本發(fā)明大體涉及生物醫(yī)學(xué)成像領(lǐng)域，且更具體地涉及與光學(xué)相干層析成像技術(shù)(Optical Coherence Tomography，OCT)和血流成像(OCT Angiography，OCT-A)相關(guān)聯(lián)的方法、裝置及系統(tǒng)。

技術(shù)背景

相比于目前的生物醫(yī)學(xué)成像手段，OCT成像技術(shù)具有無標(biāo)記、非接觸性、非侵害性、實時性、高靈敏度以及高分辨率等優(yōu)點。這些優(yōu)勢特征使得OCT在近十多年中發(fā)展迅猛，并已經(jīng)被臨床醫(yī)學(xué)廣泛接受。OCT系統(tǒng)主要通過探測由于生物樣品光學(xué)不均勻性所導(dǎo)致的后向散射光光強的變化來獲得樣品的折射率信息，進(jìn)而重構(gòu)樣品的光學(xué)結(jié)構(gòu)圖像。然而在疾病的早期階段，正常與病變的生物組織間的散射特性的區(qū)別很小，以至于難以被檢測和判別，因此，這種結(jié)構(gòu)型OCT系統(tǒng)在臨床應(yīng)用上存在許多局限性，并由此催生了許多的功能型OCT系統(tǒng)。功能型OCT系統(tǒng)所展示的各種不同生理信息的對比機制，大大拓展了OCT的使用范圍和應(yīng)用領(lǐng)域。光學(xué)微血管造影(OCT Angiography,OCT-A)技術(shù)作為一種能夠?qū)崟r地從靜態(tài)組織背景中高精度提取血流信號的新型技術(shù)，能夠非侵入性地并實時地監(jiān)測血管的狀態(tài)，對與血管相關(guān)聯(lián)的疾病的早期診斷有著重大意義。該技術(shù)在被發(fā)明以來得到了很快發(fā)展，并在眼底血管成像和腦皮層血管成像的研究中得到了應(yīng)用。

OCT-A信號的時間統(tǒng)計特性表明：組織樣品在空間域中某一點處的OCT復(fù)數(shù)值信號，可表示為OCT相干門內(nèi)的多個獨立微小散射粒子后向散射光的貢獻(xiàn)之和，即多個微小獨立相幅矢量的復(fù)數(shù)疊加。對于動態(tài)的血流區(qū)域，這種運動的血紅細(xì)胞是獨立微小散射體，由于紅細(xì)胞流動隨時間流動，其光學(xué)散射信號在時間上是變化的，信號幅度分布特征視為大量隨機相幅矢量和的時間統(tǒng)計特性，并服從瑞利分布；對于靜態(tài)組織區(qū)域其信號可視為同一散射體的固定散射信號與隨機系統(tǒng)噪聲的疊加，并且信號的幅度值服從高斯分布。

為了實現(xiàn)OCT-A，目前通行的做法是以一定的時間間隔，對同一空間位置或聚焦光斑具有一定的空間相關(guān)性的位置進(jìn)行多次重復(fù)成像。在獲取到初始的OCT復(fù)信號后，可采用幅度差分、復(fù)信號差分、相位差分、多普勒方差、互相關(guān)算法等方法來針對血流信號和靜態(tài)組織的時間統(tǒng)計特性的差異來獲取血流信號，提取出動態(tài)散射粒子和靜態(tài)組織的運動對比信息。然而，在光學(xué)微血管造影的過程中，普遍會受到多種系統(tǒng)噪聲的影響，光學(xué)微血管造影的成像質(zhì)量因此會產(chǎn)生大幅下降。由于將獨立信號進(jìn)行復(fù)合，如求平均，能夠使信號更加接近真值，降低噪聲分布的方差，故為了能夠提高運動的血流與靜態(tài)組織背景的對比度，在實際應(yīng)用中，通常采用重復(fù)掃描的方式，即在樣品的同一斷層面位置進(jìn)行重復(fù)采樣，獲得不同時刻的獨立的信號。這些時間維度上獨立的信號經(jīng)過復(fù)合之后，可改善圖像的信噪比，提高血流對比度。然而重復(fù)的時間采樣影響了系統(tǒng)的成像速度，尤其在寬場成像中，由于系統(tǒng)的掃描速率有限，大量重復(fù)的時間采樣極大地增加了大視場的成像時間。

