具有相位敏感的b扫描配准的光学相干断层扫描(oct)系统的制作方法

具有相位敏感的b扫描配准的光学相干断层扫描(oct)系统的制作方法
【专利摘要】本公开涉及光学相干断层扫描(OCT)领域。本公开尤其涉及OCT系统，所述OCT系统具有使用相位敏感的B扫描配准方法的配置。在本公开中，OCT系统可具有如下配置：扫描物理对象，获取OCT信号来形成B扫描，使用这些B扫描来通过使用B扫描之间的总相位误差确定在轴向方向上的最佳偏移，并且对准B扫描，从而最小化可能在扫描所述物理对象期间发生的运动的影响。
【专利说明】
具有相位敏感的B扫描配准的光学相干断层扫描(OCT)系统
[0001] 相关申请的交叉引用
[0002] 本申请基于2014年2月4日提交的题为"OCT Phase-Sens itive B-scan Registration Algorithm，"、代理人档案号为CIT-6801-P的美国临时专利申请61/935， 431，并且要求所述临时专利申请的优先权。本申请还基于2015年2月4日提交的题为 "Optical Coherence Tomography (OCT )with Improved Motion Contrast，''、代理人档案 号为064693-0312的专利合作条约(PCT)申请号PCT/US15/14410,并且要求所述PCT申请的 优先权。所述临时专利申请和PCT申请的全部内容以引用的方式并入本文。
[0003] 关于联邦政府资助研究的声明
[0004] 本发明是在政府支持下进行的（国立卫生研究所(NIH)授予的批准号是NIH STTR 1 R41 EY021054)。政府对本发明拥有某些权利。
[0005] 背景
技术领域
[0006] 本公开涉及光学相干断层扫描(0CT)领域。本公开尤其涉及具有相位敏感的B扫描 配准的0CT系统。本公开还尤其涉及用于所述0CT系统的相位敏感的B扫描配准方法。
[0007] 相关技术描述
[0008] 光学相干断层扫描(0CT)自从在1991年引入以来已经成为不可缺少的临床成像工 具。关于0CT技术的背景，参见例如Drexler和Fu j imoto等人的"Optical Coherence Technology:Technology and Applications"Springer，Heidelberg，Germany，2008。这本 书以引用的方式整体并入本文。〇CT是基于被称为低相干干涉测量法的光学测量技术。OCT 通过将光束引导至物理对象，然后测量并分析反向散射光的量值和时间延迟来执行对物理 对象的内部微观结构的高分辨率、横截面成像。
[0009] 通过执行时间延迟的多次轴向测量(轴向扫描或A扫描)和横向地扫描入射光束来 产生横截面成像。这产生A扫描的二维数据集（即，B扫描），其表示在穿过物理对象的横截平 面中的光学反向散射。通过按光栅图案扫描入射光束而获取按顺序的横截面图像，可以产 生三维体积数据集(三维0CT或3D-0CT)。这种技术得出物理对象的内部微观结构图像，其具 有非常高的清晰度。例如，可在原位并且实时有效地对组织的病理学进行成像，其中分辨率 小于15微米。
[0010] 已经开发了若干类型的0CT系统和方法，例如，时域OCT(TD-OCT)和傅立叶域0CT (FD-0CT)。使用ro-0CT允许对视网膜形态进行高分辨率成像，这几乎可以与组织学分析相 比较。FD-0CT技术的实例包括频谱域OCT(SD-0CT)和扫频源OCT(SS-0CT)。
[0011] 0CT可用来识别常见的视网膜血管疾病，诸如年龄相关的黄斑变性(AMD)、糖尿病 视网膜病变(DR)以及视网膜血管阻塞。然而，尽管0CT成像快速发展，当前的0CT技术可能无 法提供视网膜和脉络膜微脉管系统的充分可视化。因此，临床医生经常被迫安排患有视网 膜血管疾病的患者进行0CT和荧光素血管造影术(FA)两者。使用在FD-0CT成像期间产生的 数据来产生眼底的血管造影图像已经越来越受到关注。这些血管造影片无创地实现而无需 注射荧光染料。
[0012] 近来，已经引入相位方差OCT(PV-OCT)来对视网膜微脉管系统进行成像。例如参 见：Fingler等人的 "Dynamic Motion Contrast and Transverse Flow Estimation Using Optical Coherence Tomography" 的美国专利号7，995，814;Fingler等人的 "Dynamic Motion Contrast and Transverse Flow Estimation Using Optical Coherence Tomography"的美国专利号8,369,594;Fingler等人的"Mobility and transverse flow visualization using phase variance contrast with spectral domain optical coherence tomography" Opt · Express 2007;15:12636-53 ; Fingler等人的 "Phase-contrast OCT imaging of transverse flows in the mouse retina and choroid. Invest Ophthalmol .Vis · Sc i · 2008 ; 49 : 5055-9 ; Fingler等人的 "Volumetric microvascular imaging of human retina using optical coherence tomography with a novel motion contrast technique?，Opt.Express[serial online]2009；17:22190-200;Kim等人的 "In vivo volumetric imaging of human retinal circulation with phase-variance optical coherence tomography"Biomed Opt Express[serial online] 2011; 2 :1504-13 ;Kim等人的 "Noninvasive imaging of the foveal avascular zone with high-speed , phase-variance optical coherence tomography" Invest.0phthalmol.Vis.Sci.2012;53:85_92;以及Kim等人的"Optical imaging of the chorioretinal vasculature in the living human eye"PNAS，2013年8月27 日，第110卷， 编号35,14354-14359。所有这些公布和专利公开内容以引用的方式整体并入本文。
[0013] PV-0CT使用在FD-0CT成像期间正常获取但未使用的数据的软件处理。利用不同于 存在于商业器械中的扫描协议，PV-0CT识别在连续的B扫描之间的运动区域，将其与更少的 移动区域进行对比。在视网膜和脉络膜中，具有运动的区域对应于脉管系统;这些脉管易于 与相对静止的其他视网膜组织区分开。
