CN117770804A - 一种基于octa的非侵入连续血糖测量方法与装置 - Google Patents
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Abstract
本发明公开了一种基于OCTA的非侵入连续血糖测量方法与装置。本发明首先，对目标组织区域进行连续OCT扫描成像，接着利用OCT信号的深度衰减特性，提取目标组织区域的三维散射系数，以及生成目标组织区域的三维微血管分布；然后基于三维散射系数和三维微血管分布准确区分出血液散射系数和组织散射系数；再利用电化学方法在两个时刻测量参考血糖浓度，最后参考血糖浓度分别与血液散射系数和组织散射系数结合后，实现血糖浓度以及间质液糖浓度的连续测量。本发明基于OCTA指导，在对血糖浓度进行精确测量的同时，实现了间质液糖浓度的同步测量，对光学无创血糖检测具有较大启发意义。
Description
技术领域
本发明属于生物医学检测领域，涉及一种基于光学相干层析成像血管造影术(Optical Coherence Tomography Angiography，OCTA)的血糖测量方法与装置，具体涉及一种基于OCTA的非侵入连续血糖测量方法与装置。
技术背景
糖尿病是一种慢性代谢性疾病，会引起心脏疾病、肾脏问题和中风等严重并发症。监测血糖水平对患者的整体健康至关重要。通常会在两个区域进行葡萄糖水平的评估：血液和间质液。血糖浓度通常是使用基于酶的电化学装置来测量的，这些装置需要从手指或前臂刺痛处采集血样，可能导致不适、感染风险和不良遵从。另一种连续监测间质液葡萄糖浓度的方法是使用皮下针式传感器。然而，由于间质液葡萄糖水平的延迟响应和潜在的皮肤刺激，该方法的准确性较血液葡萄糖监测要低。
利用近红外光散射的光学技术对于非侵入性葡萄糖监测具有很大的潜力。然而，在强散射背景中检测由葡萄糖引起的微弱散射变化对于血糖检测是一个重要障碍。光学相干层析成像虽然可以识别特定组织层中由葡萄糖引起的散射变化，但区分血液和间质液仍然是一个很大障碍。血液和间质液葡萄糖对周围组织的光学散射特性具有相反的影响，这会对血糖测量的准确度产生很大影响。
光学相干层析血管造影(OCTA)可以对血液灌注生成毛细血管水平的三维血管映射。但是如何利用OCTA区分血液和间质液以及区分后如何实现血糖的测量对于本领域技术人员来说是存在挑战的。
发明内容
针对背景技术中存在的问题，本发明的目的在于提出一种基于OCTA的非侵入连续血糖测量方法与装置。本发明OCTA血管掩模通过区分血液散射系数和组织散射系数，可以高精度测量血液或间质液区域中由葡萄糖引起的散射变化，再根据散射系数与葡萄糖浓度之间的线性关系，使得OCTA技术存在实现高精度、非侵入、连续血糖测量的潜能。
本发明所采用的技术方案是：
一、一种基于OCTA的非侵入连续血糖测量方法
一种OCTA连续成像方法：对目标组织区域进行连续OCT扫描成像，获得OCT信号；
一种血液和周围组织的散射系数计算方法：根据OCT信号生成目标组织区域的三维散射系数和三维微血管分布，基于三维散射系数和三维微血管分布分离计算获得血液散射系数和组织散射系数；
一种血糖浓度的标定与计算方法：采集血液样品并利用电化学方法测量t1和t2两个时刻的参考血糖浓度，将相同时刻的参考血糖浓度和血液散射系数进行数据配对后再进行线性拟合，从而获得所有时刻的血糖浓度BGC；
一种间质液糖浓度的标定和计算方法：将t1和t2两个时刻的参考血糖浓度与对应的延迟ΔT时间的组织散射系数进行数据配对后再进行线性拟合，从而获得所有时刻的间质液糖浓度IGC。
所述一种OCTA连续成像方法是采用以下其中一种方法：
通过扫描改变参考臂光程的时间域OCT成像方法；
或者利用光谱仪记录光谱干涉信号的光谱域OCT成像方法；
或者利用扫频光源记录光谱干涉信号的扫频OCT成像方法。
所述一种血液和周围组织的散射系数计算方法，具体包括：
利用OCT的深度衰减特性，提取OCT信号中目标组织区域的三维散射系数；
根据OCT信号生成目标组织区域的三维微血管分布；