技術(shù)實現(xiàn)要素：

本發(fā)明針對現(xiàn)有技術(shù)的不足，提出了一種多角度復(fù)合的血流成像方法及系統(tǒng)。基于光學(xué)相干層析成像(OCT)的無標(biāo)記、三維、光學(xué)微血管造影成像技術(shù)，在OCT探測部分區(qū)分入射光束和探測光束的不同角度區(qū)域；對每個角度區(qū)域在不同時間點探測得到的OCT信號進(jìn)行血流成像算法分析，得到血流成像子圖；復(fù)合不同角度的OCT血流成像子圖，得到最終的OCT血流圖像，其具有提高的信噪比和血流對比度。此外，獲得具有提高的對比度的血流圖像的同時并未降低系統(tǒng)的成像速度。

本發(fā)明的目的是通過如下技術(shù)方案實現(xiàn)的：

一、一種多角度復(fù)合的血流成像方法：

從N個角度區(qū)域?qū)M織樣本進(jìn)行OCT探測；

同一角度區(qū)域在T個不同時間點對組織樣本進(jìn)行OCT探測；

對每個角度區(qū)域的T次探測得到的OCT信號進(jìn)行血流成像算法分析，得到血流成像子圖；

復(fù)合不同角度區(qū)域的OCT血流成像子圖，得到OCT血流圖像。

所述N個角度區(qū)域是指區(qū)分OCT入射光的角度或者反射光的角度或上述兩者形成不同的角度區(qū)域。

其中從N個角度區(qū)域?qū)M織樣本進(jìn)行OCT探測包括：在所述不同角度區(qū)域通過不同的光程延遲進(jìn)行探測，將N個角度區(qū)域編碼到M個OCT量程區(qū)域；再分割OCT量程，生成N個角度的OCT信號。

其中從N個角度區(qū)域?qū)M織樣本進(jìn)行OCT探測包括：對OCT信號在不同時間或空間進(jìn)行獨立探測，根據(jù)時間或空間特征進(jìn)行分割，生成N個角度區(qū)域的OCT信號。

所述對OCT信號在不同時間或空間進(jìn)行獨立探測指的是：對于同一角度區(qū)域的OCT信號在不同的時刻分別進(jìn)行探測，對于多個不同角度區(qū)域的OCT信號在不同的空間分別進(jìn)行探測。

通過對所述每個角度區(qū)域的T次掃描得到的OCT信號的幅度部分、相位部分或?qū)Π群拖辔坏膹?fù)數(shù)OCT信號分別進(jìn)行血流成像算法分析，得到血流成像子圖。

利用統(tǒng)計特征的方法或者平均運算的方法對不同角度的OCT血流成像子圖進(jìn)行復(fù)合處理獲得最終的OCT血流圖像。

所述的統(tǒng)計特征指的是動態(tài)和靜態(tài)區(qū)域的OCT信號的統(tǒng)計特征。

二、一種多角度復(fù)合的血流成像系統(tǒng)：

一OCT光學(xué)相干層析裝置，用于對組織樣本進(jìn)行OCT探測和成像；

一OCT掃描裝置，用于在T個不同時間點對組織樣本進(jìn)行OCT探測；

一多角度獨立成像裝置，用于從N個角度區(qū)域?qū)M織樣本進(jìn)行OCT探測；

一個或多個信號處理器，用于對每個角度區(qū)域的T次掃描得到的OCT信號進(jìn)行血流成像算法分析得到血流成像子圖，以及復(fù)合不同角度區(qū)域的OCT血流成像子圖，得到OCT血流圖像。