[0014] -种用来获取视网膜脉管系统的图像的替代性方法是多普勒0CT，其测量在连续 深度扫描之间的散射体位置变化并且使用这个信息来计算平行于成像方向的流动分量(称 作轴向流动）。已经使用多普勒0CT来对视网膜中较大的轴向流动进行成像，但在没有专用 扫描协议的情况下，当缓慢流动或取向成横向于成像方向流动时，这种技术受到限制。因为 这种技术取决于当成像速度改进继续用于ro-ocT系统时测量在连续深度扫描之间的运动 变化，所以散射体具有更少时间来在测量之间移动并且最慢的运动因噪声而变得模糊。这 进一步减少典型多普勒oct技术的可视化能力。
[0015] 相比之下，PV-0CT将能够在增加的ro-0CT成像速度下实现相位测量之间的相同时 间分隔，从而保持所展示的能力来独立于脉管取向可视化快速血管流动和缓慢微血管流 动。
[0016] 近年来，若干团体已经开发出0CT成像方法来超越常规的多普勒0CT成像限制。一 些方法包括:诸如在2波束扫描中通过ro-ocT机器的硬件修改来增加流动对比，或产生用于 提取流动分量的外差频率。其他研究人员已经使用非常规的扫描图案或(诸如PV-0CT中所 使用的）重复的B扫描获取来增加相位测量之间的时间分隔并且增强微血管流动的多普勒 流动对比。除用来可视化脉管系统的基于相位的对比技术之外，基于强度的微脉管系统可 视化已经被开发用于0CT，其使用分割、基于散斑的时间变化、基于去相关的技术以及基于 相位变化和强度变化两者的对比。这些方法中的每一种关于微血管可视化、噪声级以及失 真具有变化的能力，同时对在获取期间正在进行典型运动的视网膜组织进行成像。利用体 积数据的选择性分割或通过更长成像时间的增加的统计值，可以克服噪声和失真限制中的 一些，但需要进一步分析才能够比较来自所有这些不同系统的所有可视化能力。
[0017]关于OCT方法和系统以及其应用的进一步描述例如参见:Schwartz等人的"Phase-Variance Optical Coherence Tomography: A Technique for Noninvasive Angiography"American Academy of Ophthalmology，第121 卷，2014年 1 月第1 期，第ISO-187页； Sharma 等人的 "Data Acquisition Methods for Reduced Motion Artifacts and Applications in OCT Angiography"美国专利号8,857,988;Narasimha-Iyer等人的 "Systems and Methods for Improved Acquisition of Ophthalmic Optical Coherence Tomography Data"美国专利申请公布号2014/0268046;Everett的"Methods for Mapping Tissue With Optical Coherence Tomography Data"美国专利号7,768,652。所有这些公 布和专利公开内容以引用的方式整体并入本文。
[0018] 概述
[0019] 本公开涉及光学相干断层扫描(0CT)领域。本公开尤其涉及具有相位敏感的B扫描 配准的0CT系统。本公开尤其涉及用于所述0CT系统的相位敏感的B扫描配准方法。
[0020] 例如，所述0CT系统可具有如下配置:用具有一定束宽和方向的光束来扫描具有一 定表面和深度的物理对象;从所述扫描获取0CT信号;从所获取0CT信号生成离散化A扫描数 据和B扫描数据;将所述离散化A扫描数据分配到像素中；使用所获取0CT信号来形成至少一 个B扫描集群集，所述至少一个B扫描集群集包括至少一个B扫描集群，所述至少一个B扫描 集群包括至少两个B扫描，所述至少两个B扫描相互平行并且形成平行于光束方向的平面； 以及由所述至少两个B扫描形成B扫描对。
[0021] 所述0CT系统还可具有如下配置：（a)计算每个B扫描对的总相位误差并且在平行 于光束方向的方向上将每个B扫描对中的一个B扫描偏移至少两次，或(b)在平行于光束方 向的方向上将每个B扫描对中的一个B扫描偏移至少三次;其中每次偏移是一个像素并且平 行于光束。
[0022] 所述0CT系统还可具有如下配置:在每次偏移之后计算每个B扫描对的总相位误 差;识别每个B扫描对的所有计算出的总相位误差中最小计算出的总相位误差;识别每个B 扫描对的偏移量，所述偏移量导致所识别的最小计算出的总相位误差;计算所述至少一个B 扫描集群内的每个B扫描的累积轴向偏移；以及对准所述至少一个B扫描集群内的所有B扫 描。
[0023] 所述0CT系统还可具有如下配置:在形成B扫描对之后，计算每个B扫描对的相位 差;并且其中可使用计算出的相位差来计算每个总相位误差，其中每个计算出的相位差可 构成相位差数据点。所述相位差数据点可用来计算整体运动(bulk motion)相位差。
[0024]可针对整体运动的影响对计算出的整体运动相位差进行校正以便提供已校正的 相位差。
[0025]可将基于强度的阈值方法应用于所述已校正的相位差以便降低噪声的影响。
[0026]所述0CT系统可具有使用已对准的B扫描来形成所述物理对象的图像的配置。所述 物理对象可以是人类组织。
[0027]所述OCT系统可包括:至少一个光源，其提供至少一个光束;至少一个回射反射器； 至少一个光纤耦合器或至少一个自由空间耦合器，其将所述至少一个光束导引至所述物理 对象和至少一个回射反射器。导引至所述物理对象的所述至少一个光束可形成至少一个反 向散射光束。导引至所述至少一个回射反射器的所述至少一个光束可形成至少一个反射的 参考光束。
[0028]所述0CT系统还可包括:至少一个扫描光学器件，其在所述物理对象上扫描所述至 少一个光束；至少一个检测器。所述检测器可组合所述至少一个反向散射光束与所述至少 一个反射光束来形成光干涉，检测所述至少一个反向散射光束的量值和时间延迟，并且形 成0CT信号。所述至少一个光纤耦合器或所述至少一个自由空间耦合器可将所述至少一个 反向散射光束和所述至少一个反射光束导引至所述至少一个检测器。
[0029] 所述0CT系统还可包括:至少一个处理器，其获得并分析由所述至少一个检测器形 成的0CT信号，并且形成所述物理对象的至少一个图像；以及至少一个显示器，其显示所述 物理对象的所述至少一个图像。
[0030] 所述0CT系统可具有基于B扫描之间的强度或相位变化来识别运动区域的配置。所 述0CT系统可具有如下配置：例如通过使用相位方差OCT(PV-OCT)方法、相位对比0CT(PC-0CT)方法、强度/散斑方差OCT (IV-0CT)方法、多普勒OCT (D-0CT)方法、多普勒功率频移OCT (roS-〇CT)方法、频谱分离幅度去相关分析(SSADA)方法、光学微血管造影(0MAG)方法、相关 映射OCT(cmOCT)方法或其组合来识别所述运动区域。所述0CT系统可具有可使用相位方差 OCT(PV-OCT)方法的配置。
[0031] -种包含指令程序的非暂态、有形计算机可读存储介质（"存储介质"）也在本公开 的范围内，所述指令程序可致使运行所述指令程序的计算机系统充当光学相干断层扫描 (0CT)系统。
