(包括光谱带108a、108b)可以由光束扫描仪或扫描装置(SC)126引导至待成像的样本(例如组织样本)190，从而在样本190处形成线性照明192。线性光源136内的给定点处的光辐射可以具有箭头光谱线宽度。线性光源136中给定点处的中心波长和线宽可以由色散元件(D)130的色散特性和中继透镜(L3)132的聚焦能力来确定。线光源136可以位于与样本190共轭的平面处，使得在样本190上，照明光辐射场也可以是线性的。

物镜(L2)124可以被布置为将包括光谱带的扩展光源照明图案107聚焦到样本190上的焦平面。扩展光源照明图案107的相应光谱带可以沿线照明192照明样本的相应部分。扫描装置(SC)126可以在扫描过程期间移动，例如沿箭头127表示的方向移动，以便扫描样本190的不同部分，从而可以形成样本190的二维或三维图像。

各个光谱带和各个样本部分之间的相互作用会产生相应的回射光。每个回射光可以包括从样本部分反射的光和/或散射的光。相应的回射光，例如109a、109b，可以通过与相应的光谱带至少基本相似的光路传播，但是方向相反，通过物镜(L2)124、扫描装置(SC)126、中继光学透镜(L4)134和中继光学透镜(L3)132、色散元件(D)130和透镜(L1)122朝向分束器106以限定出样本光105。

在参考臂(R)150中，光110可以传播通过一对透镜，例如可以准直光110的准直透镜152，以及可以将准直光聚焦到参考镜(RM)160上的聚焦透镜154。入射到参考镜160上的光110被参考镜160反射，然后传播通过准直透镜152和聚焦透镜154射向分束器106以限定出参考光111。

在分束器106处，样本光105和参考光111可以彼此干涉或者可以组合以形成干涉信号112，由作为检测器的光谱仪170接收。光谱仪170可包括光栅172以对干涉信号112进行光谱色散，然后由准直透镜174准直，再由检测元件176(例如，相机)检测或捕获。可以执行处理以从干涉信号112中获取与扩展光源照明图案107照明的样本190相对应的光谱信息。

图2A示出了根据本公开的各种实施例的光学成像系统200A的示意图。各种元件与图1类似，但样本臂120被光学装置220替代，详情可参考图2B和图2C。光学装置220被配置为将光引导至样本上，例如但不限于哺乳动物组织(例如，人类视网膜或皮肤组织)。

在图2A所示的实施例中，光源202的输出(可以是一个或多个超辐射发光二极管的形式)由分束器/光纤耦合器206分成参考光211和样本光205。参考光211经由光纤或自由空间光学器件(可以采用光纤环形器213的形式)被引导至参考臂光学器件250。参考臂光学器件250包括准直透镜252，参考光211入射到准直透镜252上，随后参考光211通过透镜(L4)254聚焦到参考反射器(RM)260上。样本光205通过样本臂光学器件220被引导至样本290上，样本290可以是例如形成人眼或人手的一部分的组织样本。样本臂光学器件220包括色散元件230以产生用于照明样本290的扩展光源。光203可以经由光纤或自由空间光学器件(可以是光纤环形器214的形式)被引导至光学装置(样本臂)220。相应的回射光可以通过至少基本相似的光路传播以限定出样本光205。

从参考臂250背向反射的色散光和从样本臂220背向反射或背向散射的色散光由另一个分束器或光纤耦合器280组合，并且部分干涉信号被引导至检测臂，该检测臂可以为光谱仪270的形式。光谱仪270可以包括光栅272以对干涉信号进行光谱色散，然后由准直透镜274对干扰信号进行准直，再由检测元件276(如线性相机)进行检测或捕捉。可以执行处理以从干涉信号中获取与扩展光源照明图案照明的样本290相对应的光谱信息。

光谱干涉数据可以被传送和/或存储，并通过图像采集电子器件(IMAQ)294在计算机处理器中进一步处理。

在图2A所示的实施例中，色散元件是可定向的，使得扩展光源相对于快轴以非零角度布置。在一些实施例中，非零角度是锐角。在一些实施例中，非零角度是大约90度或基本上90度的直角。

在样本臂220中，一个或多个色散元件230(例如棱镜或光栅)将由透镜(L1)222准直的光色散成多个光谱带。由于色衍射，每个光谱带都可以遵循不同的传播方向，以便在样本的焦平面上产生线性的扩展光源。

物镜(L2)224可以被布置为将包括光谱带的扩展光源照明图案聚焦到样本290上的焦平面。扩展光源照明图案的相应光谱带可以沿着线性照明来照明样本的相应部分。

在样本臂220中，光束扫描仪或扫描装置(SC)226包括x扫描仪(用于沿快轴扫描)226a和y扫描仪(用于沿慢轴扫描)226b。x扫描仪226a被配置为在沿慢轴的相应的多个位置中的每个位置沿快轴扫描多次。这可以被称为同一y位置重复扫描(RBSSYP)。在扫描过程期间，可以(通过旋转、平移或两者)调整x扫描仪226a和y扫描仪226b，以便扫描样本290的不同部分，从而可以形成样本290的二维或三维图像。在一些实施例中，扫描装置226可包括一个或多个光学扫描仪，例如检流计式扫描仪。在一些实施例中，样本臂220可包括平移台232，平移台232可在利用参考镜234的点扫描模式/方案和利用色散元件230以及图2B所示的设置的扩展光源扫描模式/方案之间切换。

在光学成像系统200A中，IMAQ 294可以将获取的图像发送到计算机295以进行处理。处理器295可生成多个部分光谱帧，包括来自部分光谱帧的至少一个OCT图像和/或至少一个OCTA图像。

图2B示出了样本臂光学器件220的三维特写示意图，其中样本臂光学器件220包括准直透镜(L1)222、光色散元件230，以及与扩展光源成约90度的x扫描仪226a。

图2C示出了具有类似工作原理的OCT系统200B的另一实施例。在图2C所示的实施例中，光源202被描绘为通用宽带光源，图中示出了样本空间，其中扩展光源与快轴成非零角度布置。

在一些实施例中，可以将一个或多个偏振控制器与光纤环行器213和214布置在一起以实现样本光和参考光的偏振。

图2D示出了内窥镜探头200C形式的另一个实施例。在图2D所示的实施例中，色散元件230可以被添加到传统的内窥镜探针的远端光学器件处，其可以位于反射器之后(如图2D(i.)所示——内窥镜探针的侧面示意图)或者位于反射器和透镜之间。色散元件230可用于生成沿不同方向传播的多个光谱带。通过这样，照明线就形成了扩展光源，可以照射在样本上以获得其图像。探头的旋转平面是输入光的中心波长的单色光束旋转形成的平面(如图2D(ii.)——内窥镜探头的正面示意图)。如其他实施例所述，扩展光源与旋转平面之间的角度为0<θ≤90°。术语E_y和E_x的定义和阐述见第[0065]段。