对三维微血管分布进行图像二值化后，得到血管掩模和组织掩模，将三维散射系数分别与血管掩模和组织掩模点乘运算后，获得血液散射系数和组织散射系数。
所述利用OCT的深度衰减特性，提取OCT信号中目标组织区域的三维散射系数，具体包括：
首先，去除OCT信号在深度方向上的***噪声，得到去噪后的OCT信号；
接着，对去噪后的OCT信号沿深度方向上的衰减利用高斯拟合模型进行补偿，得到补偿后的OCT信号；
最后，根据补偿后的OCT信号在深度方向的变化特征计算目标组织区域的散射系数。
所述根据OCT信号生成目标组织区域的三维微血管分布，具体包括：利用OCT血流信号提取方法对OCT信号的幅值或相位或者幅值和相位进行分析，得到目标组织区域的三维微血管分布。
所述OCT血流信号提取方法包括：差分计算、散斑方差运算、去相关计算或特征分解计算。
所述对三维微血管分布进行图像二值化后，得到血管掩模和组织掩模，将三维散射系数分别与血管掩模和组织掩模点乘运算后，获得血液散射系数和组织散射系数，具体包括：
将三维微血管分布中的所有血流区域的像素值置为1，非血流区域的像素值置为0后，得到血管掩模，再将血管掩模与三维散射系数进行点乘运算后，提取获得血流散射系数；
将三维微血管分布中的所有血流区域的像素值置为0，非血流区域的像素值置为1后，得到组织掩模，再将组织掩模与三维散射系数进行点乘运算后，提取获得组织散射系数。
二、一种基于OCTA的非侵入连续血糖测量装置
一光学相干层析装置，用于对目标区域进行连续OCT成像；
一个或多个处理器，用于数据的动态实时处理。
所述一光学相干层析装置是采用以下的一种：
包括低相干光源、干涉仪和探测器；
或者包括低相干光源、干涉仪和光谱仪；
或者包括扫频宽光谱光源、干涉仪和探测器；
或者其他能够实现光学相干层析成像的装置。
本发明的有益效果为：
本发明基于OCTA指导，在对血糖浓度的进行精确测量的同时，实现了间质液糖浓度的同步测量。相较于现有连续、无创血糖测量技术，本发明测量精度高，敏感性好，对连续、无创光学血糖测量技术具有较大的启发意义。
附图说明
图1为本发明方法的示意图；
图2为本发明装置的示意图；
图3为本发明实施例的示意图；
图4为本发明血糖检测过程示意图；
图5为本发明实施例的三维OCT结构、三维散射系数与三维OCTA造影图；
图6为本发明实施例的典型OCTA图像；
图7为本发明实施例在进行口服葡萄糖耐量测试OGTT时，利用本发明所述方法获取的光学血糖浓度、光学间质液糖浓度与参考血糖浓度随时间变化的关系图。
其中：1-一种OCTA连续成像方法；2-一种血液和周围组织的散射系数计算方法；3-一种血糖浓度的标定与计算方法；4-一种间质液糖浓度的标定和计算方法；11-光源；12-分束器；13-参考臂准直镜；14-平面高反射镜；15-样品臂准直镜；16-扫描振镜；17-物镜；18-待测样品；19-干涉信号探测装置；20-信号处理器；21-利用OCT的深度衰减特性，提取OCT信号中目标组织区域的三维散射系数；22-根据OCT信号生成目标组织区域的三维微血管分布；23-对三维微血管分布进行图像二值化后，得到血管掩模和组织掩模，将三维散射系数分别与血管掩模和组织掩模点乘运算后，获得血液散射系数和组织散射系数；24-偏振控制器；31-宽带扫频光源；32-分光比为80：20的光纤耦合器；33-分光比为50：50的光纤耦合器；34-第一光环形器；35-第二光环形器；36-偏振控制器；40-第一准直器；第二准直器37；38-聚焦透镜；42-扫描透镜；39-平面高反射镜；41-扫描振镜；43-样品；44-平衡探测器；45-处理器。
具体实施方式
下面将结合附图对本发明的方案作进一步具体说明，附图形成本文的一部分。需要注意的是，这些说明及示例只是用来具体地解释本发明，并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做出的任何修改和改变，均应包含在本发明的保护范围之内。
同时，为了便于理解本发明的实施例，将各操作描述成多个离散的操作，但是，描述的顺序不代表实施操作的顺序。
