CN111134614A - 基于oct测量眼球血管中血流的绝对速度的方法及*** - Google Patents

基于oct测量眼球血管中血流的绝对速度的方法及*** Download PDF

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Abstract

本发明公开了一种基于OCT测量眼球血管中血流的绝对速度的方法及***，基于所建立***通过以下方法进行测量，（1）将测试样品的光束分成两条分光束，所述的分光束先经两平行光束传递路径传递，之后两条平行光束经同一透镜聚焦从而形成不同的光程，并测试样品；（2）将所获得的样品光束与同步发射参比光束发生干涉获取相位差信息，并将不同多普勒角度下的相位差信息包含在单一的二维断层图像中；（3）从步骤（2）中所制作二维断层图像中提取步骤（1）中所形成的不同光程对应的子图像，通过比较不同子图像中所包含相位差信息分析血流的绝对流速。本发明采用双光束PR‑DOCT方法能够准确测量流体运动方向上的绝对速度。

Description

基于OCT测量眼球血管中血流的绝对速度的方法及***
技术领域
本发明属于医学图像检测领域，具体涉及一种基于OCT测量眼球血管中血流的绝对速度的方法及***。
背景技术
由于很多眼科疾病都会引起眼部血流的变化，包括糖尿病的视网膜病变、低压青光眼、前房缺血性神经炎等。因此，光学相干血管造影对眼科疾病的早期诊断、病情监控和药物疗效评价起到重要作用。目前所采用的荧光素眼底血管造影检查是目前检查眼底疾病常用的重要方法，但其不仅费用昂贵、对病人有创伤、手术时间长而且容易产生不良反应。随之光相干断层扫描成像(optical coherence tomography,OCT)技术的发展，而光学相干血管造影(optical coherence angiography,OCA)是近年来OCT发展的新兴领域。通过基于频域光学相干层析技术的眼底血管成像可提供微米量级、高分辨的视网膜三维结构图像、血流灌注图或不同深度的血流情况。实现OCA的方法主要可分为相关性方法和相位解析方法，如相位解析多普勒OCT(phase-resolved Doppler OCT，PR-DOCT)，相位方差OCT(phase-variance OCT),散斑方差OCT(speckle variance OCT)，光学微血管造影(opticalmicro-angiography)，相关性多普勒光学层析成像等，相比前者，相位解析的方法具备对血流速度进行定量分析的潜力。
基于相位解析的多普勒光相干断层扫描成像(PR-DOCT)是OCT的一种功能性成像技术，能够定量和定性检测生物组织内微小血管中的血液流动，其原理是通过计算组织中同一深度的相邻A扫描之间的相位变化来提取血流速度信息：
Figure BDA0002328056530000011
其中，n 是样品折射率,V是流体速度，T是相邻A扫描之间的时间间隔(A-scan线速率)，θ是流速与扫描光束之间的夹角(多普勒角)，λ0是光源中心波长。从公式上我们可以看出, PR-DOCT测量得到的是投影到光束方向上的血流速度信息，所以如果要得到真正的血流绝对速度，流速与扫描光束之间的夹角(多普勒角)是关键。然而，在对实际人体血流测量时，往往无法测得血流绝对速度，这是由于无法判断不断变化的流速方向与扫描光束之间的夹角导致的。
发明内容
针对上述问题，本发明提出一种基于OCT测量眼球血管中血流的绝对速度的方法及***。
实现上述技术目的，达到上述技术效果，本发明通过以下技术方案实现：
在本发明中提出了一种基于OCT测量眼球血管中血流绝对速度的方法，
(1)将测试样品的光束分成两条分光束，所述的分光束先经两平行光束传递路径传递，之后两条平行光束经同一透镜聚焦从而形成不同的光程，并测试样品；
(2)将所获得的样品光束与同步发射参比光束发生干涉获取相位差信息，并将不同多普勒角度下的相位差信息包含在单一的二维断层图像中；
(3)从步骤(2)中所制作二维断层图像中提取步骤(1)中所形成的不同光程对应的子图像，通过比较不同子图像中所包含相位差信息分析血流的绝对流速。
作为本发明的进一步改进，步骤(1)中所形成的光程包括最长光程和最短光程；在步骤(3)中所提取的子图像为最长光程和最短光程所对应的子图像。
作为本发明的进一步改进，步骤(2)中获取所述相位差信息的过程中包括对所述样品光束与所述参比光线之间的干涉信号进行调制处理和相位误差校正处理。
作为本发明的进一步改进，步骤(3)中用于分析血流绝对速度的相位差为单一二维断层图像中信噪比高于所设定阈值的所有不同多普勒角度下的相位差的平均值。
作为本发明的进一步改进，所述的步骤(2)中所分析血流的绝对流速包括先基于所述的最长光程和所述的最短光程的所获得的相位差与绝对流速的关系获得测量光束方向与血液流速方向之间的角度，之后计算血流的绝对流速。