[0032]所述存储介质可具有如下配置:用具有一定束宽和方向的光束来扫描具有一定表 面和深度的物理对象;从所述扫描获取0CT信号;从所获取0CT信号生成离散化A扫描数据和 B扫描数据;将所述离散化A扫描数据分配到像素中；使用所获取0CT信号来形成至少一个B 扫描集群集，所述至少一个B扫描集群集各自包括至少一个B扫描集群，所述至少一个B扫描 集群包括至少两个B扫描，所述至少两个B扫描相互平行并且形成平行于光束方向的平面； 以及由每个B扫描集群中的所述至少两个B扫描形成B扫描对。所述存储介质还可具有进行 以下操作中的任一个的配置：（a)在任何B扫描的任何偏移之前计算每个B扫描对的总相位 误差，然后将每个B扫描对中的一个B扫描偏移至少两次，或(b)将每个B扫描对中的一个B扫 描偏移至少三次。每次偏移可以是一个像素，并且是在平行于所述光束的方向上。所述存储 介质还可具有如下配置:在每次偏移之后计算每个B扫描对的总相位误差;识别每个B扫描 对的所有计算出的总相位误差中最小的计算出的总相位误差;识别每个B扫描对的偏移量， 所述偏移量导致所识别的最小计算出的总相位误差;计算所述至少一个B扫描集群内的每 个B扫描的累积轴向偏移;并且对准所述至少一个B扫描集群内的所有B扫描。
[0033] 所述指令程序可致使运行所述指令程序的计算机系统进行以下操作:获得并分析 由至少一个检测器形成的0CT信号;并且形成所述物理对象的至少一个图像;并且显示所述 物理对象的所述至少一个图像。
[0034] 上述系统、存储介质和方法的任意组合在本公开的范围内。
[0035] 这些以及其他部件、步骤、特征、对象、益处以及优点现在将从阅读以下说明性实 施方案的详述、附图以及权利要求变得显而易见。
[0036] 附图简述
[0037]附图是说明性实施方案的图。附图并不示出所有实施方案。此外或作为替代，可使 用其他实施方案。可以省略可能是显而易见的或不必要的细节，以便节省空间或用于更有 效的说明。可在具有另外的部件或步骤的情况下且/或在没有所示出的所有部件或步骤的 情况下实践一些实施方案。当相同的数字出现在不同附图中时，它是指相同或相似的部件 或步骤。
[0038]图1是一般化的0CT系统的示意图。
[0039] 图2示意性地示出用于0CT系统的扫描配置。
[0040] 图3示意性地示出人类左眼的矢状图。
[0041] 图4示意性地示出视网膜的横截面层。
[0042] 图5示出视网膜中心凹区域的横截面0CT图像。
[0043]图6示出横向于传播方向的光束的强度分布的实例。
[0044] 图7通过举例的方式示意性地示出可用于计算0CT相位敏感的B扫描配准的四个B 扫描、两个B扫描集群以及一个B扫描集群集。
[0045] 图8示出可如何通过使用相位敏感的B扫描配准方法来校正0CT图像。
[0046] 图9示意性地示出可如何计算总相位误差的示例性方法。
[0047] 图10示出由于在z轴方向上的运动而引起的第二B扫描的偏移的实例。
[0048] 图11示出确定相位差最小值和最佳偏移的的实例。
[0049] 示例性实施方案的详述
[0050]现在描述说明性实施方案。此外或作为替代，可使用其他实施方案。可省略可能是 显而易见的或不必要的细节，以便节省空间或用于更有效的说明。可在具有另外的部件或 步骤的情况下且/或在没有所描述的所有部件或步骤的情况下实践一些实施方案。
[0051 ]已经论述的部件、步骤、特征、目的、益处和优点仅是说明性的。其中的任何一个或 与其相关的论述均不意图以任何方式限制保护范围。也涵盖许多其他实施方案。这些实施 方案包括具有更少的、另外的和/或不同的部件、步骤、特征、目的、益处和优点的实施方案。 这些实施方案还包括将部件和/或步骤不同地布置和/或排序的实施方案。
[0052]本公开涉及光学相干断层扫描(0CT)领域。本公开尤其涉及0CT系统，所述0CT系统 具有使用相位敏感的B扫描配准方法的配置。本公开尤其涉及用于所述0CT系统的相位敏感 的B扫描配准方法。
[0053]本公开涉及0CT系统。所述0CT系统可包括具有任何光学设计的任何干涉仪，包括 诸如迈克尔森干涉仪、马赫-增德尔干涉仪、吉莱-图努瓦干涉仪、基于共同路径的设计或其 他干涉仪体系结构。干涉仪中的样品臂和参考臂可由任何类型的光学器件(例如，块状光学 器件、光纤、混合块状光学系统等)组成。
[0054] 所述0CT系统还可包括任何基础0CT系统。基础0CT系统的实例可包括时域0CT(TD-0CT)和傅立叶域或频域OCT(ro-〇CT)。FD-0CT的实例可包括频谱域OCT(SD-0CT)、扫频源OCT (SS-0CT)和光频域成像(0FDI)。
[0055] 所述0CT系统可具有使用识别且/或可视化运动区域的任何0CT方法（"0CT运动对 比方法"）的配置。所述OCT运动对比方法可使用发生在物理对象内的运动来识别且/或可视 化具有改进的对比的区域。例如，0CT可以使用由血管中的血流引起的0CT信号变化来通过 重要的图像对比识别且/或可视化脉络膜脉管系统。因此，获得更好的图像，且/或以前通过 典型0CT系统不能被识别的结构变得可见。例如，通过使用0CT运动对比方法，脉络膜血管层 可变得可见。所述0CT运动对比方法的实例可包括相位方差OCT(PV-OCT)、相位对比0CT(PC-0CT)、强度/散斑方差OCT(IV-OCT)、多普勒OCT(D-OCT)、多普勒功率频移OCT(roS-OCT)、频 谱分离幅度去相关分析(SSADA)、光学微血管造影(0MAG)、相关映射OCT(cmOCT)等。所述PV-0CT方法的实例由Fingler等人的 "Dynamic Motion Contrast and Transverse Flow Estimation Using Optical Coherence Tomography" 的美国专利号7,995,814;Fingler等 人的 "Dynamic Motion Contrast and Transverse Flow Estimation Using Optical Coherence Tomography" 的美国专利号8,369,594;Fingler等人的 "Mobi 1 i ty and transverse flow visualization using phase variance contrast with spectral domain optical coherence tomography^Opt.Express[serial online]2007；15:12636-53公开；所述散斑方差OCT方法的实例由Mariampi 1 lai等人的"Speckle variance detection of microvasculature using swept-source optical coherence tomography，"0pt.Lett.33(13) ,1530-1532(2008)公开;所述相关映射OCT方法的实例由 Enfield等人的〃 In vivo imaging of the microcirculation of the volar forearm using correlation mapping optical coherence tomography(cmOCT Biomed.Opt.Express 2,1184-1193(2011)公开;所述OMAG方法的实例由An等人的〃In vivo volumetric imaging of vascular perfusion within human retina and choroids with optical micr〇-angiography"Opt.Express 16,11438-11452(2008)公开；所述功率 多普勒OCT方法的实例由Makita等人的〃Optical coherence angiography〃0pt·Express 14,7821-7840 (2006)公开；所述 SSADA 方法的实例由 Jia 等人的 "Split-spectrum amplitude-decorrelation angiography with optical coherence tomography，'， Opt.Express20(4) ,4710-4725(2012)公开。这些公开的全部内容以引用的方式并入本文D
