一种活体组织的光学相干层析成像系统及方法与流程

本发明涉及活体组织检测技术领域，更具体地说，涉及一种活体组织的光学相干层析成像(opticalcoherencetomography，oct)系统及方法。

背景技术：

随着科学技术的不断发展，在医学方面的研究也在不断进步，基于活体组织的检测，例如，对视网膜、脑皮层或皮肤等活体组织进行功能检测时，需要对其血管进行成像。

但是，目前的成像方式比较复杂，那么如何提供一种快速对活体组织进行成像的技术，是本领域技术人员亟待解决的问题。

技术实现要素：

有鉴于此，为解决上述问题，本发明提供了一种活体组织的光学相干层析成像系统及方法，技术方案如下：

一种活体组织的光学相干层析成像方法，所述光学相干层析成像方法包括：

在所述活体组织的同一表面位置进行m次采样，m≥2；

获取m次采样过程中，随波长变化的干涉信号序列；

依据所述干涉信号序列，获得随深度变化的复数信号序列；

依据所述复数信号序列，获取此表面位置不同深度的血流速度参数，所述血流速度参数的值在0-1之间；

扫描不同表面位置后，依据所述血流速度参数，显示不同位数的血流造影图像。

优选的，在上述光学相干层析成像方法中，所述在所述活体组织的同一表面位置进行m次采样，包括：

oct光束在所述活体组织的预设表面位置形成光斑；

在所述光斑的固定落点处，进行m次采样。

优选的，在上述光学相干层析成像方法中，所述在所述活体组织的预设区域内m个不同表面位置进行1次采样，包括：

oct光束在所述活体组织的预设区域进行侧向位移；

在m个不同表面位置上均进行1次采样；

所述预设区域的尺寸小于等于所述oct光束的光斑直径。

优选的，在上述光学相干层析成像方法中，所述深度变化的方向为oct光束的传播方向，表面位置为oct光束垂直平面的位置。

一种活体组织的光学相干层析成像系统，所述光学相干层析成像系统包括：光源发射装置、光学耦合器、参考光路、样品光路和信号处理成像装置；

所述光源发射装置用于出射弱相干光；

所述光学耦合器用于将所述弱相干光分束，一部分入射至所述参考光路，另一部分入射至所述样品光路；

所述参考光路用于将光束反射回所述光学耦合器，所述样品光路用于将被样品散射后的光束输送至所述光学耦合器，二者在光学耦合器中发生干涉；

所述信号处理成像装置获取干涉信号，进行成像。

优选的，在上述光学相干层析成像系统中，所述光源发射装置包括：

扫频光源，用于不同时刻输出不同波长的弱相干光；

偏振控制器，用于对所述激光的偏振态进行处理。

优选的，在上述光学相干层析成像系统中，所述信号处理成像装置包括：

光电探测器，用于检测所述干涉信号；

上位机，用于依据所述干涉信号进行成像。

优选的，在上述光学相干层析成像系统中，所述光源发射装置包括：

连续光谱光源，用于在同一时刻输出不同波长的光束；

光学隔离器，用于实现光束的单向通过。

优选的，在上述光学相干层析成像系统中，所述信号处理成像装置包括：

光栅，用于将不同波长的干涉光在空间上分开；

相机，用于检测所述干涉信号；

上位机，用于依据所述干涉信号进行成像。

优选的，在上述光学相干层析成像系统中，所述参考光路包括：第一透镜和反射镜；

所述样品光路包括：第二透镜和样品。

相较于现有技术，本发明实现的有益效果为：

本发明提供的一种活体组织的光学相干层析成像方法，通过在所述活体组织的同一表面位置进行m次采样，m≥2；获得随波长变化的干涉信号序列，将干涉信号序列进行转换，变为随深度变化的复数信号序列，依据复数信号序列进行简单的运算，即可得到数值在0-1之间的血流速度参数，也就是说无需对血流速度参数进行归一化处理，进而可显示不同位数的血流造影图像。

也就是说，该光学相干层析成像方法可以简单快速的实现对活体组织的血流造影成像。

附图说明

为了更清楚地说明本发明实施例或现有技术中的技术方案，下面将对实施例或现有技术描述中所需要使用的附图作简单地介绍，显而易见地，下面描述中的附图仅仅是本发明的实施例，对于本领域普通技术人员来讲，在不付出创造性劳动的前提下，还可以根据提供的附图获得其他的附图。