依据以上所述的方法本发明还设计了一种基于OCT测量眼球血管中血流绝对速度的***，包括双光束样品臂，所述的双光束样品臂包括依次设置的光纤耦合器2、双光路传输单元和聚焦透镜；
其中，所述的光纤耦合器2，用于将光束分为两条向不同方向传播的分光束；
所述双光路传输单元，改变分光束的传播光路，将两条分光束平行的入射到所述的聚焦透镜上。
作为本发明的进一步改进，两条平行入射到所述的聚焦透镜上的分光束直接的间距为 2-2.5mm。
作为本发明的进一步改进，所述的双光路传输单元还包括X-Y扫描振镜，所述的X-Y 扫描振镜用于调整光束在样品中的扫描位置。
作为本发明的进一步改进，还包括扫描光源、光纤耦合器1、参考臂、光纤耦合器3、平衡探测器和数据采集分析单元，由扫描光源产生的扫描光源经所述的光纤耦合器1均分为两条光束，分别经所述的参考臂和所述的双光束样品臂，之后在所述的光纤耦合器3发生干涉，所获得的干涉信号输入至平衡探测器中，所述的平衡探测器的数据输出端与所述的数据采集分析单元的输入端相连。
本发明的有益效果：
本发明采用双光束PR-DOCT方法来测量流体运动方向上的绝对速度，从而对临床疾病的早期诊断、病情监控和药物疗效评价起到重要作用。
附图说明
图1本发明中的***结构示意图，其中图1(a)为***整体结构示意图，图1(b)为双光束样品臂模块结构示意图；
图2为双光束测量几何示意图；
图3(a)石英毛细管的结构图；图3(b)相位校正之前的多普勒图；图3(c)相位校正之后的多普勒图；
图4为验证试验数据结果图，图4(a)采用为固定注射泵实际推动速度与实际测量流速值的比较，图4(b)为在不同多普勒角度下，固定相邻A-scan间的多普勒相位后以不同实际推动速度与测量绝对速度值相比较图。
具体实施方式
为了使本发明的目的、技术方案及优点更加清楚明白，以下结合实施例，对本发明进行进一步详细说明。应当理解，此处所描述的具体实施例仅仅用以解释本发明，并不用于限定本发明。
下面结合附图对本发明的应用原理作详细的描述。
一、***结构
如图1所示的本发明所搭建的***结构，包括扫频光源，参考臂，双光束样品臂，X-Y 振镜扫描，平衡探测器，数据采集分析单元。如图1(a)所示，在本发明的实施例光源中，心波长为1048纳米，波长范围从999到1098纳米。从扫频激光源中出来的光由50/50的光纤耦合器1分出两束光，分别进入到样品臂(50％)和参考臂(50％)。进入双光束样品臂的光聚焦到样品上，从样品散射回来光经光纤耦合器1进入光纤耦合器3。进入参考臂的光由准直器1准直，然后通过一组反射镜传到准直器2，由准直器2耦合进入光纤耦合器3。上述进入光纤耦合器3的样品信号和参考信号在光纤耦合器3发生干涉，干涉信号由平衡探测器探测得到。平衡探测器的输出端连接数据采集分析单元。
如图1(b)所示的双光束样品臂的结构，包括依次设置的光纤耦合器2、双光路传输单元，和聚焦透镜；其中，所述的光纤耦合器2，用于将光束分为两条向不同方向传播的分光束。所述双光路传输单元，包括用于改变分光束传输方向的多个反射镜组，还包括多个准直器，其中，所述的反射镜组中包括一个X-Y扫描振镜。如图1(b)所示，两束光先分别经过两个相互垂直的准直器，其中光束B再经过一个直角棱镜旋转90度使得两束光再次平行且两者之间的间距为2.32毫米，光束A和光束B再次平行且入射到X-Y扫描振镜上，然后由聚焦透镜汇聚以不同的角度入射到样品上。光束在样品中的扫描位置则通过X-Y扫描振镜的运动来控制实现。在上述结构下，形成了三种不同的光程：1)最短光程：入射光和背向散射返回光都通过两光路中较短路径的一个光路；2)中间光程：入射光和背向散射光分别通过两光路中的一个光路；3)最长光程：入射光和背向散射光都通过两光路中较长路径的一个光路。之后将用聚焦透镜重新聚焦后的具有不同光程的样品光束测试具有流动液体的管路。由于三个不同光路对于样品产生的图像是不同角度，因而三个图像分别具有不同多普勒相位；同时三个不同光路具有不等的光程，因而在一次采集的二维断层图像(即一个B-scan)中即表现为三个不同深度位置的图像，再对这三幅子图中的第一幅和第三幅(如图3中的AA和BB)进行处理即可获得不同多普勒角度的多普勒相位，最后通过我们的算法得到流体的绝对速度。
二、数据处理
设置在***中的数据采集分析单元对所采集到的干涉信号按如下步骤进行分析处理来测量流体运动方向上的绝对速度，该算法主要包括五个步骤：
(1)干涉光谱先乘以一个汉宁窗后再做离散傅里叶变换：先对OCT原始干涉光谱信号进行特定频率的调制，再做离散傅里叶变换以获取调制信号的相位信息。
(2)校正相位误差：对步骤(1)所获取的调制信号的相位进行分析，相位直方图中分布最多的相位值被认为是正确无偏移的，其它相位值所对应的干涉光谱被认为发生了偏移，偏移方向和偏移量可通过其相位值与正确的相位值的差来确定，并由该偏移方向和偏移量计算在每一频率上的相位差，然后将计算所得的相位差直接从步骤(1)中经离散傅里叶变换后的信号中减去(参考Jianhua Mo等人的“Correction of Phase-error forPhase-resolved k-clocked Optical Frequency Domain Imaging(基于相位解析的光学频域成像的相位误差的校正)”)。
