基于全场时域OCT技术的实时血管造影系统与方法与流程

本发明涉及采用光学方法的血管造影技术领域，尤其涉及一种基于全场时域oct技术的实时血管造影系统与方法。

背景技术：

很多病变在血管上都有表现，如：癌症、糖尿病、银屑病、神经系统疾病、伤口和炎症等。了解血管的变化，对探究病因和发展治疗手段具有重要意义。应用较多的现代医学造影术主要有基于超声波、核磁共振和共焦显微镜等技术。超声波技术的危害小和穿透深，但分辨率低，尤其是需借助耦合剂与目标接触，这在某些场合下会带来不便甚至不适用。核磁共振技术具有多参数、多层面和多方位成像的特点，它无需造影剂便能显示血管，对许多病变的定位、定性和定量诊断具有明显优势，但其图像分辨率较低。共焦显微镜技术可获得极高的横向分辨率，但成像速度慢、和沿深度方向的分辨率低。

此外，临床上还广泛采用侵入方式对血管系统造影，这类方法可获得较高的分辨率，但需注射造影剂，这会给人体带来不适或损伤。以眼底血管造影为例，眼底荧光血管造影术(fundusfluoresceinangiography)和吲哚青绿血管造影术(indocyaninegreenangiography)是常用方式，分别用于观察视网膜和脉络膜的血管分布，获得的血管图像清晰可见，但存在着以下问题：1)需静脉注射染料，该操作耗时、且有可能会对人体带来一定的损伤或引起不适；2)染料会向周围组织渗漏、以及染色本身会使毛细血管脱落或新生血管形成的界限变模糊，不利于观察；3)提供的深度信息较少、即纵向分解能力弱，难于观察特定层的血管分布。

新近发展起来的基于光学相干层析成像(opticalcoherencetomography，oct)技术的血管造影术，也称作光学相干层析血管造影术(octangiography，octa)，因无需注射染料、高纵向分辨能力、高信噪比、高灵敏度、和快速等特点，已逐步在医学基础研究和临床诊断中发挥重要作用。oct技术总体上分为时域和频域两类。如图2中左图所示，频域oct技术无需沿z轴的机械扫描，而是通过对采集到的干涉信号进行傅里叶变换来获得深度方向的全部信息、即图中的a-scan信息；加上沿横向y轴的扫描，就能获得纵截面y-z内的二维信息、即b-scan信息；再结合沿横向x轴的扫描，就能获得样品的三维信息。机械扫描是制约oct成像速度的主要因素之一，频域oct技术无需轴向扫描和同时采集深度方向的全部信息，因此相比于时域oct技术，具有更快的成像速度和更高的信噪比等，因此目前研究和应用较多的均为频域oct技术，现有的octa也都基于频域oct技术。

如carlo等人文献(tedecarlo,etal.advancesinopticalcoherencetomographyangiography.usophthalmicreview,2016,9(1):37-40.)中如图1所示的人眼视网膜和脉络膜血管造影结果，可知：血管主要在横截面x-y内呈网络状分布，而在纵截面y-z内的分布通常不连续和未能形成网络状。因此，对血管系统的研究和临床应用，主要在x-y面内进行。基于频域oct技术的血管造影术，如图2中左图所示，其工作流程通常为：一维(z轴)—纵截面y-z内二维—三维—运动假象矫正—数字层析切片—横截面x-y内二维—造影数据处理—血管分布。该技术适合于三维血管造影，但却存在着以下不足：1)信号采集和数据处理复杂、数据量大，需经三维重建和数字层析切片等中间过程，才能获得结果，导致不能实时观察结果、从而不能根据需要实时调节系统参量和选择观察目标等；2)在信号采集过程中，极易发生环境扰动或样品移动导致的运动假象，该假象在后期的图像处理中很难被完全消除，因此会对结果带来不利影响；3)为保证有足够长的焦深以覆盖待观察对象，只能进行低数值孔径na成像，导致横向分辨率δx低而难于观察微小血管、比如血管末端和毛细血管等；4)由于不是实时造影技术，从而不能对同一位置进行随时间变化的动态造影观察，而血管的动力学信息对于循环调节和病变诊断也具有重要意义。