图3A示出了与使用系统200A或200B的扩展光源扫描的示例性扫描图案300B相比的点源OCT的扫描图案300A。相对于标准点源OCT，横向点扩散函数(PSF)是圆形的，其横向尺寸由衍射理论确定。X和Y扫描间距离Δx和Δy分别等于或小于横向PSF的半高全宽(FWHM)的一半。对于基于点源OCT的扫描图案，横向PSF是沿横向方向(例如，Y方向)的线，通过将光源光谱分成P个带，每个带中心位于样本290的独特横向位置。与标准点扫描OCT的扫描间距离Δx＝Δy的情况不同，在系统200A或200B中，沿Y轴的扫描间距离为X轴的扫描间距离Δx的1≤L≤P倍，即沿慢轴的多个位置中的每个位置的扫描间距离L为1≤L≤P，其中P为部分光谱帧的数量(s)。在这方面，L<P表示在相邻Y位置处执行的RBSSYP的照明区域沿Y轴存在重叠。例如，在图3B中示出的光谱带的数量是16，沿Y轴的相邻光谱带之间的中心到中心的距离是Δx。当L＝2时，相邻B扫描之间沿Y轴的重叠长度为14*Δx。可以对通过B扫描获取的16个部分光谱干扰数据中的每一个执行DFT处理，以生成16个部分光谱振幅帧。如果N＝2，则每个Y位置将有两次重复的B扫描，并生成2个APC、振幅、相位或复数(APC)变化帧，以生成1个部分光谱APC变化图像。

图4A示出了基于血管造影应用生成部分光谱APC变化帧或图像的过程400。通过将全光谱干涉图402与光谱窗口相乘，将包括光脉冲信息/数据的光谱干涉图分成P个部分光谱干涉数据406，光谱窗口是在k空间或Y轴上等间隔的高斯光谱带通滤波器404。然后，每个分割的P部分光谱干扰数据406都要经过离散傅立叶变换(DFT)处理。与标准点源OCT中的一个轴向轮廓相比，可以从DFT过程获得P个轴向轮廓或部分光谱帧408，它们每个都处于不同的横向位置。然后可以进行变化分析以获得部分光谱OCTA帧410。

图4B示出了部分光谱帧408经历了相应多个位置中的每一个位置的部分光谱帧进行时间平均以生成与相应的多个位置相关联的多个相应的OCT图像的过程。具体地，处理器295可以被配置为针对相应的多个位置中的每一个位置执行部分光谱帧的频率复合。所有位于同一横向位置的部分光谱(APC)帧被平均为一个复合帧，这本质上是一个频率复合过程。

预期振幅反卷积适合作为APC变化的示意图。在一些实施例中，在相同Y位置处生成的部分光谱去相关图像是M＝8，如图4B所示。在图4B所示的实施例中，八(8)个部分光谱去相关帧被平均为复合去相关帧。由于Y横向PSF可以模拟为单色PSF与光谱窗口的卷积，因此可以沿Y轴进行反卷积以恢复横向分辨率。如图4C至图4E所示，3D空间分辨率被测量为各向同性。图4C是基于振幅(以任意单位a.u.表示)与组织深度(以微米μm表示)的测量轴向分辨率图。图4D是单色光束的10-90％边缘宽度曲线图，其基于强度(以a.u.为表示)与Y轴(以μm表示)，光谱窗口卷积光束和反卷积结果。图4E显示了反卷积之前(顶部)和之后(底部)的US Air Force 1951分辨率图。

图5示出了样本臂220的实施例，其中色散元件230是可定向的，使得扩展光源以锐角θ布置，即0<θ<90°，以实现扩展光源扫描。使用时，由透镜(L1)222准直的光在可以由棱镜的两个面n1和n2的法向矢量定义或确定的平面中传播。该平面可以被称为并且被表示为n1-n2平面。色散元件230(例如棱镜)的输出是具有不同光谱带的多个光束，其全部在n1-n2平面中传播。在图5中，标有Bl、BC和BL的光束分别代表λ1、λc和λL的准直光束的主光线，其中λ1、λc和λL分别是宽带光源光谱的的短截止波长、中心波长和长截止波长。可以通过以主光线BC作为旋转轴相对于x和y扫描仪旋转轴旋转n1-n2平面来调整角度θ。在物镜(L2)224的焦平面中，角度θ是扩展光源与任何单色光束的x轴或快速扫描线之间的夹角。

在一些实施例中，扩展光源的长度表示为E，沿x轴的分量表示为Ex＝E*cosθ，沿y轴的分量表示为Ey＝E*sinθ。每个振幅帧的光谱可以沿Y轴覆盖Ey的范围，其中Ey是OCT的半横向分辨率(FWHM)的倍数(P)。通过将照明光谱划分为P个等间隔的光谱带，可以从一次B扫描中获取的光谱干涉数据中获得P个部分光谱APC变化帧，如图6所示。换言之，可以从一个RBSSYP中采集的数据中获得P个部分谱APC变化帧。P个部分光谱帧中的每一个可以以不同的y位置为中心，沿Y的相邻帧中的每一个之间的中心到中心距离是Δx。

在一些实施例中，扫描仪226可被配置为使得扫描间距离可被设置为大于Δx(L>1)，如图7所示。在这样的配置中，扫描速度可以有利地达到传统点光源OCT的L倍。如果L配置为等于P，则沿y轴相邻的两个RBSSYP之间将不会有重叠，如图6所示。在扫描仪226被配置为使得P>L的实施例中，连续的RBSSYP之间将存在显着的重叠，如图7所示。

在一些实施例中，为了生成给定X或Y位置处的复合APC变化图像，可以基于时间平均以及频率复合来对位于X或Y位置处的所有时间获取的部分光谱APC变化帧进行平均。例如，如图7所示，对于Y索引为L+1的情况，对从第一个RBSSYP的光谱带L+1生成的部分光谱APC变化帧和从第二个RBSSYP的光谱带1生成的APC变化帧进行平均。在另一示例中，对于Y索引为2L+1的情况，对从第一个RBSSYP的光谱带2L+1生成的部分光谱APC帧、从第二个RBSSYP的光谱带L+1生成的部分光谱APC帧和从第三个RBSSYP的光谱带1生成的部分光谱APC帧进行平均。

在一些实施例中，处理器295被配置为检查部分光谱帧中的至少一低质量帧，并在生成部分光谱APC帧之前去除该至少一低质量帧。

在示例中，在相同Y位置处的重复扫描期间的运动可能导致部分光谱APC帧中的运动伪影，因此可以在时间平均之前去除质量相对较低的部分光谱APC帧。确定APC帧质量的一个相对简单的方法是评估非血管区域(例如上皮)的平均去相关系数。低质量的OCTA帧在非血管区域可能具有较高的去相关系数，而且在y位置处的所有部分光谱OCTA帧都因运动而明显降低质量的可能性较小。因此，去除非血管区域平均去相关系数最高的几个部分光谱OCTA帧，可能会显着提高最终图像集的质量。