在对本发明实施例的描述中，针对样品测量空间采用基于空间方向的x-y-z三维坐标表示，并采用I，H，m等字母表示变量。这种表示仅仅是为了促进讨论，并不是对本发明的应用进行限制。I，H，m可以取1，2，3等任意数值。
本发明方法如图1所示。一种OCTA连续成像方法1：对目标组织区域进行连续OCT扫描成像，获得OCT信号；
一种OCTA连续成像方法1是采用以下其中一种方法：
通过扫描改变参考臂光程的时间域OCT成像方法；
或者利用光谱仪记录光谱干涉信号的光谱域OCT成像方法；
或者利用扫频光源记录光谱干涉信号的扫频OCT成像方法。
一种血液和周围组织的散射系数计算方法2：根据OCT信号生成目标组织区域的三维散射系数和三维微血管分布，基于三维散射系数和三维微血管分布分离计算获得血液散射系数BOC和组织散射系数TOC；
一种血液和周围组织的散射系数计算方法2，具体包括：
利用OCT的深度衰减特性，提取OCT信号中目标组织区域的三维散射系数21；
利用OCT的深度衰减特性，提取OCT信号中目标组织区域的三维散射系数21，具体包括：
首先，去除OCT信号在深度方向上的***噪声，得到去噪后的OCT信号；
接着，对去噪后的OCT信号沿深度方向上的衰减利用高斯拟合模型进行补偿，得到补偿后的OCT信号；
最后，根据补偿后的OCT信号在深度方向的变化特征计算目标组织区域的散射系数。
更具体地：
首先去除OCT信号在深度方向上的***噪声，得到去噪后的OCT信号；随后对去噪后的OCT信号沿深度方向上的衰减利用高斯拟合模型进行补偿，得到补偿后的OCT信号；最后根据补偿后的OCT信号在深度方向的变化特征计算目标组织区域的散射系数；
上述操作中的去噪操作是由下述公式实现的：
I(z)＝Iinital(z)-N(z)；
其中，Iinital为深度为z位置上的OCT原始信号强度，N(z)为深度为z位置上的***的平均噪声，I(z)是深度为z位置上的去噪后的OCT信号强度。***的平均噪声的提取步骤为：首先通过遮挡血糖测试装置的样品臂后采集装置的噪声，然后沿深度方向对每个XY平面的***噪声取平均获得一条一维的沿深度方向分布的平均***噪声。
上述操作中的补偿操作是通过下述公式实现的：
其中，Icorrect为补偿后的OCT信号强度，S(z)为高斯拟合模型，是通过OCT信号强度沿深度方向的衰减进行高斯拟合得到的。
S(z)＝exp(-z2/σ2)；
其中，σ为OCT信号强度在深度方向上的指数衰减参数，具体测量方法：对无创血糖监测装置进行灵敏度滚降测试，在深度方向上通过高斯拟合计算单位深度内信号强度的衰减即为衰减参数σ。
上述操作中，由OCT深度衰减信号解算目标区域三位散射系数是通过下述公式实现的：
其中，x代表OCT三维扫描中的快速扫描方向，y代表OCT三维扫描中的慢扫描方向，z代表OCT三维扫描中的深度方向，深度方向与快扫描方向和慢扫描方向构成的平面垂直。μ(x,y,z)为(x,y,z)像素位置的光学散射系数，I(x,y,z)代表(x,y,z)像素位置上的补偿后的OCT信号强度，n为被测组织区域的折射率，Δz为深度方向上每个像素对应的空气中的实际尺寸。
根据OCT信号生成目标组织区域的三维微血管分布22；
根据OCT信号生成目标组织区域的三维微血管分布22，具体包括：利用OCT血流信号提取方法对OCT信号的幅值或相位或者幅值和相位进行分析，得到目标组织区域的三维微血管分布。
OCT血流信号提取方法包括：差分计算、散斑方差运算、去相关计算或特征分解计算。
对三维微血管分布进行图像二值化后，得到血管掩模和组织掩模，将三维散射系数分别与血管掩模和组织掩模点乘运算后，获得血液散射系数BOC和组织散射系数TOC 23。
对三维微血管分布进行图像二值化后，得到血管掩模和组织掩模，将三维散射系数分别与血管掩模和组织掩模点乘运算后，获得血液散射系数BOC和组织散射系数TOC 23，具体包括：