时域oct技术需轴向扫描，其中：横向逐点扫描成像方式，因成像速度慢和信噪比低等缺点，目前已较少使用。而全场时域oct技术为并行探测方式，如图2中右图所示，无需横向扫描即可同时采集横截面x-y内的二维信息，具有成像速度快、信噪比相对较高、系统控制和数据处理简单、可采用高na进行高δx成像、可实施动态调焦、以及器件要求低和成本低廉等优点，因此获得了广泛的关注与应用。全场时域oct技术无需扫描而直接获得横截面x-y内的二维信息，使其更适合于血管造影，二者的结合可实现高分辨率实时血管造影观察，但目前还未见基于全场时域oct技术的血管造影术的报道。

技术实现要素：

本发明要解决的技术问题是：克服现有技术的不足，提供一种基于全场时域oct技术的实时高分辨率血管造影系统与方法，来直接获取样品内横截面内的血管分布结果，以避免复杂的中间过程和由此导致的运动假象。本发明除了提供常规的血管结构造影功能外，还能针对样品内某层的血管系统进行动态造影观察，来获得血管系统的动力学信息。

本发明解决其技术问题所采用的技术方案是：基于全场时域oct技术的实时血管造影系统，包括光源、准直镜、分光镜、显微物镜、第一电动平移台、样品台、第一透镜、参考镜、促动器、第二电动平移台、第二透镜、二维相机、计算机、多路信号发生器和图像采集卡；其中，

光源发出的光束，被准直镜准直后入射分光镜，被分光镜分成反射的样品光束和透射的参考光束；样品光束被显微物镜聚焦于样品内，显微物镜安装在第一电动平移台上，样品放置在样品台上；参考光束被第一透镜聚焦于参考镜上，参考镜固定在促动器上，第一透镜和促动器安装在第二电动平移台上；

被样品后向反射或散射后、沿原路返回至分光镜的样品光束，透过分光镜的部分进入探测端；被参考镜反射后、沿原路返回至分光的参考光束，被分光镜反射的部分进入探测端；进入探测端的样品光束和参考光束，被第二透镜聚焦于二维相机上；

计算机控制多路信号发生器产生分别控制第一电动平移台、促动器和第二电动平移台的驱动信号；通过第二电动平移台的轴向移动，来匹配样品光束和参考光束之间的光程、以及选择对样品成像的深度位置；促动器带着参考镜作移相或载频调制等操作；第一电动平移台带着显微物镜作轴向移动，对样品进行动态调焦；计算机通过图像采集卡控制二维相机采集干涉信号，二维相机采集到的干涉信号再通过图像采集卡传输至计算机进行处理；多路信号发生器同时输出同步时钟信号，去控制图像采集卡的数据采集，实现第一电动平移台、促动器、第二电动平移台和二维相机之间的同步控制。

所述的光源为非相干宽带光源、如白光光源；也可为相干宽带光源、如宽带激光光源，但需进行消相干处理，以消除全场时域oct成像存在的串扰问题。

所述的分光镜为能量分光比为50:50的宽带分光镜。

所述的第一电动平移台用于对样品进行动态调焦；为保持动态调焦过程中，分光镜至样品焦面和至参考镜的光程相等，第一电动平移台和第二电动平移台需同步动作、并满足关系：nair△lr＝nsam△lf，其中：△lr和△lf分别为参考镜和焦面的轴向移动量、nair和nsam分别为空气和样品的折射率。

基于全场时域oct技术的实时血管造影方法，包括血管动态造影和血管结构造影两种方法；

血管动态造影方法，包括以下步骤：

步骤11：启动系统，进行采样时间间隔参数设置；

步骤12：通过第一电动平移台和第二电动平移台的轴向移动，来选择对样品成像的深度位置；此后第二电动平移台保持不动，促动器带着参考镜作移相或载频调制操作，同时由二维相机按设定的时间间隔采集样品内某层的干涉信号；