所述的多角度獨立成像裝置包括光程編碼與解碼裝置。

本發(fā)明的有益效果和創(chuàng)新點如下：

對比已有技術(shù)，本發(fā)明通過區(qū)分OCT探測的入射光束和樣品反射光束的不同角度區(qū)域，并對每個角度區(qū)域在不同時間點探測到的信號進(jìn)行算法分析，獲得獨立的血流成像子圖。復(fù)合子圖得到最終的具有高信噪比和運動對比度的OCT血流圖像。

本發(fā)明對比已有技術(shù)具有以下顯著優(yōu)點：

1、目前OCT-A系統(tǒng)容易受到系統(tǒng)噪聲的影響，圖像質(zhì)量不穩(wěn)定。本發(fā)明涉及的一種多角度復(fù)合的血流成像方法及系統(tǒng)，大大提高了的OCT-A的運動對比度，降低了系統(tǒng)噪聲。

2、現(xiàn)有的基于時間的重復(fù)掃描技術(shù)實現(xiàn)血流成像，極大地限制了成像速度。本發(fā)明通過OCT探測并行區(qū)分入射光束和樣品反射光束的不同角度區(qū)域，并對每個角度區(qū)域?qū)?yīng)的血流成像子圖復(fù)合后，得到具有高信噪比的血流圖像的同時，并未降低系統(tǒng)的成像速度。

附圖說明

圖1為本發(fā)明方法的示意圖；

圖2為本發(fā)明方法所包括的基于光程編碼的多角度探測的示意圖；

圖3為本發(fā)明裝置的示意圖；

圖4為本發(fā)明示例性實施例的裝置示意圖；

圖5為本發(fā)明示例性實施例的方法示意圖；

圖6為本發(fā)明示例性實施例的勻制仿體成像實驗結(jié)果圖；

圖7為本發(fā)明示例性實施例的活體鼠腦血流成像實驗結(jié)果圖。

其中：1-從N個角度區(qū)域OCT探測；2-在T個不同時刻OCT探測；3-不同角度探測信號分析獲取血流成像子圖；4-復(fù)合得到血流圖像；11-入射光束；12-掃描鏡；13-光程延遲；14-物鏡；15-待測樣品；16-OCT信號分析；21-OCT掃描裝置；22-多角度獨立成像裝置；23-OCT光學(xué)相干層析裝置；24-信號處理器；31-掃頻光源；32-20:80光纖耦合器；33-第一光環(huán)形器；34-參考臂準(zhǔn)直鏡；35-參考臂聚焦透鏡；36-參考臂平面鏡；37-偏振控制器；38-50:50光纖耦合器；39-平衡探測器；40-第二光環(huán)形器；41-樣品臂準(zhǔn)直透鏡；42-光學(xué)延遲片；43-掃描振鏡；44-樣品臂聚焦透鏡，45-待測樣品；51-本發(fā)明的掃描機制，重復(fù)采樣一個二維深度平面數(shù)次，得到不同時刻的OCT信號；52-經(jīng)過角度編碼的在量程深度z方向上區(qū)分的OCT信號；53-在量程深度z方向上區(qū)分的OCT-A圖；54-分割量程得到不同角度區(qū)域的血流子圖；55-血流圖像。

具體實施方式

下面將結(jié)合附圖對本發(fā)明的具體實施方式作詳細(xì)說明，附圖形成本文的一部分。需要注意的是，這些說明及示例僅僅為示例性的，不能被理解為限制了本發(fā)明的范圍，本發(fā)明的保護(hù)范圍由隨附的權(quán)利要求書限定，任何在本發(fā)明權(quán)利要求基礎(chǔ)上的改動都是本發(fā)明的保護(hù)范圍。

為了便于理解本發(fā)明的實施例，將各操作描述成多個離散的操作，但是，描述的順序不代表實施操作的順序。

本描述中針對樣品測量空間采用基于空間方向的xyz三維坐標(biāo)表示。這種描述僅僅用于促進(jìn)討論，而不意欲限制本發(fā)明的實施例的應(yīng)用。其中：深度z方向為沿入射光軸的方向；xy平面為垂直于光軸的平面，其中x與y正交，且x表示OCT橫向快掃描方向，y表示慢掃描方向。