图8A示出了描绘用于处理器295处理在IMAQ 294处收集的扫描数据的流程800的流程图，包括以下步骤。

步骤802——如果0<θ<90°，则使用如图8B所示的光谱信号重映射算法，校正光谱干涉数据沿快轴的时间延迟；如果θ＝9°或θ＝0°，则不需要此步骤。

步骤804——使用光谱窗口将每条A线的全光谱分成P个等间隔的光谱带。

步骤806——对于在RBSSYP中生成的所有A线数据上的P个光谱带中的每一个，按照APC变化算法生成部分光谱APC变化帧，这样的APC变化算法可以包括例如分频幅去相关血管造影(SSADA)或光学显微血管造影(OMAG)。

步骤808——根据前述的质量控制标准，例如去相关系数，从其余步骤中去除质量相对较低的部分光谱APC变化帧。

步骤810——如果(j-1)*L<y₀<(j-1)*L+P，则登记或索引从第j次重复扫描的第[y₀-(j-1)*L]个光谱带生成的部分光谱APC变化帧位于y₀的Y位置。换言之，这些P图像中的第i个图像对(j-1)*L+i的Y位置处的频率复合有贡献，其中i＝1、2...，P和图像数量沿Y扫描方向增加。

步骤812——对运动校正后的、质量相对良好的部分谱APC变化帧进行平均以产生给定Y位置或Y索引处的最终APC变化图像。

图8B示出了光谱信号重映射算法。根据计算出的每个波长的到达时间对光谱仪270获取的光谱数据进行重映射，以获得点O的整个干涉光谱。根据时间函数获取光谱数据(时间1、2、3...)。每个水平阵列代表使用光谱仪270在给定时间获取的光谱。水平阵列的每个单元格代表来自光谱仪270的线相机276的每个像素的数据，黑色单元格代表来自点O的光谱数据。ET指曝光时间，LP指相机采集线周期。

值得注意的是，在图8B中示出了不同的光谱带到达参考点O与时间的关系。由光谱仪获取的O点的光谱信号可以在时域中重映射以获得正确的轴向轮廓。参考点O，可以基于衍射元件230、中继光学器件253、254和光束扫描仪226角度位置的参数来计算每个波长的精确到达时间。根据计算出的各个波长的到达时间对光谱仪270获取的光谱数据进行重映射，得到O点的整个干涉光谱。例如，在时间1处，中心波长为λ_O1的光谱带正好位于O点，因此在时间1处获取的光谱数据的第一个像素就是O点的光谱数据的第一个像素；对于波长λ_O1，计算出的到达时间在时间1和时间2的两次采集之间，通过对相邻光谱数据进行时域插值即可得到O点的数据。图8B举例说明了最近点插值的情况。

接下来将在眼科应用(特别是血管造影)的背景下描述系统200A和方法800，以提供例如眼睛样本中的一个或多个血管网络的详细可视化。

图9至图14示出了使用样本臂220的配置的系统200A和方法800的结果，证明了该系统和方法的有效性。在适用的情况下，与传统的点源扫描进行了比较研究。

视场改善：在点扫描和扩展光源方案中，均以67590Hz的A线速率采集视网膜血管造影照片，数据大小相同：每B帧400个A线，400个Y扫描位置，每个Y扫描位置重复N＝2次B扫描。对于通过点扫描方案采集的图像，视场(FOV)为3.44x3.44毫米(mm)。对于使用系统200A生成的图像，FOV为3.44x6.88mm(宽x高)。视网膜的横向分辨率估计约为16.3μm，两种方案的采样密度都接近奈奎斯特采样要求。对于视网膜血管造影，整个光谱在波数域中被分成M＝8个等间隔的光谱带。扫描间距离L被设置为2，使得由系统200A(参见图9C和图9D)获得的视场是点源(参见图9A)的两倍。图9B是基于现有技术的点扫描获得的OCT图像，用于与图9E进行比较，图9E是基于本公开的系统200A、200B获得的相应的OCT图像。

运动跟踪：本公开的系统200A、200B执行X-Z或Y-Z优先扫描，使得可以从在一次B扫描中获取的光谱干涉数据生成三维(3D)数据集。在一些实施例中，相应的OCTA数据集的大小可以为512(X)×16(Y)×1024(Z)，其中512是每次B扫描的A线数，16是光谱带P的数量，1024是DFT长度的一半。由于2个相邻的B扫描数据之间在Y轴上有14个像素重叠，因此可以通过现有的运动校正算法(例如2D(XY)相关性)来计算和校正相邻B扫描数据之间的相对运动。图10B示出了14个正面(XY平面)图像，其中每一个都是由2个RBSSYP生成的OCTA数据的Z投影的结果。左边的数字是Y帧索引。如果相邻的正面图像之间没有运动，则它们的共同点为14个像素(沿Y轴)，这一点在气泡图像中可以清楚地看到(见方向箭)图10C和图10D示出了通过二维(2D)相关方法测量的沿X和Y轴方向的局部运动和累积运动。图10A示出了细直金属线附着到皮肤表面，左侧照片中的方向箭和右侧的横截面OCT强度图像中的星号作为运动参考。在图像采集过程中，皮肤在X和Y方向上有意移动，使得正面(XY)平面中金属线(星形)的阴影发生扭曲，如图10E所示。运动跟踪排除了包含图10B.所示的金属线阴影的图像部分。运动校正消除了X和Y方向上的运动伪影，如图10G所示。值得注意的是，由图10F和图10G中箭头所示的由两个血管分叉之间的运动引起的Y距离误差也得到了校正。图10E示出了以相对局部运动平方和的平方根计算的绝对局部运动。

N＝2情况下的可变或多个扫描间隔时间：在一些实施例中，处理器295可以被配置为实现多个扫描间隔时间或动态扫描间隔时间。实现多个扫描间隔时间的一种可能方法是在不同的Y位置的B扫描使用不同的A线周期，如图11所示。在图11中，当光束停留在第j个Y位置时，快速(X轴)扫描仪会重复进行2次B扫描。假设每次B扫描的A线数为512，线周期为19.53微秒(μs)，则计算出的扫描间隔时间为512×19.53μs＝10毫秒(ms)。当光束停留在第(j+1)个Y位置时，快速(X)扫描仪会重复进行2次B扫描。在这种情况下，每次B扫描的A线数仍然是512，但线周期为9.77μs，扫描间隔时间为512×9.77μs＝5ms。在下一个Y位置(J+2)，A线周期变回19.53μs。因此，沿Y位置交替改变A线周期可以实现至少2个不同的扫描间隔时间。

可以认为，沿Y位置交替的A线周期可以最大限度地减少或消除任何图像伪影。例如，根据图4B，从每个RBSSYP中获取的数据生成P＝16个部分光谱APC变化图像，这16个图像中的第i个图像有助于在Y位置进行(j-1)*L+i的频率复合，其中i＝1、2...，P和图像数量沿Y扫描方向增加。因此，在每个Y位置，有P/L＝8个图像要进行频率复合平均，其中包括扫描间隔时间＝5ms的4个图像和扫描间隔时间＝10ms的4个图像。

此外，可以进行频率复合，以便生成两个3D数据集：一个数据集通过对扫描间隔时间＝5ms的部分光谱帧进行平均来生成，另一个通过对扫描间隔时间＝10ms的部分光谱帧进行平均来生成。这可以通过对每个Y位置上相同扫描间时间的4个(而不是8个)部分帧进行平均来简单实现。