步骤13：对二维相机采集的干涉信号，利用移相或载频调制信号提取算法进行处理，来获得样品内某层随时间变化的电场分布信息，具体包括振幅和相位信息；

步骤14：对随时间变化的电场分布信息，利用造影数据处理方法，来获得样品内某层的血管系统随时间变化的动态信息；

步骤15：生成和显示血管系统的动态图像；

步骤16：重复步骤12至步骤15，第一电动平移台和第二电动平移台轴向移动，选择样品内的其它层进行血管动态造影成像；或结束程序。

血管结构造影方法，包括以下步骤：

步骤21：启动系统，进行成像深度范围、采样间隔和扫描速度参数设置；

步骤22：第二电动平移台轴向连续扫描，第一电动平移台进行动态调焦，促动器带着参考镜作移相或载频调制操作，二维相机同时采集样品内的干涉信号；

步骤23：对二维相机采集的干涉信号，利用移相或载频调制信号提取算法进行处理，来获得样品内不同层的电场分布信息，具体包括振幅和相位信息；

步骤24：对样品内相邻层的电场分布信息，利用造影数据处理方法，来获得样品内血管系统的结构信息；

步骤25：生成和显示血管系统的结构图像；

步骤26：更改成像参数，重复步骤22至步骤25，重新进行血管结构造影成像；或结束程序。

本发明与现有技术相比的有益效果是：

1)本发明为一种实时血管造影技术，可根据需要实时调节系统参量和改变观察对象等。现有基于频域oct技术的血管造影术，成像过程和数据处理较为复杂、需经过一些中间过程才能获得结果，因此不能实时造影观察。本发明提出的基于全场时域oct技术的血管造影术，可对样品内的任意层进行实时造影观察，更适用于医学诊断。

2)本发明能提供两种工作模式：对同一位置的动态造影和相邻位置间的结构造影。现有基于频域oct技术的血管造影术，只能提供血管的结构造影结果。本发明除了结构造影信息外，还能提供血管的动态信息，这主要得益于本技术的实时性。血管的动力学信息对于循环调节和病变诊断具有重要意义。

3)本发明可获得毛细血管和血管末端等的微细血管分布信息。本发明采用的全场时域oct技术，可采用高na来获得高δx，再加上oct技术本身具有的高纵向分辨能力，从而可获得三维高分辨率结果。高na成像时存在的短焦深问题，则通过动态调焦技术解决，因此有可能获得样品内所有层的三维高分辨率微血管造影结果。频域oct技术则不能进行高na成像和实施动态调焦。

4)本发明获得的结果较为准确，这是由于同一横截面内的信号被同时采集，避免了不同像素点间的相互跳变的缘故。此外，本发明还具有系统结构简单、控制和数据处理简单、以及器件要求低和成本低廉等优点。

附图说明

图1是眼底血管系统分布示例图；

图2是频域oct技术和全场时域oct技术的工作原理示意图；

图3是本发明的光学系统示意图；

图4是本发明的控制系统示意图；

图5是本发明的工作方法流程图。

图中：1.光源；2.准直镜；3.分光镜；4.显微物镜；5.第一电动平移台；6.样品；7.样品台；8.第一透镜；9.参考镜；10.促动器；11.第二电动平移台；12.第二透镜；13.二维相机；14.计算机；15.多路信号发生器；16.图像采集卡。

具体实施方式

下面结合附图和具体实施例进一步说明本发明。

本发明提出的基于全场时域oct技术的实时血管造影系统，包括光学系统和控制系统，分别如图3和图4所示。包括：光源1、准直镜2、分光镜3、显微物镜4、第一电动平移台5、样品6、样品台7、第一透镜8、参考镜9、促动器10、第二电动平移台11、第二透镜12、二维相机13、计算机14、多路信号发生器15和图像采集卡16。

在如图3所示的光学系统中，光源1发出的光束被准直镜2准直后入射分光镜3，被分光镜3分成反射的样品光束和透射的参考光束：样品光束被显微物镜4聚焦于样品6内，显微物镜4安装在第一电动平移台5上，样品6放置在样品台7上；参考光束被第一透镜8聚焦于参考镜9上，参考镜9固定在促动器10上，第一透镜8和促动器10安装在第二电动平移台11上。光源1为非相干宽带光源、如白光光源；也可为相干宽带光源、如宽带激光光源，但需进行消相干处理，以消除全场时域oct成像存在的串扰问题。分光镜3为能量分光比为50:50的宽带分光镜。被样品6后向反射或散射后、沿原路返回至分光镜3的样品光束，透过分光镜3的部分进入探测端；被参考镜9反射后、沿原路返回至分光镜3的参考光束，被分光镜3反射的部分进入探测端。进入探测端的样品光束和参考光束，被第二透镜12聚焦于二维相机13上。