(3)做多普勒图像并选取信噪比高的区域作为感兴趣区域：OCT成像获取的样品结构横截面图即单个B-scan，双光束入射使得单个B-scan中包含三幅基于不同多普勒角度下不同相位的子图像并做多普勒图像，选取这三幅子图中的第一幅和第三幅的正中区域作为感兴趣区域；
(4)多普勒图设阈值并求两束光的相位差：计算单个B-scan的信噪比，包括设定阈值，保留多普勒图像中信噪比高于阈值的位置信息，然后将步骤(3)中的感兴趣区域中所有保留的多普勒信号求均值得到相位差
Figure BDA0002328056530000041
和相位差
Figure BDA0002328056530000042
(5)计算流体绝对速度：由两束光由步骤(4)得到的相位差分别与绝对流速V之间的关系和两束光分别与流速之间夹角γ的关系，相除后可以将多普勒角度α用
Figure BDA0002328056530000051
和γ三个已知变量表示，最后用α求出流体的绝对速度。
三、流体的绝对速度的算法：
理论上，传统多普勒OCT测量流体绝对速度通过以下公式得到：
Figure BDA0002328056530000052
其中，n是样品折射率,V是流体速度，T是相邻A扫描之间的时间间隔(A-scan线 速率),θ是流速与扫描光束之间的夹角(多普勒角)，λ0是光源中心波长。在我们的双光 束PR-DOCT方法中(几何示意图如图2所示)，平行光束经过透镜汇聚后入射到石英毛细 管上，方向单位向量
Figure RE-GDA0002410648920000053
和
Figure RE-GDA0002410648920000054
构成光照平面且两光束之间的夹角为γ(θB＝θA+γ，θA和θB分 别是不同光束入射方向与毛细管中流体运动方向之间的夹角)，对于两束光由于流体流动 引起的相位差与绝对流速V之间的关系分别如下：
Figure BDA0002328056530000055
两式相除可以将绝对速度分量抵消，因此其中一个多普勒角度θB可以导出:
Figure BDA0002328056530000056
将式(3)代入式(2)中，可得：
Figure BDA0002328056530000057
实验验证
此外，本发明在人造流体模型上验证了流体绝对速度算法。人造流体模型是一个内径为300微米的石英毛细玻璃管，里面用注射泵匀速灌注牛奶实验。牛奶的折射率为1.72，经过X-Y振镜后通过透镜汇聚之后的光束经由一个反射镜转角90度打到玻璃管上，这样是为了稳定防止样品避免因空间放置引起的角度误差。密集采样使得相邻A-scan的聚焦光斑之间的覆盖率超过99.5％。图3显示了理论上由于双光束导致的三个不同光路具有不等的光程，因而在单个B-scan中表现为三个不同深度位置的子图像。在图3(a)中，标记为AA和BB的子图分别由光束A和光束B完成来回传递，而标记为AB的子图不参与到下面的流体绝对速度测量中。图3(b)和(c)分别是相位校正之前和之后的多普勒图，可以看到：经过相位误差校正后的多普勒图，一些竖线伪影明显消除，图像分布也更加均匀。验证算法主要做了两种实验：(1)不同多普勒角度下，固定注射泵推动速度，比较实际测量流速值与固定值；(2)不同多普勒角度下，固定相邻A-scan间的多普勒相位后以不同实际推动速度与测量绝对速度值相比较。在第一个实验中(如图4(a))，流速固定为 3cm/s，测量光束方向与流速方向之间的夹角从30度到80度均匀变化。总体上来说，测量值与实际值基本符合，误差范围在13.2％左右，这可能是由于相位噪声过高导致信噪比降低。相比于第一个实验，由于不同角度相同相位差导致理论绝对速度值均匀变化，在图上用黑折线表示(如图4(b))。与第一个实验相同的是，粉红色圆圈标志的折线表示用我们的方法测量得到的流体速度，上三角标志的红折线和下三角标志的蓝折线分别表示光束 A和B在已知角度下用多普勒相位测量得到的流体绝对速度以验证方法的准确性。图中可以看出，测量结果较为准确，另外一个导致结果误差的可能原因是注射泵发动机的震动过大，流速设置不是特别稳定。大体上，这些结果都可以很好地表明我们的流体绝对速度算法有一定的准确性和发展性在不知道多普勒角度的前提下测量出流体绝对速度。
以上显示和描述了本发明的基本原理和主要特征和本发明的优点。本行业的技术人员应该了解，本发明不受上述实施例的限制，上述实施例和说明书中描述的只是说明本发明的原理，在不脱离本发明精神和范围的前提下，本发明还会有各种变化和改进，这些变化和改进都落入要求保护的本发明范围内。本发明要求保护范围由所附的权利要求书及其等效物界定。