图1为本发明实施例提供的一种活体组织的光学相干层析成像方法的流程示意图；

图2为本发明实施例提供的oct光束的坐标系示意图；

图3为本发明实施例提供的信号处理原理示意图；

图4为本发明实施例提供的一种在x-y平面内某一点重复采样示意图；

图5为本发明实施例提供的一种在同一y轴，沿x轴往复扫描的示意图；

图6为本发明实施例提供的一种密集扫描的示意图；

图7为本发明实施例提供的利用幅度差分算法的大鼠脑皮层的oct血流造影投影图；

图8为本发明实施例提供的利用复数差分算法的大鼠脑皮层的oct血流造影投影图；

图9为本发明实施例提供的利用幅度差分和算法的大鼠脑皮层的oct血流造影投影图；

图10为本发明实施例提供的利用复数差分和算法的大鼠脑皮层的oct血流造影投影图；

图11为本发明实施例提供的一种活体组织的光学相干层析成像系统的结构示意图；

图12为本发明实施例提供的另一种活体组织的光学相干层析成像系统的结构示意图。

具体实施方式

下面将结合本发明实施例中的附图，对本发明实施例中的技术方案进行清楚、完整地描述，显然，所描述的实施例仅仅是本发明一部分实施例，而不是全部的实施例。基于本发明中的实施例，本领域普通技术人员在没有做出创造性劳动前提下所获得的所有其他实施例，都属于本发明保护的范围。

血流造影可以对视网膜、脑皮层和皮肤等活体组织的血管网络进行成像，用于活体组织功能的研究和疾病的诊断。

例如，脑皮层的血流造影可以用于大脑功能研究。大脑是神经系统最重要的功能单元，由相互连接的大量神经元和为神经网络提供血液的血管组成。脑皮层血液供应的变化可造成大脑神经元功能的激活或失活，改变大脑神经网络的结构，并调整信号传输的模式。因此，脑皮层的血流造影成像对于大脑功能的理解和疾病发展的研究具有十分重要的意义。

年龄相关性黄斑变性(age-relatedmaculardegeneration，amd)是视网膜黄斑区结构的衰老性改变。amd易发于50岁以上的人群，其患病率随着年龄的增长而升高，可能导致不可逆的视力下降甚至致盲。amd主要临床观察表现为黄斑区域形成黄色玻璃膜疣或者视网膜黄斑区形成脉络膜新生血管。临床上年龄相关性黄斑变性的诊断方法主要基于眼底血流造影成像。

皮肤的鲜红斑痣是由无数扩张的毛细血管所组成的扁平的斑块，是一种先天性毛细血管畸形。病灶面积随身体生长而相应增大，终生不消退。临床上采用光动力疗法治疗鲜红斑痣。皮肤的血流造影成像可以研究治疗前后的血管网络分布情况，评估治疗的效果。

目前有许多方法用于血流造影，包括磁共振成像(magneticresonanceimaging，mri)，电子计算机断层扫描(computedtomography，ct)，正电子发射计算机断层扫描(positronemissiontomography，pet)。但是传统的mri、ct和pet的分辨率大于500μm，难以对～100μm直径的血管进行成像。超声成像具有更好的空间分辨率，达到约100μm，并且能够检测大约1cm深度的样品。

当前常规超声成像技术，可以对体内较大血管内的血流进行成像，但是超声分辨率也难以满足直径小于100μm的小血管成像需求。

光学成像技术通常具有更高的空间分辨率，包括光学相干层析成像(opticalcoherencetomography,oct)、光声成像(photoacousticimaging，pat)、荧光显微成像(fluorescencemicroscopy，fm)、激光散斑成像(laserspeckleimaging，lsi)等。

激光散斑成像是一种广场成像技术，散射波动容易受到周围组织的干扰，因此，成像的分辨率和图像信噪比较差。

荧光显微成像提供了高的空间分辨率，通过检测荧光染料、荧光蛋白或自发荧光，可以用于脑血管网络成像，但是生物组织对荧光散射较强，荧光成像的深度很浅，局限在组织表面附近。

光声成像利用激光激发组织，通过超声换能器检测生物组织受激发射的超声信号。这种技术具有光学的对比度、超声的分辨率和穿透深度，但分辨率仍然不能满足微小血管网络的成像需求。

oct成像是一种非侵入的高分辨三维医学成像技术。与超声不同，oct利用短相干长度的可见光或近红外光，基于光的干涉原理，对光学散射介质(如生物组织)进行扫描成像，空间分辨率达到约10μm，生物组织的成像深度为2-3mm，适合视网膜血管、脑皮层微血管、皮肤血管网络的在体成像。oct系统获取的基于组织散射差异的数据，结合不同的数据分析方法，提取血管中运动红细胞的信息，可以获取高分辨率的血管网络分布图。