[0056] 0CT系统100可包括至少一个光源110、至少一个扫描光学器件200、至少一个回射 反射器180、至少一个光纤耦合器220或至少一个自由空间耦合器、至少一个检测器130、至 少一个处理单元140以及至少一个显示单元15(L
[0057]在图1中示意性地示出的一般化的0CT系统的实例由Fingler等人的"Dynamic Motion Contrast and Transverse Flow Estimation Using Optical Coherence Tomography" 的美国专利号7，995,814;Fingler等人的 "Dynamic Motion Contrast and Transverse Flow Estimation Using Optical Coherence Tomography" 的美国专利号8， 369，594;以及Sharma等人的题为 "Data Acquisition Methods for Reduced Motion Artifacts and Applications in OCT Angiography" 的美国专利号8,857，988公开D这些 公开的内容以引用的方式整体并入本文。〇CT系统100可包括这种一般化的OCT系统。
[0058] 至少一个光源110可包括任何光源，例如，低相干光源。可通常通过使用至少一个 光纤220来导引来自光源110的光来照射物理对象210。物理对象210的实例可以是人眼中的 任何组织。例如，所述组织可以是视网膜。光源110可以是在SD-0CT情况下具有较短时间相 干性长度的宽带低相干光源或在SS-0CT情况下的波长可调谐激光源。可通常用处于光纤 220的输出与物理对象210之间的扫描光学器件200来扫描光，使得被导引用于物理对象210 的光束(虚线)在将要成像的面积或体积上被横向地(在X轴和/或y轴上）扫描。扫描光学器 件200可包括适合于扫描的任何光学元件。扫描光学器件200可包括至少一个部件。扫描光 学器件200的至少一个部件可以是光学部件。可通常将从物理对象210散射的光收集到用来 导引光来照射物理对象210的相同光纤220中。（在图1中示出物理对象210,仅仅是为了示意 性地展示物理对象210与OCT系统100相关。物理对象210不是OCT系统100的部件。）
[0059] 0CT系统100还可包括光束分离器120,其用来分离由光源110提供的光并且将光导 引至参考臂230和物理对象臂240 ACT系统还可包括放在光束分离器120与回射反射器180 之间的透镜160 ACT系统还可包括放在光束分离器120与扫描光学器件200之间的透镜170。 [0060] 源自同一光源110的参考光250可沿着单独路径行进，所述路径在这种情况下包括 光纤220和具有可调光学延迟的回射反射器180。回射反射器180可包括至少一个部件。回射 反射器180的至少一个部件可以是光学部件，例如参考镜。还可使用透射性参考路径，并且 可调延迟可放在干涉仪100的物理对象臂240或参考臂230中。
[0061 ]可通常在光纤耦合器中组合从物理对象210散射的所收集光260与参考光250以便 在检测器130中形成光干涉，从而形成0CT信号。尽管示出通往检测器130的单个光纤端口， 但是干涉仪的各种设计可用于对用于SS-0CT的干涉信号或用于SD-0CT的分光计检测器进 行平衡或不平衡检测。
[0062] 可将来自检测器130的输出供应至处理器140。可将结果存储在处理器140中或显 示在显示器150上。处理功能和存储功能可以位于0CT系统内，或功能可在外部处理单元上 执行，所收集的数据被传送到所述外部处理单元。这种外部单元可专用于数据处理或执行 相当通用且不专用于0CT系统的其他任务。
[0063] 如本文所使用的光束应被解释为任何仔细地引导的光路径。在时域系统中，参考 臂230可能需要具有可调谐的光学延迟来产生干涉。在TD-0CT和SS-0CT系统中可通常使用 平衡检测系统，而在用于SD-0CT系统的检测端口处可使用分光计。
[0064] 干涉可致使干涉光的强度在光谱上变化。干涉光的傅里叶变换可揭示散射强度在 不同路径长度下的轮廓，并且因此随物理对象中的深度（z轴方向）而变的散射。例如参见 Leitgeb等人的 "Ultrahigh resolution Fourier domain optical coherence tomography/'Optics Express 12(10) :2156，2004。这个公布的全部内容以引用的方式并 入本文。
[0065] 随深度而变的散射的轮廓被称为轴向扫描(A扫描），如在图2中示意性地示出。在 物理对象中的相邻位置处测量的A扫描的集合产生物理对象的横截面图像(断层扫描或B扫 描）。在样品上的不同横向位置处收集的单独B扫描的集合构成数据体或立方体。通过组合 多个B扫描，可以形成三维C扫描。对于特定的数据体，术语快轴是指沿单个B扫描的扫描方 向，而慢轴是指收集多个B扫描所沿的轴线。
[0066] B扫描可由在X轴和y轴所表示的平面中的任何横向扫描形成。B扫描可例如沿水平 或X轴方向、沿垂直或y轴方向、沿X轴方向和y轴方向的对角方向、按圆形或螺旋形图案及其 组合形成。本文所论述的大多数实例可指在χ-ζ轴方向上的B扫描，但本公开可同样地适用 于任何横截面图像。
[0067] 物理对象210可以是任何物理对象。物理对象210可以是如在图3中以简化方式示 出的人眼500。人眼包括眼角膜510、瞳孔520、视网膜300、脉络膜540、视网膜中心凹区域 550、视神经盘560、视神经570、玻璃体腔580和视网膜血管590。
[0068] 物理对象210可以是组织。所述组织的实例是视网膜。在图4中示意性地示出视网 膜300的各层的简化横截面图像。视网膜层包括神经纤维层(NFL)310、外界膜(ELM)320、光 感受器内/外段330、光感受器外段340、视网膜色素上皮细胞(RPE)350、视网膜色素上皮细 胞(RPE)/布鲁赫膜复合物360。图4还示意性地示出视网膜中心凹370。图5示出视网膜中心 凹区域的横截面0CT图像。
[0069] 所述0CT系统可包括提供至少一个0CT系统的方法，所述至少一个0CT系统用来通 过用至少一个光束扫描物理对象来获取数据，以形成至少一个A扫描和至少一个B扫描。所 述至少一个0CT系统可以是如上文所公开的任何0CT系统。
[0070] 物理对象可包括如上文所公开的任何物理对象。物理对象具有表面和深度。例如， 眼睛的眼底具有通过瞳孔从外侧环境接收光的外表面。眼睛的眼底还具有在其外表面处开 始并且从其外表面延伸的深度。