在如图4所示的控制系统中，计算机14控制多路信号发生器15产生分别控制第一电动平移台5、促动器10和第二电动平移台11的驱动信号：通过第二电动平移台11的轴向移动，来匹配样品光束和参考光束之间的光程、以及选择对样品6成像的深度位置；促动器10带着参考镜9作移相或载频调制等操作；第一电动平移台5带着显微物镜4作轴向移动，对样品6进行动态调焦。计算机14通过图像采集卡16控制二维相机13采集干涉信号，二维相机13采集到的干涉信号再通过图像采集卡16传输至计算机14进行处理。多路信号发生器15同时输出同步时钟信号，去控制图像采集卡16的数据采集，实现第一电动平移台5、促动器10、第二电动平移台11和二维相机13之间的同步控制。

在第一电动平移台5带着显微物镜4对样品6进行动态调焦过程中，为保持分光镜3至样品6焦面和至参考镜9的光程相等、即保持相干门与焦面重合，第一电动平移台5和第二电动平移台11需同步动作、并满足关系：nair△lr＝nsam△lf，其中：△lr和△lf分别为参考镜和焦面的轴向移动量、nair和nsam分别为空气和样品的折射率。相干门为样品6内对应样品光束和参考光束之间光程差为零时的位置，相干门限范围由光源1的相干长度决定，可达微米量级，只有来自相干门限以内的光子才参与成像。另一方面，样品焦面附近图像的横向分辨率δx最高。因此，在动态调焦过程中，保持相干门与焦面重合，可获得最佳的图像质量，有助于观察微循环系统。

本发明提出的基于全场时域oct技术的实时血管造影方法，其工作流程如图5所示，包括血管动态造影和血管结构造影两种方法。

血管动态造影方法，包括以下步骤：

步骤11：启动系统，进行采样时间间隔等参数设置；

步骤12：通过第一电动平移台和第二电动平移台的轴向移动，来选择对样品成像的深度位置；此后第二电动平移台保持不动，促动器带着参考镜作移相或载频调制等操作，同时由二维相机按设定的时间间隔采集样品内某层的干涉信号；

步骤13：对二维相机采集的干涉信号，利用移相或载频调制等信号提取算法进行处理，来获得样品内某层随时间变化的电场分布信息，具体包括振幅和相位信息；

步骤14：对随时间变化的电场分布信息，利用造影数据处理方法，来获得样品内某层的血管系统随时间变化的动态信息；

步骤15：生成和显示血管系统的动态图像；

步骤16：重复步骤12至步骤15，第一电动平移台和第二电动平移台轴向移动，选择样品内的其它层进行血管动态造影成像；或结束程序。

血管结构造影方法，包括以下步骤：

步骤21：启动系统，进行成像深度范围、采样间隔和扫描速度等参数设置；

步骤22：第二电动平移台轴向连续扫描，第一电动平移台进行动态调焦，促动器带着参考镜作移相或载频调制等操作，二维相机同时采集样品内的干涉信号；

步骤23：对二维相机采集的干涉信号，利用移相或载频调制等信号提取算法进行处理，来获得样品内不同层的电场分布信息，具体包括振幅和相位信息；

步骤24：对样品内相邻层的电场分布信息，利用造影数据处理方法，来获得样品内血管系统的结构信息；

步骤25：生成和显示血管系统的结构图像；

步骤26：更改成像参数，重复步骤22至步骤25，重新进行血管结构造影成像；或结束程序。

oct信号提取有移相和载频调制等方法，血管造影数据处理有多普勒、散斑方差和相关映射等方法，这些方法均可为本专利所采用。它们均为各自领域的常规技术与方法，故不在此累述。

以上所述为本发明提出的基于全场时域oct技术的实时血管造影系统与方法的一般工作情况。由于人眼眼底血管系统是人体的重要循环系统之一、并与眼部及部分全身性疾病密切相关，因此人眼眼底血管造影是一个主要研究方向和应用领域，本发明也可在此发挥作用。当本发明用于人眼眼底血管造影时，需做如下改变：显微物镜4为人眼屈光系统、样品6为人眼眼底组织；不再通过第一电动平移台5，而是通过设置一badal调焦机构来进行动态调焦；不再通过样品台7的横向移动，而是通过设置一固视视标、由它引导来对眼底的不同横向区域进行成像。这些改变、以及badal动态调焦机构和固视视标等，均为眼科成像领域的常用技术，在此不再累述。

上述具体实施方式用来解释说明本发明，而不是对本发明进行限制。在本发明的精神和权利要求的保护范围内，对本发明作出的任何修改和改变，都落入本发明的保护范围。