除了对不同Y位置的B扫描使用不同的A线周期外，实现多个扫描间隔时间的另一种方法是将一个完整的B扫描分割为多个部分B扫描，例如，由奇数X位置的B扫描和偶数X位置的B扫描组成的两个半B扫描(图11A)，处理器295可以这样配置。当光束停留在第j个Y位置时，快速(X)扫描仪执行2次重复的完整B扫描，每次均由仅在所有奇数X位置处停留的一次扫描和仅在所有偶数X位置停留的另一次扫描组成。假设每次完整B扫描的A线数为512，线周期为19.53μs，则2次奇数扫描或2次偶数扫描之间的扫描间隔时间为512x19.53μs＝10ms。当光束停留在第(j+1)个Y位置时，快速(X)扫描仪执行2次重复的完整B扫描。每次B扫描的A线数仍为512，线周期仍为19.53μs，2次奇数扫描或2次偶数扫描之间的扫描间隔时间为256x19.53μs＝5ms。在每个Y位置，可以通过组合相应的奇数扫描和偶数扫描来获得第一完整B扫描和第二完整B扫描。图11B至图11D示出了2个扫描间隔时间的优势。如图11B所示，在由扫描间隔时间为5ms的数据生成的图像中，去相关信号(图像强度)与高速血流呈线性关系，但缺乏来自小血管(慢速血流)的信号。如图11C所示，在由扫描间隔时间为10ms的数据生成的图像中，去相关信号(图像强度)与相对低速的血流呈线性关系，小血管的信号平稳，但去相关信号(图像强度)似乎与高速血流不呈线性关系，这称为饱和。结合两个扫描间隔时间的数据，高(血流)动态范围图像同时具备两个优点，对小血管进行了平稳的表征，以及在低流速和高流速情况下去相关信号与血流量之间都呈线性关系，如图11D所示。

图11E示出了另一种实现多个扫描间隔时间的方法，其中使用不同的A线(z轴扫描)周期在不同的Y位置进行B扫描。如图11E所示，当光束停留在第j个Y位置时，快速(X)扫描仪执行2次重复的B扫描。假设每次B扫描的A线数为512，线周期为19.53μs，则扫描间隔时间为512x19.53μs＝10ms。当光束停留在第(j+1)个Y位置时，快速(X)扫描仪执行2次重复的B扫描。每次B扫描的A线数仍为512，但线周期为9.77μs，扫描间隔时间为512x9.77μs＝5ms。在下一个Y位置(J+2)，A线周期变回19.53μs。因此，沿Y位置交替改变的A线周期可以实现2个不同的扫描间隔时间。值得注意的是，沿Y位置交替的A线周期不会引入任何运动伪影。例如，参考图4B，从每个RBSSYP中采集的数据生成P＝16个部分光谱APC变化图像，这16个图像中的第i个图像有助于在Y位置进行(j-1)*L+i的频率复合，其中i＝1、2...，P和图像数量沿Y扫描方向增加。因此，在每个Y位置处有P除以L(P/L)＝8个图像进行频率复合平均，其中包括扫描间隔时间＝5ms的4个图像和扫描间隔时间＝10ms的4个图像。另外，可以进行频率复合，以便生成两个3D数据集：一个3D数据集通过对扫描间隔时间＝5ms的部分光谱帧进行平均来生成，另一个3D数据集通过对扫描间隔时间＝10ms的部分光谱帧进行平均来生成。这可以通过对每个Y位置上相同扫描间时间的4个(而不是8个)部分帧进行平均来简单实现。

图11F示出了DFT处理之后血管造影照片的去相关度或重建的模型，具有高动态范围，是不同扫描间隔时间的流速的函数。D_max是饱和去相关信号的平均值，σ是饱和去相关信号的标准偏差。DR_ΔT和DR_ΔT/2是在扫描间隔时间为ΔT和ΔT/2时获取的图像的动态范围。DR_ΔT和DR_ΔT/2分别指扫描间隔时间为ΔT和ΔT/2的去相关分布曲线，α是以ΔT(D_ΔT)和ΔT/2(D_ΔT/2)获取的去相关信号之间的比率。假设在[σ，Dmax-σ]的去相关信号范围内，流速和去相关信号呈线性相关，其中Dmax是平均饱和度。基于该假设，在ΔT(D_ΔT)和ΔT/2(D_ΔT/2)条件下获取的去相关信号之间的比率是常数α。通过将ΔT/2的去相关分布曲线与α相乘，新的去相关分布曲线α*D_ΔT/2具有更高的饱和极限。使用ΔT获取的血管图和与α*D_ΔT/2相对应的血管造影照片重建高动态范围的正面血管造影照片。

图11G示出了从图11B、图11C和图11D中获取的图像灰度级的直方图。比例尺：1mm，证明具有高动态范围。

在一些实施例中，组合不同扫描间隔时间的图像的方法可以按照下述步骤进行，如图12中进一步示出。

(1)计算扫描间隔时间T/2(图11B)和扫描间隔时间T(图11C)的振幅去相关图像中来自血管的去相关信号的平均标准偏差。两个标准差中较大者为σ。

(2)设置线性范围为最大去相关度-σ至σ，在此范围内，对于扫描间隔时间T/2的振幅去相关图像(T/2去相关图像，图11B)和扫描间隔时间T的振幅去相关图像(T去相关图像，图11C)，去相关信号和流速均呈线性关系。

(3)生成用于将像素分为线性组和非线性组的参考图像。该图像可以是T去相关图像、T/2和T去相关图像的平均值或降噪版本。

(4)非线性组是参考图像中不在最大去相关度-σ至σ范围内的像素。删除T/2去相关图像和T去相关图像中非线性组的所有像素。新图像分别称为线性T/2去相关图像和线性T去相关图像。

(5)寻找映射因子α，使得α*线性T/2去相关图像的直方图与线性T去相关图像的直方图相同。或者，线性T去相关图像-α*线性T/2去相关图像的直方图以零为中心。

(6)为了构建高动态范围图像，对于线性组中的像素，像素强度取1/2(线性T去相关图像+α*线性T/2去相关图像)对应的像素强度；对于参考图像中强度低于σ的像素，像素强度取原始T去相关图像对应的像素强度；对于强度高于最大去相关度-σ的像素，像素强度取α*原始T/2去相关图像的相应像素强度。

利用上述部分B帧扫描方案，可以通过两次B扫描重复来实现四个扫描间隔时间。在示例中，对人眼体内1.7mm×1.7mm的小FOV上的血流进行成像，如图13所示。灰度级代表相对血流速度。采集时间为4秒。利用上述的动态范围改进方法和如图12所示的扫描间隔时间T和T/2的振幅去相关度，可以将图13中四个扫描间隔时间的图像合并为高动态范围图像，其中在大约每秒0至2毫米的范围内，强度与血流速度近似成线性比例，如图14所示。