[0071] 在本公开中，z轴是平行于延伸到物理对象的深度中的光束的轴线（"轴向轴线"）， X轴和y轴（"横向轴线"）是横向的，从而是垂直于Z轴的轴线。在图1-5和图7中示出这三个轴 线的取向。
[0072] 由0CT系统提供的至少一个光束在物理对象的位置处具有宽度和强度。在一个实 例中，在物理对象的这个位置处，光束被聚焦（"聚焦的光束"）。例如，在这个位置处，光束的 宽度处于其最小值。光束的横截面积可具有任何形状。例如，所述横截面积可具有圆形形状 或椭圆形形状。聚焦的光束的强度沿其横向轴线变化，所述横向轴线垂直于其传播轴线。这 个横向光束轴线可以是径向轴线。在光束的中心处的光束强度处于其峰值（即，光束强度处 于其最大值），并且沿其横向轴线降低，从而形成强度分布。可通过高斯函数来大致估计这 种分布，如图6中所不。光束的宽度（"束宽"）被定义为在两个相对点处与强度分布相交的线 的长度，在所述两个相对点处，强度是其峰值的Ι/e 2倍。光束可包括多于一个的峰值。使用 具有最高光束强度的峰值来计算束宽。在图6中示意性地示出束宽的实例。典型0CT系统的 典型束宽在物理对象位置处可在10微米到30微米范围中变化。
[0073] 0CT系统可使用还可包括获取数据来形成至少一个B扫描集群集的方法。至少一个 B扫描集群集的数目P等于或大于1，其中P是整数。例如，P可以是1、2、3、4、5、10、100、1，000、 10,000或100,000 〇
[0074] 每个B扫描集群集可包括任意数量的B扫描集群，N等于或大于2,其中N是整数。例 如，N可以是2、3、4、5、10、100、1,000、10,000或 100,000。
[0075] 每个B扫描集群可包括任意数量的B扫描，Μ等于或大于2,其中Μ是整数。例如，Μ可 以是2、3、4、5、10、20、100、1，000、10,000或 100,000。
[0076] 每个Β扫描可沿相同的横向轴线或另一个横向轴线(X轴或y轴)来定位，所述横向 轴线可平行于B扫描集群集内的其他B扫描的横向轴线。每个B扫描可形成垂直于所述横向 轴线中的一个的平面，并且每个B扫描平面可因此平行于另一个B扫描的平面。也就是说，每 个B扫描可平行于z轴。
[0077] 每个B扫描包括例如位于(x-z)平面上的多个数据点。在一段时间内获取每个B扫 描、每个B扫描集群以及每个B扫描集群集。也就是说，每个B扫描、每个B扫描集群以及每个B 扫描集群集是在分别与所有其他B扫描、所有其他B扫描集群以及所有其他B扫描集群集不 同的时间处形成。在本公开中，"首先形成"意思是在时间上首先形成；"第二个形成"意思是 在时间上第二个形成；"接下来形成"或"邻近的"意思是在时间上接下来形成;并且"最后形 成"意思是在时间上最后形成。
[0078]可针对在一段时间内获取的每个(x，z)数据点来计算0CT运动对比。可根据复杂的 0CT信号、0CT强度信息、相位信息或其组合来计算这个运动对比。
[0079]在每个B扫描集群内的每个B扫描平面之间的空间距离(集群内距离)可在0到一半 束宽（以微米为单位)的范围中变化。例如，所述集群内距离可在〇微米到15微米的范围中变 化。
[0080] 在每个B扫描集群的最后形成的B扫描与邻近于所述B扫描的另一个接下来的B扫 描集群的首先形成的B扫描之间的空间距离（"集群间距离"）可至少等于或大于1微米。例 如，戶斤述集群内距离可在1微米到10微米、1微米到100微米或1微米到1，〇〇〇微米的范围中变 化。
[0081] 在图7中示出的实例中，首先形成的B扫描集群包括两个B扫描并且第二个形成的B 扫描集群包括两个B扫描。在这个实例中，所述B扫描集群集包括两个B扫描集群。
[0082] 所述方法还可包括获取数据来形成至少两个B扫描集群集。每个B扫描集群集可沿 相同的横向轴线或另一个横向轴线(X轴或y轴)来定位，所述横向轴线可平行于其他B扫描 集群集的横向轴线。在每个B扫描集群集的最后形成的B扫描与邻近于所述B扫描集群集的 另一个B扫描集群集的首先形成的B扫描之间的空间距离（"集群集间距离"）可至少等于或 大于20微米。
[0083]虽然在0CT图像获取期间的样本运动发生在三维中，但是仅可容易地识别两个按 顺序的B扫描之间的轴向运动。在获取两个按顺序的B扫描期间发生的横向运动可能会在所 测量的0CT信号中引起不可被直接识别的散斑噪声。此外，尽管可通过经由基于0CT强度的 对准方法对B扫描进行对准和再配准来最小化所述轴向运动的影响，但是因为B扫描未被最 佳地对准，所以这类方法可通过B扫描向0CT图像对比引入散斑和/或相位噪声。
[0084] 本公开涉及用于最小化样本运动对0CT图像对比的影响的方法（"相位敏感的B扫 描配准"）。相位敏感的B扫描配准方法可在z轴方向上最小化样本运动对0CT图像对比的影 响。本公开还涉及用于最小化在两个按顺序的B扫描之间的样本运动的影响的方法。0CT信 号可包括0CT信号强度和/或相位。
[0085] 相位敏感的B扫描配准方法可包括对准运动的轴向（z轴方向）分量以最小化运动 对0CT信号的影响（"轴向对准方法"）。然后，剩余的相位噪声可与可能已经发生的横向运动 直接相关。
[0086] 本公开涉及对准所有B扫描来针对轴向运动进行校正的光学相干断层扫描(0CT) 系统。已对准的所有B扫描可用来提供已针对轴向运动进行校正的0CT图像。
[0087] 用于轴向对准的方法可包括在两个按顺序B扫描之间的基于相位的轴向对准方 法。这种方法还可包括：
[0088] (a)最小化经由在两个B扫描之间的轴向运动引入的相位噪声，和/或
[0089] (b)确定可用来评估可在B扫描期间发生的横向运动的量的定量度量。这种方法可 允许改进的处理选项和用于将数据与具有最大运动噪声的B扫描隔离的统计异常值分析。
[0090] 相位敏感的B扫描配准方法可包括通过使用OCT系统来获取数据以形成至少两个B 扫描。两个邻近的B扫描可形成一对（"首先形成的B扫描和第二个形成的B扫描"或"B扫描 对"扫描对的每个B扫描可包括一定数目的A扫描Q，其中Q是等于或大于1的整数。例如，Q 可以是1、10、100、1，000或10,000。8扫描对的两个8扫描可具有相同数目的4扫描。
[0091] 相位敏感的B扫描配准方法还可包括:通过将B扫描对中的一个相对于另一个B扫 描沿z轴方向偏移预定距离来计算在首先形成的B扫描与第二个形成的B扫描之间的至少三 个相位差，使用这三个相位差来计算针对每个差的总相位误差，直到得到总相位误差的最 小值（"总相位误差最小值"）为止。预定距离可以是一个像素。也就是说，偏移可以是(大约） 一个像素。
[0092] 例如，0CT系统可具有如下配置:用具有一定束宽和方向的光束来扫描具有一定表 面和深度的物理对象;从所述扫描获取0CT信号；从所获取0CT信号形成像素；使用所获取 0CT信号来形成至少一个A扫描;使用所获取0CT信号来形成至少一个B扫描集群集，所述至 少一个B扫描集群集包括至少一个B扫描集群，所述至少一个B扫描集群包括至少两个B扫 描，所述至少两个B扫描相互平行并且形成平行于光束方向的平面;并且由所述至少两个B 扫描形成B扫描对。
[0093] 0CT系统还可具有如下配置：（a)计算每个B扫描对的总相位误差并且在光束的方 向上将每个B扫描对中的一个B扫描偏移至少两次，或(b)在光束的方向上将每个B扫描对中 的一个B扫描偏移至少三次;其中每次偏移是一个像素并且平行于光束。