N，T表示變量，僅僅用于促進(jìn)討論，而不意欲限制本發(fā)明的實施例的應(yīng)用，可以是1，2，3等任一數(shù)值。

本發(fā)明方法如圖1所示，在OCT樣品臂探測部分，依據(jù)入射光和探測樣品反射的光的不同角度，區(qū)分出N個角度區(qū)域，并通過在不同角度區(qū)域引入不同的光程延遲，實現(xiàn)角度的量程編碼，并對量程分割的方式；或者采取不同時間或空間位置獨立探測，并依據(jù)時間或空間特征分割的方式，生成N個角度的OCT信號，實現(xiàn)從N個角度區(qū)域進(jìn)行OCT探測1。

在T個不同的時間點分別對每個角度區(qū)域的探測得到不同時間點的時間序列OCT信號，實現(xiàn)在T個不同時刻OCT探測2。對于每個角度區(qū)域，T次探測得到的OCT信號通過信號分析與血流成像算法運算，可得到對應(yīng)每個角度區(qū)域的血流成像子圖，實現(xiàn)了不同角度探測信號分析獲取血流成像子圖3。這里的血流成像算法依據(jù)OCT信號的特征，包括基于OCT信號幅度的、基于OCT信號相位的和基于OCT復(fù)數(shù)信號(包含幅度和相位信息)的運算。最后通過復(fù)合不同角度的血流成像子圖，如采用平均等手段，獲取OCT血流圖像，得到了角度復(fù)合的血流圖像4。

本發(fā)明的方法中所涉及的基于量程編碼的多角度探測得到OCT信號如圖2示。OCT樣品臂中的入射光束11經(jīng)過掃描鏡12反射后，經(jīng)過物鏡14匯聚到待測樣品15上。由于光束具有一定的寬度，當(dāng)通過掃描透鏡14會聚時，距離光束軸心寬度的光束以不同的入射角度照射到待測樣品上，同時樣品反射或散射回的探測光也以不同空間方向的角度經(jīng)過掃描透鏡14后成為平行光束。根據(jù)這樣的不同角度的光束特性，為了區(qū)分不同的角度區(qū)域，通過對光束引入不同光程延遲13，使得樣品光束由于經(jīng)過的路徑不一樣(即對應(yīng)不同的角度區(qū)域)，對應(yīng)的干涉程差也不一樣。從而對探測到的OCT信號經(jīng)過OCT信號分析16后，在信號的深度z方向上可以區(qū)分，即實現(xiàn)了通過OCT量程對角度探測信號的編碼。

圖3示出的是本發(fā)明的多角度復(fù)合的血流成像裝置的示意圖。該裝置的主體是OCT光學(xué)相干層析成像裝置23。在OCT裝置的樣品臂探測部分，有一OCT掃描裝置21。該掃描裝置可以根據(jù)需要設(shè)定合適的掃描方式，結(jié)合OCT成像機理可實現(xiàn)對樣品三維成像。這里所使用的掃描裝置，能夠在不同的時間點對組織進(jìn)行OCT探測；還有一種多角度獨立成像裝置22，該裝置可以區(qū)分樣品臂光束不同的角度區(qū)域。對于每個角度區(qū)域，通過OCT探測可以獨立獲取該角度區(qū)域探測到的信號。干涉儀結(jié)構(gòu)的探測信號的輸出連接一個或多個處理器24，用于對每個角度區(qū)域的多次不同時間點掃描探測到的OCT信號進(jìn)行分析和算法運用，獲得對應(yīng)每個角度區(qū)域的血流成像子圖；進(jìn)一步通過子圖得復(fù)合，如作平均運算等，得到最終的多角度復(fù)合的OCT血流圖像。