但是，目前oct成像对信号的处理过程很复杂，无法实现快速成像。

基于上述问题，本发明提供了一种活体组织的光学相干层析成像系统及方法，可是实现快速对活体组织进行成像的目标。

为使本发明的上述目的、特征和优点能够更加明显易懂，下面结合附图和具体实施方式对本发明作进一步详细的说明。

参考图1，图1为本发明实施例提供的一种活体组织的光学相干层析成像方法的流程示意图。

所述光学相干层析成像方法包括：

s101：在所述活体组织的同一表面位置进行m次采样，m≥2；

s102：获取m次采样过程中，随波长变化的干涉信号序列；

s103：依据所述干涉信号序列，获得随深度变化的复数信号序列；

s104：依据所述复数信号序列，获取此表面位置不同深度的血流速度参数，所述血流速度参数的值在0-1之间；

s105：扫描不同表面位置后，依据所述血流速度参数，显示不同位数的血流造影图像。

在该实施例中，通过在所述活体组织的同一表面位置进行m次采样，m≥2；获得随波长变化的干涉信号序列，将干涉信号序列进行转换，变为随深度变化的复数信号序列，依据复数信号序列进行简单的运算，即可得到数值在0-1之间的血流速度参数，也就是说无需对血流速度参数进行归一化处理，进而可显示不同位数的血流造影图像。

也就是说，该光学相干层析成像方法可以简单快速的实现对活体组织的血流造影成像。

下面对信号处理的具体方式进行说明：

在oct信号处理过程中，将采集到的某一表面位置(x，y)在时间t随波长λ变化的干涉信号序列γx，y，t(λ)，表面位置为oct光束垂直平面的位置，通过滤波消除噪声，然后进行快速傅立叶变换(fastfouriertransform)，可得到随深度z变化的复数信号，依赖成像深度z变化的复数形式的信号可以表示为包含幅度ax，y，z，t部分和相位部分。

如图2所示，其中(x，y)表示与oct光束垂直平面的坐标，z表示oct光束方向的坐标。

也就是说，如图3所示，oct结构成像时，每个(x，y)位置只采集一次信号，用γx，y(λ)表示，快速傅立叶变换后可得到随深度z变化的复数信号fx，y(z)。

其中a-scan可以得到沿深度方向的一维信息，b-scan可以得到二维截面图像，c-scan可以得到三维图像。

进一步的，结合以下公式，对其参数进行处理：

或，

其中，iflow表示血流速度参数；

fx，y，z，t表示位置(x，y，z)第t次采样的oct复数信号；

fx，y，z，t+1表示位置(x，y，z)第t+1次采样的oct复数信号；

|fx，y，z，t|表示复数fx，y，z，t的取模运算，得到复数信号的幅度部分。

当考虑到多次采样以减小信号噪声，在本申请实施例中引入平均计算，进而可以变换为以下四种形式：

(1)幅度差分

由于

0＜||fx，y，z，t|-|fx，y，z，t+1||＜|fx，y，z，t|+|fx，y，z，t+1|

进而可得：

整理可得：

(2)复数差分

由于

0＜|fx，y，z，t-fx，y，z，t+1|＜|fx，y，z，t|+|fx，y，z，t+1|

进而可得：

整理可得：

(3)幅度差分和

由于

0＜||fx，y，z，t|-|fx，y，z，t+1||＜|fx，y，z，t|+|fx，y，z，t+1|

进而可得：

整理可得：

(4)复数差分和

由于

0＜|fx，y，z，t-fx，y，z，t+1|＜|fx，y，z，t|+|fx，y，z，t+1|

进而可得：

整理可得：

上述(1)-(4)中，fx，y，z，t表示在同一三维空间位置(x，y，z)第t次采样的复数oct信号。

当在(x，y，z)三维空间位置采样m次，即可获得fx，y，z，1，fx，y，z，2，......，fx，y，z，m复数信号，将m个信号进行上述运算，即可获得iflow值。