[0094] 0CT系统还可具有如下配置:在每次偏移之后计算每个B扫描对的总相位误差;确 定每个B扫描对的最小总相位误差;确定每个B扫描对的最佳偏移;计算每个B扫描在所述偏 移结束时已经偏移的总距离;并且对准所述至少一个B扫描集群内的所有B扫描。
[0095] 在本公开中，"相位差最小值"是"计算出的最小总相位误差"；最佳偏移是在所述 相位差最小值处识别的偏移的量。
[0096]在图8中以简化方式示意性地示出这个系统可如何用来校正0CT图像的实例。
[0097] 实例1.通过使用计算出的相位差来计算总相位误差。
[0098] 可通过使用任何方法来计算总相位误差。可通过使用计算出的相位差来计算总相 位误差。例如，可通过使用以下方程来计算总相位误差。
[_
方程1
[0100]其中在方程1中，4 |是在属于首先形成的B扫描的（x，z)位置处的数据 点的相位
?是在属于第二个形成的B扫描的(χ，ζ+Δζ)位置处的数据 点的相位，所述第二个形成的Β扫描轴向偏移了距离Δζ距离，mod是在0与2JI之间的相位差 的模，并且為ik)是在首先形成的B扫描的数据点的相位与第二个形成的B扫描的 数据点的相位之间的相位差。
[0101 ]每个数据点的计算出的4窃心心〇值提供相位差数据点。这些相位差数据点 用来通过使用现有技术中可用的任何方法计算整体运动相位差整体例如，可使用 〇 由Makita等人的"Optical coherence angiography"Opt.Express 14,7821_7840(2006)所 公开的整体运动相位差计算方法。这个公开的内容以引用的方式整体并入本文。
[0102] 可通过使用以下方程针对整体运动的影响进行校正：
[0103]
[0104] 其中在方程2中
；是针对对应于给定X坐标xq的每个 单独A扫描的已校正的相位差。
[0105] 然后，通过使用现有技术中可用的任何方法来将基于强度的阈值方法应用于已校 正的相位差。例如，由Fingl er等人公开的阈值方法。本申请还基于2015年2月4日提交的题 为"Optical Coherence Tomography(OCT)with Improved Motion Contrast,''、代理人档 案号为064693-0312的专利合作条约(PCT)申请号PCT/US15/14410,并且主张所述PCT申请 的优先权。这个公开的全部内容以引用的方式并入本文。
[0106] 在这里，是用阈值方法校正过的相位差。
[0107]最后，可通过使用以下方程来计算总相位误差。
[_]总雛繼=
Γ?Μ^Μ3°
[0109] 图9中示意性地示出这种方法。
[0110] 实例2.得到总相位误差最小值。
[0111] 可通过任何方法得到这些相位差。例如，可通过使用由0CT系统获取的首先形成的 Β扫描和第二个形成的Β扫描来计算第一相位差，而无需将Β扫描对相对于彼此进行偏移。也 就是说，可针对无偏移来计算第一相位差。
[0112] 可通过首先将第二个形成的Β扫描相对于首先形成的Β扫描沿ζ轴偏移来计算其他 相位差。偏移可以是一个像素。例如，计算相位差可包括选择对Β扫描对中的一个(例如，首 先形成的Β扫描)进行的偏移数Τ，其中Τ是等于或大于3的整数。例如，Τ可以是3次偏移、4次 偏移、5次偏移、10次偏移或100次偏移。
[0113]可沿ζ轴在任何方向上进行偏移。一个这种方向在下文被称为"正方向"，并且与正 方向相反的另一个方向在下文被称为"负方向"。例如，可通过以下操作来计算其他相位差： 首先将第二个形成的Β扫描相对于首先形成的Β扫描在正方向上沿ζ轴一个像素偏移接一个 像素偏移进行偏移，并且然后计算针对每次偏移在Β扫描对之间的相位差。
[0114] 这些计算出的相位差中的每一个用来计算针对每次偏移的总相位误差。可例如通 过使用实例1中公开的方法来计算针对每次偏移的总相位误差。如果在每次偏移之后总相 位误差降低，那么可将第二Β扫描沿正方向一个像素接一个像素进行进一步偏移，直到总相 位误差增加。从而得到总相位误差的最小值。
[0115] 如果在正方向上的一次偏移之后总相位误差增加，那么可通过以下操作来计算其 他相位误差:将第二Β扫描相对于首先形成的Β扫描在负方向上沿ζ轴一个像素接一个像素 进行偏移，并且然后计算针对每次偏移在Β扫描对之间的总相位差。如果在每次偏移之后总 相位误差降低，那么可将第二Β扫描沿负方向一个像素接一个像素进行进一步偏移，直到总 相位误差增加。从而得到总相位误差的最小值。
[0116] 通过举例的方式在图10-11中示出这种方法。在这种示范性实例中，由于在获取首 先形成的B扫描和第二个形成的B扫描时发生的运动影响，已经将（以简化方式示出的)三个 视网膜层的位置在负方向（例如，向后的方向）上偏移了2个像素。参见图10。为了针对这种 运动进行校正，针对在正方向（例如，向前的方向）上无偏移、1像素偏移、2像素偏移、3像素 偏移以及4像素偏移首先计算在首先形成的B扫描与第二个形成的B扫描之间的总相位误 差。然后，因此根据这些计算将总相位误差的位置确定为正方向上的2个像素，如图11中所 示。用于这个实例的偏移量是2个像素。
[0117] 实例3.计算B扫描集群内的每个B扫描的累积轴向偏移。
[0118] 可通过使用任何方法来计算B扫描集群内的每个B扫描的累积轴向偏移。可选择参 考B扫描并且可将集群内的其他B扫描与这个参考B扫描对准。这个参考B扫描可以是B扫描 集群内的任何B扫描。例如，参考B扫描可以是属于B扫描集群的首先形成的B扫描。参考这个 首先形成的B扫描对以下实例进行解释。然而，可选择任何其他B扫描来实现相同的最终结 果。
[0119] 在这种方法种，例如，相互邻近（即，相邻）的每两个B扫描可形成一个B扫描对。参 考B扫描可以是属于B扫描集群的首先形成的B扫描。可以实例2中所公开的方式确定每个B 扫描对的总相位误差的最小值的位置。这是在形成B扫描对的B扫描之间的最佳偏移Δ zga j，如以下方程所定义：
[0120] Δζ最f圭,j =在B扫描j-l与B扫描j之间的最佳偏移方程4。
[0121] 其中Δ z雛,j是对应于最小总相位误差的Δ z。
[0122] B扫描集群内的每个B扫描的累积轴向偏移可通过计算每个B扫描对的Δ z最并且 通过使用以下方程将它们相加来确定：
[0123] Azfmj = B扫描j的累积轴向偏移 方程5。 _
方程6。
[0125] 实例4.
[0126] 针对7个相对轴向位置对两个B扫描进行比较。可使用布尔强度阈值，所述布尔强 度阈值基于针对这些对准位置中的每一个的平均强度图像，从而选择仅比单独0CT强度图 像的噪声级高一点的阈值。针对这些轴向再对准位置中的每一个(例如，针对每个z位置）， 通过计算两个A扫描之间的相位变化来对所述两个A扫描进行比较，并且可针对这个A扫描 对计算整体轴向运动，并且基于相位卷绕使用2π的模来校正并调整所述相位变化。一旦针 对每个A扫描对计算了整体轴向运动，就可在整个B扫描上对阈值限定的、已校正的相位变 化的绝对值求和。可针对每个轴向变化取向来计算这些总和，并且按这组的最高值进行归 一化，从而产生归一化的相位总和。可导致归一化的相位总和的最小值的轴向对准可以是 最佳轴向对准以最小化所述相位噪声，并且在所述对准处的最小相位总和值可与在获取期 间已经发生的横向运动相关联。
[0127] 实例5.