可以预期，系统200A可以应用于各种应用，例如但不限于OCTA。

OCT或成像系统200A或200B可被配置采用不同波长的各种光源。在一些实施例中，系统200B采用中心波长为1020纳米(nm)且全光谱带宽为166nm的近红外光源。A线(z轴或深度轴扫描)速率设置为30720Hz，每次B扫描1024条A线。准直透镜(L1)222的焦距为15mm，样本臂中的物镜(L2)224的焦距设置为75mm。在每个慢速扫描(y)位置，进行N＝2次快轴(x)扫描，即每次B扫描包含2次快轴(x)扫描生成的数据。

在涉及系统200B的研究中，参考图15A，其中表示为K的光谱带的数量等于扫描间距离L中的光谱带的数量，使用等边棱镜形式的色散元件230(材质：N-SF11)，将准直的样本光束分散成扇形，其扇形角为0.0126弧度，物镜焦平面处的扩展光源长度E＝0.945mm。n1-n2平面绕BC主光线旋转，使得y扫描镜上的扩展光源与y扫描仪的旋转轴之间的夹角为θ＝2.0°。扩展光源的y投影E_Y＝E*sinθ＝0.033。扫描间距离设置为E_Y且L＝5。全光谱被分割成K＝L＝5个等间隔的光谱带，每个光谱带使用汉宁窗进一步分割成M＝6个子光谱带。对于5个光谱带中的每一个，数据处理方法与N＝2，M＝6的SSADA相同。

图15A示出了未进行时间平均的初步结果。B扫描的数量为200，生成(200/N)*L＝500个OCTA帧。对于标准SSADA，要生成具有相同B帧大小的500个OCTA帧，则B扫描的数量必须为500*N＝1000。也就是说，在所有其他成像性能相同的情况下，OCT系统200A和200B比现有技术快5倍或者OCT系统200A和200B的视场(FOV)比现有技术大5倍。由于K＝L，因此可以看出两个相邻的RBSSYP和时间平均之间没有重叠。由于相邻OCTA帧之间的光谱变化，血管网络的连接性并非最佳。此外，还存在表现为水平线的运动伪影。

在使用系统200B的另一项研究中，参考图15B、图16A和16B，L和K的值不同，其中L＝2，K＝10。采用等边棱镜形式的色散元件230(材质：N-SF11)，将准直的样本光束色散成扇形，其扇形角为0.0126弧度，物镜焦平面处的扩展光源长度E＝0.945mm。如图5所示的n1-n2平面绕BC主光线旋转，使得y扫描镜上的扩展光源与y扫描镜的旋转轴之间的夹角为θ＝3.7°。扩展光源的y投影E_Y＝E*sinθ＝0.061mm。扫描间距离设置为E_Y/2，L＝2且K＝10。全光谱被分割成k＝10个等间隔的光谱带，每个光谱带使用汉宁窗(函数)进一步分割成M＝2个子光谱带。对于5个光谱带中的每一个，数据处理方法与N＝2且M＝3的SSADA相同。时间平均是通过从4个连续RBSSYP获得的部分光谱OCTA帧来完成的。例如，对第一RBSSYP的第七频带的部分光谱OCTA帧、第二RBSSYP的第五频带的部分光谱OCTA帧、第三RBSSYP的第三频带的部分光谱OCTA帧和第四RBSSYP的第一光谱带的部分光谱OCTA帧进行平均，生成y索引为7的最终OCTA帧。

图15B示出了(K＝10，L＝2)的初步结果。与具有相同曝光时间、B帧大小和扫描持续时间的现有技术SSADA系统相比，图15B的FOV提高了2倍。由于实施了时间平均，因此在很大程度上抑制了运动伪影。时间平均并不能消除所有运动伪影。如图16A所示，通过在时间平均之前去除低质量的部分光谱OCTA帧，可以进一步去除大运动造成的一些运动伪影(箭头，图16B)。

在使用系统200B进行的另一项研究中，参考图17，L和K的值不同，其中L＝1，K＝62。采用等边棱镜形式的色散元件230(材质：N-BK7)，将准直的样本光束色散成扇形，其扇形角为0.0126弧度，物镜焦平面处的扩展光源长度E＝0.945mm。如图5所示的n1-n2平面绕BC主光线旋转，使得y扫描镜上的扩展光源与y扫描镜的旋转轴之间的夹角为θ＝90°。扩展光源的y投影E_Y＝E*sinθ＝0.42mm。扫描间距离设置为E_Y/62，L＝1且K＝62。全光谱被分割成K＝62个等间隔的光谱带，每个光谱带使用汉宁窗(函数)进一步分割成M＝15个子光谱带。对于62个光谱带中的每一个，数据处理方法与N＝2，M＝15的SSADA相同。对通过62个连续RBSSYP获得的部分光谱OCTA帧进行时间平均。如图17所示，最终的OCTA没有任何运动伪影。

在另一项研究中，参考图18，示出了在相同的A线速率和总采集时间下，现有技术的点扫描方法与OCT系统200A、200B的扩展光源扫描之间的视场(FOV)比较。图18A示出了健康人类受试者的中指近端指间(PIP)关节的手掌侧处的皮肤脉管系统和所研究的脉管系统的样本人类皮肤结构示意图。图18B示出了使用点扫描方案采集的具有代表性的横截面OCT结构图像，图像上叠加了血流信号，其中SC：角质层；EP：表皮；PD：乳头状真皮；RD：网状真皮。图18C和图18D示出了在Y反卷积之前(图18C)和之后(图18D)使用光谱扩展线场方案采集的对应图像。三条横线(从0到720mm)分别对应于三个正面板的深度范围。图18E(包括E1-E4)示出了在体内中指(手掌侧)的近端指间关节中利用点扫描方案获取的正面OCTA图像，其中E1是按深度颜色编码的三个板的正面投影，E2是主要包含毛细血管袢的第一板，E3是主要包含乳头下血管丛的第二板，E4是包含深层血管丛的第三板。图18F(包括F1-F4)示出了通过系统200A、200B的扩展模式扫描获得的正面图像，其在Y反卷积之前在对应于E1-E4的相同皮肤区域处采集。图18G(包括G1-G4)示出了通过系统200A、200B的扩展模式扫描获得的正面图像，其对应于Y反卷积之后的F1-4(H)。由系统200A、200B生成的点扫描(PS)图像和OCTA图像之间的去相关度没有明显的统计学差异。比例尺：1mm。