其中，iflow的取值范围在0-1之间，因此无需后续的归一化处理。

在图像显示时，只需将0-1区间的计算值映射到0-255(8bit图像)、0-4095(12bit图像)、0-65535(16bit图像)或其它位数的图像。

进一步的，基于本发明上述实施例，在本发明另一实施例中，所述在所述活体组织的同一表面位置进行m次采样，包括：

oct光束在所述活体组织的预设表面位置形成光斑；

在所述光斑的固定落点处，进行m次采样。

或，

所述在所述活体组织的预设区域内m个不同表面位置进行1次采样，包括：

oct光束在所述活体组织的预设区域进行侧向位移；

在m个不同表面位置上均进行1次采样；

所述预设区域的尺寸小于等于所述oct光束的光斑直径。

在该实施例中，为了获得同一位置在不同时刻的oct信号，可以将oct光束停留在同一坐标(x，y)的位置，并进行m次采样，然后再移动oct光束，采集下一个位置，如图4所示。

也可以在同一y坐标，沿x轴往复扫描m次，如图5所示，或在同一x坐标，沿y轴往复扫描m次，提取同一坐标(x，y)的m次采样值。

进一步的，如图6所示，还可以采取密集扫描的方式，提取fx，y，z，1，fx+1，y，z，1，......，fx+m-1，y，z，1数据，或fx，y，z，1，fx，y+1，z，1，......，fx，y+m-1，z，1数据进行上述运算。

假设oct光束的圆形光斑直径为r，扫描时相邻oct光束的移动距离为d，当d×(m-1)小于或与r接近时，可以认为fx，y，z，1，fx+1，y，z，1，......，fx+m-1，y，z，1是在不同时刻同一位置采集的数据，同样，fx，y，z，1，fx，y+1，z，1，......，fx，y+m-1，z，1是在不同时刻同一位置采集的数据，该数据采用上述的运算方式进行运算。

当沿x轴方向进行密集扫描采样，且d×(m-1)小于或与r接近时，使用下列四种形式公式计算，其中m为平均计算的窗口。

(5)幅度差分

如图7所示，图7为利用幅度差分算法的大鼠脑皮层的oct血流造影投影图。

在成像时，将大鼠麻醉，去除大鼠头皮，磨薄大鼠的颅骨，然后使用oct光束分别沿x和y两个方向进行逐点扫描，得到三维空间(x，y，z)分布的oct复数信号。

在此，采用沿x方向的密集扫描为例说明，每个位置只采样一次，使用fx，y，z，1表示，m取值为5，因此，在计算中，认为fx，y，z，1，fx+1，y，z，1，fx+2y，z，1，fx+3，y，z，1，fx+4，y，z，1这5个顺序采样点对应同一空间位置不同时刻的oct复数信号。

使用血流造影数据处理流程得到三维的oct血流参数iflow，iflow的数值在0-1之间，直接映射到0-255。

当iflow等于0时，对应图像灰度为0；当iflow等于1时，对应图像灰度为255，即可重建出0-255灰度范围的三维血流造影图像。

对三维图像沿z方向进行标准差投影后，得到如图7所示的投影图像。

(6)复数差分

如图8所示，图8为利用复数差分算法的大鼠脑皮层的oct血流造影投影图。

(7)幅度差分和

如图9所示，图9为利用幅度差分和算法的大鼠脑皮层的oct血流造影投影图。

(8)复数差分和

如图10所示，图10为利用复数差分和算法的大鼠脑皮层的oct血流造影投影图。

当沿y轴方向进行密集扫描采样时，d×(m-1)且小于或与r接近时，使用下列四种形式的公式计算，其中m为平均计算的窗口。

(9)幅度差分

(10)复数差分

(11)幅度差分和

(12)复数差分和

通过上述描述可知，本发明提供的一种活体组织的光学相干层析成像方法，通过在所述活体组织的同一表面位置进行m次采样，m≥2；获得随波长变化的干涉信号序列，将干涉信号序列进行转换，变为随深度变化的复数信号序列，依据复数信号序列进行简单的运算，即可得到数值在0-1之间的血流速度参数，也就是说无需对血流速度参数进行归一化处理，进而可显示不同位数的血流造影图像。

也就是说，该光学相干层析成像方法可以简单快速的实现对活体组织的血流造影成像。

基于本发明上述实施例，在本发明另一实施例中还提供了一种活体组织的光学相干层析成像系统。参考图11，图11为本发明实施例提供的一种活体组织的光学相干层析成像系统的结构示意图。