[0128] 如果轴向再对准是显著的，那么有可能的是，针对B扫描的一部分的最佳轴向对准 可能与其他部分不同。这种处理算法可单独在整个B扫描的各部分上使用，以总体上验证用 于所有部分的相同配准，并且识别需要另外的处理和注意来解决样本轴向运动的这种可变 性的情况。
[0129] 实例 6·
[0130] 在这个实例中，提高处理速度。在上述轴向再对准方法中，针对R轴向取向执行Β扫 描到Β扫描的相位变化计算。不是默认地计算所有这些取向，可通过仅初始地计算较少的情 况(诸如针对轴向变化A z = R、0、1和-1，其中R为整数)来实现速度提高。一般来讲，Δ z = 1、 0、-1可给予足够的数据来识别最佳轴向再对准为0的情况，并且在其他情况下可识别需要 继续进行哪些另外的计算来实现最佳对准。如果所述集合的最小度量是在A z = l处，那么 可以计算A z = 2来识别哪一个实际上可以是最小值或是否可能需要另外的计算。在△ z = R 处的情况应该提供足够的去相关来对用来评估横向运动噪声的度量进行归一化。
[0131] 实例 7.
[0132] 代替对两个B扫描内的每个A扫描执行轴向再对准和相位校正，可选取对A扫描的 选择，来作为在整个B扫描上展开的代表性集合。对于这种变化，可以多种方式实现最佳轴 向再对准，包括但不限于：（a)单独地比较A扫描与A扫描轴向再对准，或(b)将这个所选取的 选择内的所有A扫描一起进行再对准，以识别最佳轴向对准，并且从而减少由引发相位误差 的特征(诸如主要的脉管系统)所引发的误差，这将影响单独的A扫描比较中的一些。
[0133] 上文公开的0CT方法可用于任何0CT相关的应用。例如，这种方法可用于形成具有 物理对象的更大视野0CT图像。可将这种方法并入与基于0CT的血管造影术相关的方法和系 统中。例如，可通过使用0CT运动对比方法来更详细地识别脉络膜脉管系统。包括0CT运动对 比方法的0CT方法还可用于诊断和/或治疗健康状况(诸如疾病）。例如，包括0CT运动对比方 法的0CT方法可用于表征视网膜健康。
[0134] 上文公开的0CT系统可提供述物理对象相关的任何信息。例如，可使用运动对比方 法的这个系统可提供2D(即，横截面）图像、横断面图像、3D图像、与健康状况相关的度量等 等。这种系统可与任何其他系统一起使用。例如，0CT系统可与用于诊断或治疗目的的超声 波装置或外科系统一起使用。0CT系统可用来分析任何物理对象。例如，0CT系统可用于分析 (例如)任何类型的生命形式和无生命对象的（例如）图像的形成。生命形式的实例可以是动 物、植物、细胞等。
[0135] 除非另外指出，否则本文中已论述的处理单元140可用计算机系统来实现，所述计 算机系统被配置来执行本文中针对这个单元已论述的功能。所述计算机系统包括一个或多 个处理器、有形存储器(例如，随机存取存储器(RAM)、只读存储器(ROM)和/或可编程只读存 储器(PR0M))、有形存储装置(例如，硬盘驱动器、CD/DVD驱动器和/或闪存存储器）、系统总 线、视频处理部件、网络通信部件、输入/输出端口和/或用户接口装置(例如，键盘、指向装 置、显示器、麦克风、声音再现系统和/或触摸屏）。
[0136] 用于所述处理单元140的计算机系统可包括在相同或不同位置处的一个或多个计 算机。当在不同位置处时，计算机可被配置来通过有线和/或无线网络通信系统相互通信。
[0137] 计算机系统可包括软件(例如，一个或多个操作系统、装置驱动程序、应用程序和/ 或通信程序）。当包括软件时，软件包括编程指令并且可包括相关联的数据和库。当包括编 程指令时，编程指令被配置来实现一种或多种算法，所述一种或多种算法实现所述计算机 系统的功能中的一个或多个，如本文所述。由每个计算机系统执行的每个功能的描述也构 成执行所述功能的算法的描述。
[0138] 软件可存储在一个或多个非暂态、有形存储装置(诸如一个或多个硬盘驱动器、 CD、DVD和/或闪存存储器)上或中。软件可以是源代码和/或目标代码格式。相关联的数据可 存储在任何类型的易失性和/或非易失性存储器中。软件可被加载到非暂态存储器中并且 可由一个或多个处理器执行。
[0139] 上文公开的方法、装置、系统和特征的任意组合在本公开的范围内。
[0140] 除非另外说明，否则在本说明书中（包括在以下权利要求书中）所阐述的所有测 量、值、等级、位置、量值、大小及其他规范均为近似的，而不是准确的。它们意图具有合理的 范围，这个范围与它们的有关功能一致并且与它们所属领域中的习惯一致。
[0141] 在本公开中提到的所有物品、专利、专利申请和其他公布以引用的方式并入本文。
[0142] 在本公开中，不定冠词"一个"和短语"一个或多个"以及"至少一个"是同义的并且 意思是"至少一个"。
[0143] 短语"用于...的装置"当在权利要求书中使用时意图并且应该被解释为涵盖已经 描述的对应结构和材料和它们的等同物。类似地，短语"用于...的步骤"当在权利要求书中 使用时意图并且应该被解释为涵盖已经描述的对应动作和它们的等同物。权利要求中不存 在这些短语意思是所述权利要求并不意图并且不应该被解释为受限于这些对应结构、材料 或动作或它们的等同物。
[0144] 保护范围仅受到以下权利要求书的限制。当根据本说明书和以下申请过程来解释 时，所述范围意图并且应该被解释为与权利要求书中所用语言的普通意思的宽度相一致， 除非特定意思已经被阐述并且用来涵盖所有结构和功能等同物。
[0145] 诸如"第一"和"第二"等关系性术语仅仅可以用来将一个实体或动作与另一个实 体或动作区分开，而没有必要要求或暗示它们之间的任何实际关系或顺序。术语"包括"和 其任何其他变型在结合说明书或权利要求书中的元素列表使用时意图指示所述列表不是 排他的并且可包括其他元素。类似地，在没有进一步约束的情况下，前面有"一个"的元素并 不排除存在相同类型的另外的元素。
[0146] 权利要求中没有一项意图涵盖不能满足专利行为的101部分、102部分或103部分 的要求的主题，也没有一项应该以这种方式被解释。因此放弃对这种主题的任何非有意的 涵盖。除了如这一段中刚刚所述，已陈述或说明的任何内容都不意图或不应该被解释为致 使任何部件、步骤、特征、目标、益处、优点或等同物献给公众，无论它是否在权利要求书中 有叙述。