Claims (9)

1.一种基于OCT测量眼球血管中血流绝对速度的方法，其特征在于：
将测试样品的光束分成两条分光束，所述的分光束先经两平行光束传递路径传递，之后两条平行光束经同一透镜聚焦从而形成不同的光程，并测试样品；
将所获得的样品光束与同步发射参比光束发生干涉获取相位差信息，并将不同多普勒角度下的相位差信息包含在单一的二维断层图像中；
从步骤（2）中所制作二维断层图像中提取步骤（1）中所形成的不同光程对应的子图像，通过比较不同子图像中所包含相位差信息分析血流的绝对流速。
2.根据权利要求1所述的一种基于OCT测量眼球血管中血流绝对速度的方法，其特征在于：步骤（1）中所形成的光程包括最长光程和最短光程；在步骤（3）中所提取的子图像为最长光程和最短光程所对应的子图像。
3.根据权利要求1所述的一种基于OCT测量眼球血管中血流绝对速度的方法，其特征在于：步骤（2）中获取所述相位差信息的过程中包括对所述样品光束与所述参比光线之间的干涉信号进行调制处理和相位误差校正处理。
4.根据权利要求1所述的一种基于OCT测量眼球血管中血流绝对速度的方法，其特征在于：步骤（3）中用于分析血流绝对速度的相位差为单一二维断层图像中信噪比高于所设定阈值的所有不同多普勒角度下的相位差的平均值。
5.根据权利要求4所述的一种基于OCT测量眼球血管中血流绝对速度的方法，其特征在于：所述的步骤（2）中所分析血流的绝对流速包括先基于所述的最长光程和所述的最短光程的所获得的相位差与绝对流速的关系获得测量光束方向与血液流速方向之间的角度，之后计算血流的绝对流速。
6.一种基于OCT测量眼球血管中血流绝对速度的***，其特征在于：包括双光束样品臂，所述的双光束样品臂包括依次设置的光纤耦合器2、双光路传输单元和聚焦透镜；
其中，所述的光纤耦合器2，用于将光束分为两条向不同方向传播的分光束；
所述双光路传输单元，改变分光束的传播光路，将两条分光束平行的入射到所述的聚焦透镜上。
7.根据权利要求6所述的一种基于OCT测量眼球血管中血流绝对速度的***，其特征在于：两条平行入射到所述的聚焦透镜上的分光束直接的间距为2-2.5mm。
8.根据权利要求6所述的一种基于OCT测量眼球血管中血流绝对速度的***，其特征在于：所述的双光路传输单元还包括X-Y扫描振镜，所述的X-Y扫描振镜用于调整光束在样品中的扫描位置。
9.根据权利要求6所述的一种基于OCT测量眼球血管中血流绝对速度的***，其特征在于：还包括扫描光源、光纤耦合器1、参考臂、光纤耦合器3、平衡探测器和数据采集分析单元，由扫描光源产生的扫描光源经所述的光纤耦合器1均分为两条光束，分别经所述的参考臂和所述的双光束样品臂，之后在所述的光纤耦合器3发生干涉，所获得的干涉信号输入至平衡探测器中，所述的平衡探测器的数据输出端与所述的数据采集分析单元的输入端相连。
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