在图18中，比较了在相同条件下两种方案(现有技术的点扫描和使用样本臂220的OCT系统200a、200b的扩展光源扫描，即“扩展光源方案”)之间的FOV：每B帧512条A线、400个Y扫描位置和4.096秒的总采集时间(另见图10)。点扫描方案扫描的FOV是6.55mm×5.12mm(图18E1-E4)。如图2B所示，当扫描间距加倍时，系统200A、200B的扩展扫描方案所获得的图像可提供两倍大的FOV(参见图18F1-18F4和图18G1-18G4)。在相同的显示对比度下，扩展光源方案的图像质量与点扫描方案的图像质量相当。首先，通过一对一的比较，使用样本臂220进行点扫描和扩展光源扫描的血管微结构的图像几乎相同，包括毛细血管袢(图18E2、图18F2和图18G2)。由于图18F1-18F4中提到的卷积效应，使用样本臂220进行扩展光源扫描生成的正面图像在反卷积之前略显不清晰。然而，如图18G1-18G4所示，这一相对无关紧要的问题在反卷积后得到了校正。其次，从深层血管丛的正面图像(图18E4、图18F4和图18G4)和横截面血管造影照片(图18B-18D和图23)中可以看出，穿透深度也相当。第三，从一对一匹配的血管区域测量的平均去相关度(图24)在点扫描方案(0.206±0.006)和扩展光源方案(0.204±0.004)之间也具有可比性(学生t检验，p＝0.23)，如图18H所示。使用样本臂220的OCT系统200a、200b的扩展光源扫描生成的正面图像的散斑对比度(0.439±0.059)接近于点扫描方案的散斑对比度(0.353±0.036)，尽管每个Y图像位置上需要平均的部分光谱去相关帧的数量是点扫描方案的一半。这种相对较低的散斑对比度归因于Y图像位置处的部分光谱去相关帧是在不同时间获取的。对图像进行比较(也适用于图20)，虽然在与点扫描方案相关联的正面图像中可以看到运动伪影，但从本公开的系统200A、200B获得的相应图像显示几乎没有此类伪影，因为运动引起的信号偏差分布到16个Y图像位置，显着减弱了运动伪影的对比度。这种伪像抑制机制类似于沿Y方向的选择性低通滤波器，不会影响信号。

在另一项研究中，参照图19A至图19D，十六个汉明窗被配置为具有263个像素的大小和52个像素的间隔，分别在k空间中生成16个光谱带，如图19A所示。在组织中测量每个带的轴向分辨率(FWHM)约为28.5μm，折射率为1.38，如图19C所示。如图19B所示，由于汉明窗和单色点扩散函数(PSF)之间的卷积作用，每个波段的横向分辨率(FWHM)测量值为39.6μm(边缘扫描宽度的10-90％)，其比单色横向分辨率大1.51倍并且与理论预测(图19C)非常吻合。图19D描述了沿Y轴的轴向分辨率和横向分辨率之间的权衡。

由于SMF-28e光纤在1310nm处的标称模式场直径为9.2μm，因此1310nm处的理论横向光斑尺寸约为27μm(半峰全宽，FWHM)。通过利用具有窄线宽(约1.5nm FWHM)的光谱中心的信号部分测量边缘扫描的10-90％宽度，1310nm处的单色横向分辨率近似为26.2μm，参见图19D。对于高斯光斑，在其e-2半径处定义的横向分辨率可以显示为10-90％边缘宽度的0.78倍，因此单色光斑尺寸(FWHM)估计为24.1μm。

对于沿Y方向的反卷积，使用了用于恢复已被点扩散函数模糊的底层图像的迭代程序，例如中具有反卷积函数的Lucy-Richardson方法。以上述汉明窗作为点扩散函数(反卷积中的PSF)，阻尼阈值为2。

在另一项研究中，参考图20A至图20E，在相同输入功率和总采集时间下，比较了现有技术点扫描与OCT系统200A、200B之间的血管可见度和噪声水平。图20A1至图20A3示出了采用现有技术的点扫描方案以80384Hz的A线速率采集的毛细血管袢(图20A1)、乳头下血管丛(图20A2)和深层血管丛(图20A3)深度处的皮肤板的正面OCTA投影。图20B1至图20B3示出了基于OCT系统200A、200B以22000Hz的A线速率采集的L＝4的相应OCTA图像。图20C示出了信噪比(SNR)与曝光时间的函数关系。SNRel、SNRRIN和SNRshot分别表示信号与电噪声、相对强度噪声和散粒噪声的比率。应当理解，SNRel＝SNRrin可获得最佳总SNR。圆点、正方形和菱形分别表示SNR的测量值。图20D和图20E示出了A2和B2中的相关区域的放大视图，其中扫描间隔时间为6.4ms和23ms，比例尺为：1mm。结果表明，基于OCT系统200A、200B获得的各个血管图像相对更清晰。

值得注意的是，在通过点扫描方案获取的正面血管造影照片中，始终存在可见的运动伪影，这些伪影可能表现为细亮线和暗线(图18E1至图18E4，图20A1至图20A3)。相反，由扩展光源方案捕获的相应图像几乎没有这样的运动伪影，因为运动引起的信号偏差被分布到多个(例如十六(16)个Y图像位置)，从而显着减弱了运动伪影的对比度(图18F1至图18F4和图18G1至图18G4，图20B1至图20B3)。伪影抑制机制类似于沿Y方向的选择性低通滤波器，不会影响信号。在另一项实验中，在图像采集之前，通过移除固定样本的扶手/支架来有意产生运动伪影。在使用OCT系统200a、200b的样本臂220进行扩展光源扫描时产生的相应运动伪影以背景中低强度变化的形式出现。扩展光源方案允许调节曝光时间和扫描间隔时间，而不影响FOV或总采集时间。为了验证扩展光源方案的性能，使用点扫描方案采集了3D数据集，标称FOV为6.55mm x 6.55mm，总采集时间为3.28s。扫描间隔时间为6.4毫秒(ms)，A线速率为80384Hz并且每B帧有512条A线(图20A1至图20A3)。在扩展光源方案中，扫描间距离为4Δx，A线速率为22000Hz，因此扫描间隔时间延长了3.65倍，在2.98秒内实现了相同的标称FOV(图20B1至图20B3)。扫描间隔时间较长的优势在于对小血管和毛细血管中的缓慢流动的敏感度显着增加，由于扫描间隔时间相对较短，这些小血管和毛细血管在点扫描OCTA图像中基本上是不可见的，如图20A1至图20A3、图20B1至图20B3、图20D和图20E所示。值得注意的是，较长积分时间的实际优点是X扫描占空比提高了约10％(图20A3和图20B3)。此外，大多数SD-OCT设备在工作A线速率下均受RIN和电噪声限制。在当前设备中，在80384Hz下测得的总SNR比22000HzA线速率下的总SNR低9.94dB(图20C)，由于曝光时间缩短，信号下降大约为5.84dB，信号与RIN比率(SNRRIN)下降4.1dB。与使用扩展光源方案捕获的图像(图20B1至图20B3和图20E)相比，这种SNRRIN下降显着地提高了噪声背景，并压制了来自小血管的微弱血管信号(图20A1至图20A3和图20D)。

在另一项研究中，参考图21A至图21D，分别使用标准OCT和OCT系统200A、200B在相同采集时间内采集代表性图像。图21A所示的图像尺寸为6.5mm×3.8mm，图21B所示的图像尺寸为6.5mm×7.6mm。在图21C和图21D中分别示出了运动校正前和运动校正后的代表性的OCTA图像。图像尺寸：6.5mm×6.5mm。对比显示，由于扫描间隔时间N＝2，而且图像经过了运动校正，在相同采集时间内OCT系统200A、200B捕获的FOV是原来的两倍大。