本發(fā)明的實施例如下：

具體實施的系統(tǒng)如圖4所示，包括掃頻光源31、20:80光纖耦合器32、第一光環(huán)形器33、參考臂準(zhǔn)直鏡34、參考臂聚焦透鏡35、參考臂平面鏡36、偏振控制器37、50:50光纖耦合器38、平衡探測器39、第二光環(huán)形器40、樣品臂準(zhǔn)直透鏡41、光學(xué)延遲片42、掃描振鏡43、樣品臂聚焦透鏡44和待測樣品45；其中掃描振鏡43作為OCT掃描裝置21，光學(xué)延遲片42和樣品臂聚焦透鏡44構(gòu)成了多角度獨立成像裝置22，其余的掃頻光源31、20:80光纖耦合器32、第一光環(huán)形器33、參考臂準(zhǔn)直鏡34、參考臂聚焦透鏡35、參考臂平面鏡36、偏振控制器37、50:50光纖耦合器38、平衡探測器39、第二光環(huán)形器40和樣品臂準(zhǔn)直透鏡41均構(gòu)成了OCT光學(xué)相干層析裝置23。

掃頻光源31采用中心波長為1300nm，帶寬為100nm的波長可調(diào)諧垂直腔表面發(fā)射激光器，工作時的線掃頻率為100kHz；光學(xué)延遲片41采用BK7材質(zhì)的玻璃片，厚度為3.1mm；整套系統(tǒng)的總的成像范圍為12mm。本示例性實施例中所使用的裝置里，掃頻光源31與20:80耦合器32的一側(cè)的一端連接；20:80耦合器32另一側(cè)一端與樣品臂準(zhǔn)直鏡41的入射端連接，樣品臂掃描振鏡43位于樣品臂準(zhǔn)直鏡41的出射光路上，光學(xué)延遲片42位于樣品臂準(zhǔn)直鏡41和掃描振鏡43之間，并覆蓋了一半的空間光路，樣品臂聚焦透鏡44位于掃描振鏡43反射光路上，待測樣品45位于樣品臂聚焦透鏡44的焦深范圍內(nèi)。20:80耦合器32另一側(cè)的另一端與參考臂準(zhǔn)直鏡34的入射端連接，參考臂聚焦透鏡35位于參考臂準(zhǔn)直鏡34的出射光路上，參考臂平面鏡36位于參考臂準(zhǔn)直鏡35的焦面；偏振控制器37的一端與參考臂的出射光路相連，另一端連在50:50耦合器38的一側(cè)的一個端口，其另一個端口與樣品臂的出射光路相連接，50:50耦合器38的另一側(cè)與探測臂平衡探測器39的兩個端口相連。掃頻光源31的時鐘信號、觸發(fā)信號被計算機采集，掃頻光源31發(fā)出的變頻光通過20:80光纖耦合器32，寬帶光纖耦合器32的20端的光經(jīng)過光環(huán)形器33，進(jìn)入?yún)⒖急蹨?zhǔn)直鏡34，經(jīng)過參考臂聚焦透鏡35到達(dá)參考臂平面鏡36，然后沿原光路返回并進(jìn)入光環(huán)形器33，通過偏振控制器37，進(jìn)入到50:50光纖耦合器38；20:80光纖耦合器32的80端口的光經(jīng)過光環(huán)形器40后，進(jìn)入樣品臂準(zhǔn)直鏡41形成平行光，空間光路中部分光通過光學(xué)延遲片42、部分光不通過光學(xué)延遲片42，經(jīng)過掃描振鏡43和樣品臂聚焦透鏡44后，投射在待測樣品45上，其后向散射光部分沿原光路返回、部分改變光路，并通過光纖環(huán)形器40進(jìn)入50:50耦合器38與參考臂返回的樣品光匯合后形成干涉信號，通過寬帶光纖耦合器的另兩端進(jìn)入平衡探測器39進(jìn)行探測，結(jié)合光源的時鐘和觸發(fā)信號，經(jīng)計算機進(jìn)行采集，得到干涉光譜信號。