所述光学相干层析成像系统包括：光源发射装置、光学耦合器、参考光路、样品光路和信号处理成像装置；

所述光源发射装置用于出射弱相干光；

所述光学耦合器用于将所述弱相干光分束，一部分入射至所述参考光路，另一部分入射至所述样品光路；

所述参考光路用于将光束反射回所述光学耦合器，所述样品光路用于将被样品散射后的光束输送至所述光学耦合器，二者在光学耦合器中发生干涉；

所述信号处理成像装置获取干涉信号，进行成像。

其中，所述光源发射装置包括：

扫频光源，用于不同时刻输出不同波长的弱相干光；

偏振控制器，用于对所述弱相干光的偏振态进行处理。

所述信号处理成像装置包括：

光电探测器，用于检测所述干涉信号；

上位机，用于依据所述干涉信号进行成像。

在该实施例中，基于扫频光源，扫频光源输出的光束通过光学耦合器分光后，一部分光进入样品光路，一部分光进入参考光路。参考光路的光经过透镜后，由反射镜反射。进入样品光路的光束，经过透镜后，聚焦在生物组织上。样品光路和参考光路返回的散射光和反射光，进入光学耦合器中产生干涉，由光电探测器检测。扫频光源每一时刻输出一个波长的光束，在较短的时间范围内，完成波长的改变，实现不同波长光束的输出。

基于本发明上述实施例，在本发明又一实施例中还提供了另一种活体组织的光学相干层析成像系统。参考图12，图12为本发明实施例提供的另一种活体组织的光学相干层析成像系统的结构示意图。

所述光学相干层析成像系统包括：光源发射装置、光学耦合器、参考光路、样品光路和信号处理成像装置；

所述光源发射装置用于出射弱相干光；

所述光学耦合器用于将所述弱相干光分束，一部分入射至所述参考光路，另一部分入射至所述样品光路；

所述参考光路用于将光束反射回所述光学耦合器，所述样品光路用于将被样品散射后的光束输送至所述光学耦合器，二者在光学耦合器中发生干涉；

所述信号处理成像装置获取干涉信号，进行成像。

其中，所述光源发射装置包括：

连续光谱光源，用于在同一时刻输出不同波长的光束；

光学隔离器，用于实现光束的单向通行。

其中，所述信号处理成像装置包括：

光栅，用于将不同波长的干涉光在空间上分开；

相机，用于检测所述干涉信号；

上位机，用于依据所述干涉信号进行成像。

其中，所述参考光路包括：第一透镜和反射镜；

所述样品光路包括：第二透镜和样品。

在该实施例中，基于连续宽光谱光源，光源输出的光束通过光学隔离器后，由光学耦合器分光，一部分光进入样品光路，一部分光进入参考光路。参考光路的光经过偏振控制器和透镜后，由反射镜反射。进入样品光路的光，经过偏振控制器和透镜后，聚焦在生物组织上。样品光路和参考光路返回的散射光和反射光，在光学耦合器中干涉，干涉信号通过透镜后，由光栅进行分光，将不同波长的干涉光在空间上分开，经过透镜后在相机上进行光电转换。

以上对本发明所提供的一种活体组织的光学相干层析成像系统及方法进行了详细介绍，本文中应用了具体个例对本发明的原理及实施方式进行了阐述，以上实施例的说明只是用于帮助理解本发明的方法及其核心思想；同时，对于本领域的一般技术人员，依据本发明的思想，在具体实施方式及应用范围上均会有改变之处，综上所述，本说明书内容不应理解为对本发明的限制。

需要说明的是，本说明书中的各个实施例均采用递进的方式描述，每个实施例重点说明的都是与其他实施例的不同之处，各个实施例之间相同相似的部分互相参见即可。对于实施例公开的装置而言，由于其与实施例公开的方法相对应，所以描述的比较简单，相关之处参见方法部分说明即可。

还需要说明的是，在本文中，诸如第一和第二等之类的关系术语仅仅用来将一个实体或者操作与另一个实体或操作区分开来，而不一定要求或者暗示这些实体或操作之间存在任何这种实际的关系或者顺序。而且，术语“包括”、“包含”或者其任何其他变体意在涵盖非排他性的包含，从而使得包括一系列要素的过程、方法、物品或者设备所固有的要素，或者是还包括为这些过程、方法、物品或者设备所固有的要素。在没有更多限制的情况下，由语句“包括一个......”限定的要素，并不排除在包括所述要素的过程、方法、物品或者设备中还存在另外的相同要素。

对所公开的实施例的上述说明，使本领域专业技术人员能够实现或使用本发明。对这些实施例的多种修改对本领域的专业技术人员来说将是显而易见的，本文中所定义的一般原理可以在不脱离本发明的精神或范围的情况下，在其它实施例中实现。因此，本发明将不会被限制于本文所示的这些实施例，而是要符合与本文所公开的原理和新颖特点相一致的最宽的范围。