在图21A至图21D所示的研究中，使用谱域OCT设置进一步验证扩展光源方案的能力，其中该谱域OCT支持在标准点扫描模式和扩展光源扫描模式之间切换。所有实验的A线速率设置为50k Hz，B扫描重复次数N＝2。通过对人体皮肤进行体内扩展光源扫描，成像速度提高了2倍(图21A和图21B)。通过比较来自相同血管的平均振幅去相关度，扩展光源扫描的信号强度与标准点扫描相当(数据未示出)。Y横向分辨率和轴向分辨率之间存在权衡，这类似于短时傅里叶变换中的光谱-空间分辨率权衡。Y横向分辨率降低了1.1565，轴向分辨率降低了约七倍。由于在不同的Y扫描周期中生成8个部分光谱去相关帧，因此扩展光源扫描支持N＝2的可变扫描间隔时间(3.75ms和7.5ms)(数据未示出)。利用不同Y位置处的2个相邻B扫描的照明区域之间的重叠区域，还证明了扩展光源扫描能够使用OCTA数据校正缓慢的样本运动，而无需硬件跟踪的帮助，如图21C和21D所示。应注意，在图21C和图21D中，标有“W”的白线是直金属线的阴影，其作为运动校正的参考，在运动计算中不包括它。

可以预期，通过扩展光源扫描实现的更高成像速度可以缓解眼科OCTA中的视场问题。提供N＝2的可变扫描间隔时间的能力将解决成像速度和流动动态范围之间的权衡问题。扩展光源扫描的运动校正功能可能有助于缩短成像时间并消除慢轴中的运动伪影。可以考虑根据临床需要开发优化解决方案，以减轻轴向和横向分辨率的降低。

在另一项研究中，参考图22A至图22C，在1.18秒的时间内获得了OCT结构图像的正面投影。图22A示出了视网膜的OCT体内结构图像。图22B示出了运动校正前与OCT结构图像合并的正面OCTA图像。图22C示出了运动校正后与OCT结构图像合并的正面OCTA图像。与未经校正的图像相比，经过运动跟踪和校正后的正面血管造影照片与OCT结构数据的正面投影更为匹配，从而验证了所述运动伪影校正方法的有效性。

在与图18相关的研究中，参照图23A和图23B，图中以振幅帧形式示出健康人类受试者的中指近端指间(PIP)关节的手掌侧处的皮肤脉管系统和所研究的脉管系统的皮肤血管横截面结构图像，图像使用现有技术的点扫描OCT(见图23A)和OCT系统200A、200B的扩展光源扫描(见图23B)获得的，比例尺为0.5mm，OCT系统200A、200B横截面图像的轴向分辨率与点扫描相当。

在另一项研究中，参考图24A和图24B，指示了用于比较现有技术的点扫描(图24A)和基于OCT系统200A、200B的扩展光源扫描(图24B)之间的去相关度的相关区域。根据一对一匹配的血管区域测量的平均去相关度，点扫描OCTA(0.206±0.006)与基于系统200A、200B获得的OCTA图像(0.204±0.004)相当，参考图18H。

值得注意的是，在上述各种研究中获得的结果可以基于配置有如下特定组件的OCT系统200A、200B：两个超辐射发光二极管模块(IPSDS1313和IPSDS1201C，Inphenix，美国加利福尼亚州)和一个50:50光纤耦合器(TW1300R5A2，Thorlabs Inc，USA)。组合光源202被配置为提供波长在1230nm至1360nm(-6dB)范围内的辐射。光纤耦合器的输出端连接到两个光学环行器(PIBCIR-1214-12-L-10-FA，FOPTO，中国深圳)，其将光束分别引导至样本臂220和参考臂250。通过95:5光纤耦合器(WP3105202A120511，AC Photonics，美国加利福尼亚州)将从参考臂背向反射的光和从样本臂背向散射的光组合在一起。

现有技术的点扫描方案可以使用传统的点扫描方案进行配置，作为与本公开的系统200A、200B进行比较的基础。在点扫描方案中，样本光束首先由消色差透镜LI(AC050-010-C，Thorlabs Inc.，美国)准直，然后由反射镜(RM)和一对检流计扫描仪反射并由物镜L2(AC254-050-C，Thorlabs Inc，美国)聚焦。为了测试系统200B相对于传统点扫描设置/方案的有效性，用一组顶角为30°、角间距约为或基本为56.9°的三个相同棱镜(N-SF11，PS872-C，Thorlabs Inc.，美国)230取代镜子(RM)。可以通过手动平移台232来实现点扫描方案和使用样本臂配置220的扫描方案之间的切换。

三个相同的棱镜230可以涂覆有抗反射材料，从而测得三个棱镜的单向透射效率为94％。多色样本光束由棱镜230色散成沿物镜(L2)224的焦平面中的慢(Y)轴的线。光谱仪270可以由准直透镜L5(AC254-035-C，Thorlabs Inc.，美国)、透射光栅(PINGsample-106，Ibsen Photonics，丹麦)272、自制多元件相机镜头(未示出)和线扫描相机(LDH2，SensorsUnlimited，美国)276组成。相机像素大小为25μm x 500μm(宽x高)。可以利用所有1024个像素，测得总光谱仪效率为0.61，其中包括相机的量子效率。光谱分辨率为0.148nm，空气中总测距深度为2.89mm。在空气中测得轴向分辨率为9.82μm。在空气中测得的6dB测距深度为1.6mm，灵敏度随深度的滚降约为-3.75dB/mm。当入射到样本上的光功率为4.74mW时，在22kHz、50k Hz和80k Hz的A线速率下，从直流测得的约150μm处的灵敏度分别为108.52dB、102.56dB和98.58dB，这与理论预测一致。

图25A示出了使用光谱仪270沿Y轴聚焦捕捉的光源光谱估计的线场强度的分布曲线。图25B示出了“最大限制比”方法中窗口宽度(δ)内的部分功率(P)的比率图。当比率达到最大值时，窗口宽度为159μm(3.176mrad)。光谱带的横向位置使用USAF 1951分辨率图进行校准。

扩展光源校正系数CE为(2.763+1.5mrad)/2/1.5mrad＝1.421。使用CE计算的功率限制适用于角度子项δ内的部分功率，而不是总功率。总功率的27.02％位于角度子项δ之外。在采用点扫描方案和总图像采集时间为4.7秒的实验中，用于研究的角膜上入射的光功率为1.754mW。本公开的扫描的相应功率计算为(1.754mW×CE)/(1-0.2702)＝3.415mW。上述一项或多项研究可使用约3.20mW的功率。

图26A示出了沿Y轴的角物质(ΔαY)相对于波数(K)的函数关系图(虚线)。实线是线性拟合。第1和第16光谱带的中心波数分别为4594cm^-1和5019cm^-1。图26B示出了在4594cm^-1至5019cm^-1的范围内，ΔαY的线性误差<0.0217mrad，对应于物镜焦平面中的<1.0855μm。

图27A至图27D示出了根据每个Y图像位置上的部分光谱去相关帧的数量获得的OCTA图像上的相关区域(ROI)。图27E是散斑对比度(归一化)和去相关度相对于部分光谱去相关帧的数量的图。图27A示出了对1个部分光谱去相关帧(第3帧)进行平均的散斑对比度的ROI；图27B示出了对2个部分光谱去相关帧(第3帧和第7帧)进行平均的散斑对比度的ROI；图27C示出了对4个部分光谱去相关帧(第1帧、第3帧、第5帧和第7帧)进行平均的散斑对比度的ROI；图27D示出了对8个部分光谱去相关帧(第1帧至第8帧全部)进行平均的散斑对比度的ROI。图27E的图表明，基于系统200A、200B获得的OCTA信号的散斑对比度与频时复合中的部分光谱去相关帧的数量成反比。比例尺：1mm。