圖5示出的是本發(fā)明所公開的利用本發(fā)明的一個示例性實施例中的方法示意圖。為了利用圖4中示例性實施例給出的裝置實現(xiàn)多角度復(fù)合血流成像，采取在同一個橫向位置x重復(fù)掃描的方式獲取同一斷層面(z，x)在不同時刻t的OCT信號，然后再通過掃描振鏡沿著y方向掃描，得到一個在時間軸上的三維OCT信號51，以待后續(xù)進(jìn)行相應(yīng)的光學(xué)微血管造影算法進(jìn)行處理得到血流圖像。由于在圖4裝置的樣品臂光路中加入特定厚度的均勻的光學(xué)延遲片42，樣品臂光束從空間光路上分為不同的兩部分。對于來自空間光路中的不同角度的入射光及后向散射光，依據(jù)經(jīng)過光學(xué)延遲片的次數(shù)(0次、1次和2次)可劃分為3中不同的光程路徑。不同的光程路徑對應(yīng)不同入射角度的編碼。對于這樣的OCT信號，經(jīng)過傅里葉變換后，獲得可區(qū)分的量程深度z方向上對應(yīng)不同角度區(qū)域的OCT信號52。利用光學(xué)微血管造影的算法，對探測到的每個角度區(qū)域的時間T方向的信號作分析，得到在整個量程范圍內(nèi)的血流圖像53。并依據(jù)不同的光程路徑在量程深度方向上進(jìn)行分割，獲得獨立的血流子圖54。對子圖像進(jìn)行復(fù)合，例如：先對所有血流子圖信號的強度進(jìn)行歸一化，再對獨立的血流子圖進(jìn)行平均，獲取最終角度復(fù)合的血流圖像55，其具有較高的血流對比度。

圖6示出的是利用本實施例得到的勻制仿體實驗結(jié)果。采用圖4所示的裝置對勻制仿體的同一位置的斷層面進(jìn)行重復(fù)掃描，獲得時間序列的OCT信號，并運用血流成像算法得到時間序列的OCT-A信號。參考《Journal of Biomedical Optics》中發(fā)表的《Statistical analysis of motion contrast in optical coherence tomography angiography》一文中所涉及的基于直方圖的OCT-A信號統(tǒng)計分析方法，通過分類錯誤率(Classification Error Rate,CER)量化評價運用角度復(fù)合的血流成像方法的優(yōu)勢，其中CER的定義為動態(tài)信號分布與靜態(tài)分布之間的重疊面積占比，CER越小，意味著動態(tài)和靜態(tài)信號的區(qū)分更加明顯。圖6(a)和(c)分別對應(yīng)傳統(tǒng)的未進(jìn)行角度復(fù)合(即在圖4的裝置中未放置光學(xué)延遲片42)和利用本發(fā)明的角度復(fù)合的方法得到的勻制仿體某一橫斷面的OCT-A圖像；圖6(b)和6(d)分別對應(yīng)6(a)和6(c)中的OCT-A信號的統(tǒng)計直方圖。從圖中可以看出：采用角度復(fù)合的方法后，CER的值從0.28減小到0.15，即意味著動態(tài)血流信號和靜態(tài)信號之間的區(qū)分度更加明顯，也即血流對比度得到了提高。同時從圖6(c)中的圓形流動信號區(qū)域可以看出對比度得到明顯地改善。此外，對鼠腦進(jìn)行活體三維微血管成像實驗。圖7(a)和7(b)分別示出了利用無角度復(fù)合的傳統(tǒng)法和本發(fā)明提出的角度復(fù)合法得到的鼠腦三維微血管造影的最大強度投影圖。從圖中可以看出：經(jīng)過角度復(fù)合之后的血流圖像中的血管及血管脈絡(luò)相比于組織背景顯得更加清楚，血管之間的連接度更清晰。

上述實驗對比結(jié)果充分說明：利用本發(fā)明所涉及的角度復(fù)合的血流成像方法獲得的血流圖像，血流對比度得到了提高，本發(fā)明具有其突出顯著的技術(shù)效果。