[0147]提供摘要来帮助读者快速确定技术性公开的本质。应理解，所提交的摘要不是用 来解释或限制权利要求书的范围或含义。此外，在上文详细描述中的各种特征在各种实施 方案中被分组在一起以精简本公开。这种公开的方法不应被解释为需要所要求保护的实施 方案需要比每个权利要求中所明确表述的特征更多的特征。相反，如以下权利要求书所反 映的，本发明的主题存在于单个所公开实施方案的少于所有特征中。因此，以下权利要求书 因此并入详述中，其中每项权利要求自身可作为单独要求保护的主题。
【主权项】
1. 一种光学相干断层扫描(OCT)系统，其具有如下配置： 用具有一定束宽和方向的光束来扫描具有一定表面和深度的物理对象； 从所述扫描获取0CT信号； 从所获取0CT信号生成离散化A扫描数据和B扫描数据； 将所述离散化A扫描数据分配到像素中； 使用所获取0CT信号来形成至少一个B扫描集群集，所述至少一个B扫描集群集各自包 括至少一个B扫描集群，所述至少一个B扫描集群包括至少两个B扫描，所述至少两个B扫描 相互平行并且形成平行于所述光束方向的平面； 由每个B扫描集群中的所述至少两个B扫描形成B扫描对； 进行以下操作中的任一个： 在任何B扫描的任何偏移之前计算每个B扫描对的总相位误差，并且然后将每个B扫描 对中的一个B扫描偏移至少两次，或 将每个B扫描对中的一个B扫描偏移至少三次； 其中每次偏移是一个像素，并且是在平行于所述光束的方向上； 在每次偏移之后计算每个B扫描对的总相位误差； 识别每个B扫描对的所有计算出的总相位误差中最小的计算出的总相位误差； 识别每个B扫描对的偏移量，所述偏移量导致所述识别的最小计算出的总相位误差； 计算所述至少一个B扫描集群内的每个B扫描的累积轴向偏移；以及 对准所述至少一个B扫描集群内的所有B扫描。2. 如权利要求1所述的0CT系统，其中： 所述0CT系统具有如下配置:在形成所述B扫描对之后，计算每个B扫描对的相位差； 使用所述计算出的相位差来计算每个总相位误差;并且 每个计算出的相位差构成相位差数据点。3. 如权利要求2所述的0CT系统，其中所述相位差数据点用来计算整体运动相位差。4. 如权利要求3所述的0CT系统，其中针对整体运动的影响对所述计算出的整体运动相 位差进行校正以便提供已校正的相位差。5. 如权利要求4所述的0CT系统，其中将基于强度的阈值方法应用于所述已校正的相位 差。6. 如权利要求1所述的0CT系统，其中所述0CT系统具有如下配置:形成包括A扫描对的 所述B扫描对，并且使用所述B扫描对内的所述A扫描对中的全部或一部分来计算每个B扫描 对的总相位误差;其中所述A扫描对中的一个A扫描是在所述B扫描对的所述B扫描中的一个 内，并且所述A扫描对中的另一个A扫描是在所述B扫描对中的另一个B扫描内。7. 如权利要求1所述的0CT系统，其中所述0CT系统具有使用所述已对准的B扫描来形成 所述物理对象的图像的配置。8. 如权利要求1所述的0CT系统，其中所述物理对象是人类组织。9. 如权利要求1所述的0CT系统，其中所述0CT系统包括： 至少一个光源，其提供所述光束； 至少一个回射反射器； 至少一个光纤耦合器或至少一个自由空间耦合器，其将所述光束导引至所述物理对象 并且导引至所述至少一个回射反射器;其中被导引至所述物理对象的所述光束形成至少一 个反向散射光束;并且其中被导引至所述至少一个回射反射器的所述光束形成至少一个反 射的参考光束； 至少一个扫描光学器件，其在所述物理对象上扫描所述至少一个光束； 至少一个检测器;其： 组合所述至少一个反向散射光束与所述至少一个反射光束来形成光干涉， 检测所述至少一个反向散射光束的量值和时间延迟，以及 形成OCT信号； 其中所述至少一个光纤耦合器或所述至少一个自由空间耦合器将所述至少一个反向 散射光束和所述至少一个反射光束导引至所述至少一个检测器； 至少一个处理器，其获得并分析由所述至少一个检测器形成的所述OCT信号，并且形成 所述物理对象的至少一个图像；以及 至少一个显示器，其显示所述物理对象的所述至少一个图像。10. 如权利要求9所述的OCT系统，其中所述OCT系统具有基于所述B扫描之间的强度或 相位变化来识别运动区域的配置。11. 如权利要求10所述的OCT系统，其中所述OCT系统具有使用相位方差OCT(PV-OCT)方 法、相位对比OCT (PC-0CT)方法、强度/散斑方差0CT (IV-0CT)方法、多普勒OCT (D-0CT)方法、 多普勒功率频移OCT (ros-0CT)方法、频谱分离幅度去相关分析(SSADA)方法、光学微血管造 影(0MAG)方法、相关映射OCT(cmOCT)方法或其组合来识别所述运动区域的配置。12. 如权利要求10所述的0CT系统，其中所述0CT系统具有使用相位方差OCT(PV-OCT)方 法的配置。13. -种包含指令程序的非暂态、有形计算机可读存储介质，所述指令程序致使运行所 述指令程序的计算机系统充当光学相干断层扫描(0CT)系统，包括进行以下操作： 用具有一定束宽和方向的光束来扫描具有一定表面和深度的物理对象； 从所述扫描获取0CT信号； 从所获取0CT信号生成离散化A扫描数据和B扫描数据； 将所述离散化A扫描数据分配到像素中； 使用所获取0CT信号来形成至少一个B扫描集群集，所述至少一个B扫描集群集各自包 括至少一个B扫描集群，所述至少一个B扫描集群包括至少两个B扫描，所述至少两个B扫描 相互平行并且形成平行于所述光束方向的平面； 由每个B扫描集群中的所述至少两个B扫描形成B扫描对； 进行以下操作中的任一个： 在任何B扫描的任何偏移之前计算每个B扫描对的总相位误差，并且然后将每个B扫描 对中的一个B扫描偏移至少两次，或 将每个B扫描对中的一个B扫描偏移至少三次； 其中每次偏移是一个像素，并且是在平行于所述光束的方向上； 在每次偏移之后计算每个B扫描对的总相位误差； 识别每个B扫描对的所有计算出的总相位误差中最小的计算出的总相位误差； 识别每个B扫描对的偏移量，所述偏移量导致所述识别的最小计算出的总相位误差； 计算所述至少一个B扫描集群内的每个B扫描的累积轴向偏移；以及 对准所述至少一个B扫描集群内的所有B扫描。14.如权利要求13所述的存储介质，其中所述指令程序致使运行所述指令程序的所述 计算机系统进行以下操作： 获得并分析由至少一个检测器形成的所述OCT信号，并且形成所述物理对象的至少一 个图像;并且 显示所述物理对象的所述至少一个图像。
【文档编号】A61B3/10GK105939652SQ201580006926
【公开日】2016年9月14日
【申请日】2015年2月4日
【发明人】杰弗里·P·芬格勒, 斯科特·E·弗雷泽
【申请人】南加利福尼亚大学, 加利福尼亚技术学院