在图27A至图27D中，可以看出反卷积在恢复Y轴横向分辨率方面效果良好。由于反卷积是一种基于强度的模型，因此当3D相干图像形成中涉及相位信息时会引起关注。在散射组织的成像中使用反卷积的其他问题是，光学传递函数可能不准确，并且对散斑和噪声敏感。在系统200A、200B的扩展光源扫描模式中，由于以下原因，与反卷积相关联的伪影是不明显的：首先，卷积仅涉及深度维度中的相位信息。其次，由于部分光谱去相关帧的散斑完全不相关，因此频时复合显着降低了散斑对比度。第三，由于卷积以数字方式完成的，因此光学传递函数是准确的。

可以考虑根据以下光学相干断层扫描(OCT)系统或设备的调整方法1000来调整现有技术系统100以实现本公开，参考图28，该方法包括步骤：在样本臂中设置色散元件以产生用于照明样本的扩展光源(1002)；配置扫描仪以沿快轴和慢轴扫描样本上的扩展光源，使得在检测器处获得多个部分光谱帧(1004)；其中色散元件可定向，使得扩展光源被布置为与快轴成非零角度。

虽然已经参照具体实施例具体示出和描述了本公开，但是本领域技术人员应当理解，在不脱离所附权利要求所定义的本公开的精神和范围的情况下，可以对其中的形式和细节进行各种改变。因此，所附权利要求书指明了本公开的范围，所有在权利要求书的含义和等效范围内的变化都应被包含在内。

Claims (23)

1.一种用于样本成像的光学相干断层扫描(OCT)系统，其包括：

样本臂，用于将光引导到样本上，所述样本臂包括样本臂光学器件，所述样本臂光学器件包括色散元件以产生用于照明所述样本的扩展光源；

参考臂；

检测器，用于检测从所述参考臂反射的光和从所述样本背向反射或背向散射的光的干涉信号；

扫描仪，用于沿快轴和慢轴扫描所述样本上的所述扩展光源，使得在所述检测器处获得多个部分光谱帧；

其中所述色散元件可定向，使得所述扩展光源被布置为与所述快轴成非零角度。

2.根据权利要求1所述的系统，其中所述非零角度是锐角。

3.根据权利要求1所述的系统，其中所述非零角度是直角。

4.根据前述权利要求中任一项所述的系统，其中所述扫描仪被配置为在沿所述慢轴的相应的多个位置中的每个位置沿所述快轴扫描多次。

5.根据前述权利要求中任一项所述的系统，其包括至少一个处理器，所述至少一个处理器被配置为从所述部分光谱帧生成至少一个OCT图像和/或至少一个OCTA图像。

6.根据权利要求5所述的系统，其中所述至少一个处理器被配置为在生成所述至少一个OCT图像和/或至少一个OCTA图像之前，检查所述部分光谱帧中的至少一低质量帧并去除所述至少一低质量帧。

7.根据权利要求5或6所述的系统，当从属于权利要求4时，其中所述至少一个处理器被配置为对所述相应的多个位置中的每个位置进行部分光谱帧的时间平均，以生成与相应的多个位置相关联的多个相应的OCT图像。

8.根据权利要求7所述的系统，其中所述处理器被配置为对所述多个位置中的每个位置进行部分光谱帧的频率复合。

9.根据权利要求4所述的系统，其中沿所述慢轴的相应的多个位置中的每个位置以1≤L≤P的扫描间距离L设置，其中P是部分光谱帧的数量。

10.根据权利要求4或9所述的系统，其包括至少一个处理器，所述至少一个处理器被配置为获得或导出与沿所述快轴和/或所述慢轴的扫描相对应的深度轴扫描信息，并且其中通过改变相对于所述慢轴的深度轴扫描周期和/或通过改变所述扫描仪沿所述快轴和/或所述慢轴移动的次数，可调节多次扫描中的每次扫描之间的扫描间隔时间。

11.根据前述权利要求中任一项所述的系统，其中所述样本是眼睛。

12.一种用于样本成像的光学相干断层扫描(OCT)方法，所述方法包括以下步骤：

在光学相干断层扫描系统的样本臂中设置色散元件以产生用于照明样本的扩展光源；

沿快轴和慢轴扫描所述样本上的所述扩展光源，由此获得多个部分光谱帧；

检测从所述光学相干断层扫描系统的所述样本臂接收的光和从参考臂接收的光产生的干涉信号；

其中所述色散元件被定向为使得所述扩展光源被布置为与所述快轴成非零角度。

13.根据权利要求12所述的方法，其中所述非零角度是锐角。

14.根据权利要求12所述的方法，其中所述非零角度是直角。

15.根据权利要求12至14中任一项所述的方法，其中所述扫描步骤包括在沿所述慢轴的相应的多个位置中的每个位置沿所述快轴扫描多次。

16.根据权利要求12至15中任一项所述的方法，还包括从所述部分光谱帧生成至少一个OCT图像和/或至少一个OCTA图像的步骤。

17.根据权利要求16所述的方法，还包括在生成所述至少一个OCT图像和/或至少一个OCTA图像之前，去除所述部分光谱帧中的低质量帧的步骤。

18.根据权利要求16或17所述的方法，当从属于权利要求15时，其中生成所述OCT图像的步骤包括对所述相应的多个位置中的每个位置进行部分光谱帧的时间平均，以生成与相应的多个位置相关联的多个相应的OCT图像。

19.根据权利要求19所述的方法，还包括对所述多个位置中的每个位置进行部分光谱帧的频率复合。

20.根据权利要求15所述的方法，其中沿所述慢轴的相应的多个位置中的每个位置以1≤L≤P的扫描间距离L设置，其中P是部分光谱帧的数量。

21.根据权利要求15或20所述的方法，其中所述扫描步骤还包括：结合所述快轴和/或慢轴来扫描、获得或导出深度轴，并且其中通过改变相对于所述慢轴的深度轴扫描周期和/或通过改变扫描仪沿所述快轴和/或所述慢轴移动的次数，可调节多次扫描中的每次扫描之间的扫描间隔时间。

22.根据权利要求12至21中任一项所述的方法，其中所述样本是眼睛。

23.一种用于样本成像的光学相干断层扫描(OCT)系统的调整方法，所述OCT系统包括用于将光引导到样本上的样本臂、参考臂、用于检测从所述参考臂反射的光和从所述样本背向反射或背向散射的光的干涉信号的检测器，所述方法包括以下步骤：

在所述样本臂中设置色散元件以产生用于照明所述样本的扩展光源；

配置扫描仪以沿快轴和慢轴扫描所述样本上的所述扩展光源，使得在所述检测器处获得多个部分光谱帧；

其中所述色散元件可定向，使得所述扩展光源被布置为与所述快轴成非零角度。