选取合适的阈值，对三维微血管分布(即三维微血管矩阵)进行二值化操作，具体是将三维微血管分布中的所有血流区域的像素值置为1，非血流区域的像素值置为0后，得到血管掩模，再将血管掩模与三维散射系数进行点乘运算后，提取获得血流散射系数；
将三维微血管分布中的所有血流区域的像素值置为0，非血流区域的像素值置为1后，得到组织掩模，再将组织掩模与三维散射系数进行点乘运算后，提取获得组织散射系数。
一种血糖浓度的标定与计算方法3：采集血液样品并利用电化学方法快速测量t1和t2两个时刻的参考血糖浓度，建议t1和t2分别为餐前和餐后，并且可以增加采样次数提高标定精度，将相同时刻的参考血糖浓度和血液散射系数进行数据配对后再进行线性拟合，第一拟合公式满足：BGC＝a*BOC+b，得到第一和第二拟合参数a和b，从而获得所有时刻的参考血糖浓度；
具体地，分别在餐前和餐后t1，t2两个时刻采用商用血糖测量仪或其他手段测量血液的糖浓度作为参考血糖浓度。将同时刻的基于OCTA测量的血液散射系数与参考血糖浓度进行数据配对，通过线性拟合的方法建立两者的线性关系BGC＝a*BOC+b，得到拟合参数a和b。基于OCTA测量的血液散射系数可以利用建立的线性关系映射出实际的血糖浓度。
一种间质液糖浓度的标定和计算方法4：血液散射系数BOC和组织散射系数TOC的峰值时间差ΔT，将t1和t2两个时刻的参考血糖浓度与对应的延迟ΔT时间的组织散射系数进行数据配对后再进行线性拟合，第二拟合公式满足：IGC＝c*TOC+d，得到第三和第四拟合参数c和d，从而获得所有时刻的间质液糖浓度IGC。
具体地，根据BOC和TOC餐后曲线的峰值时间计算出间质液糖浓度相对于血糖浓度的滞后时间ΔT。t1和t2两个时刻的参考血糖浓度与分别延迟ΔT时间的组织散射系数进行数据配对，通过线性拟合的方法建立两者的线性关系IGC＝c*TOC+d，得到拟合参数c和d。基于OCTA测量的组织散射系数可以利用建立的线性关系映射出间质液的糖浓度。
在本发明公开的实施例中，对个体的血糖浓度与间质液糖浓度的标定是通过口服葡萄糖糖耐量测试实验实现的。
对被试个体进行口服葡萄糖耐量测试。在基线时间(t1)与服用标准葡萄糖溶液20min后(t2)时，分别利用化学方法快速测量参考血糖浓度。对相同时刻的参考血糖浓度与血液散射系数进行数据配对，利用线性拟合，获取拟合参数a、b，进而获得所有时刻的血糖浓度BGC。
利用OCTA装置，对进行口服葡萄糖耐量测试的受试个体进行持续BOC、TOC监测，获取峰值时间差ΔT。将基线时间(t1)和服用标准葡萄糖溶液20min后(t2)两个时刻的参考血糖浓度，与分别延迟ΔT时间组织散射系数进行数据配对，利用线性拟合，获取拟合参数c和d，进而获得所有时刻间质液糖浓度IGC。
图2示出的是本发明的连续、无创光学相干血糖检测装置示意图。该装置的低相干干涉测量部分的主体结构为一干涉仪，由光源11～样品臂物镜17、干涉信号探测装置19和偏振控制器24构成，其中光源11发出的光被分束器12分成两部分光束：其中的一束光进入到干涉仪的参考臂，通过参考臂准直镜13照射于平面高反射镜14上；另一束光进入到样品臂，经过准直15和光路反射后聚焦到待测样品上；样品18置于样品臂物镜17的焦平面处。而后参考臂和样品臂各自反射回的光发生干涉后由干涉信号探测装置19接收。对于光纤型光路，采用偏振控制器24调整光束的偏振态，最大化信号干涉效果。
依据低相干干涉探测信号的不同方式，图2所示的连续、无创光学相干血糖检测装置具体包括：
1)时间域测量装置。光源11采用宽带低相干光，平面反射镜14可沿光轴方向移动，干涉信号探测装置19为一点探测器。通过移动平面反射镜14改变参考臂光程，两臂的干涉信号由点探测器19探测到，对某一空间深度的z方向的散射信号的低相干干涉探测，从而得到深度空间维度的采样体。
2)光谱域测量装置。光源11采用宽带低相干光，平面反射镜14固定不动，干涉信号探测装置19采用光谱仪。干涉信号经过光谱仪中的线阵相机同时记录干涉光谱。采用傅里叶分析方法分析干涉光谱信号，并行获取深度z方向的散射信息，从而得到深度维度空间的采样体。
3)扫频测量装置。光源11采用扫频光源，平面反射镜14固定不动，干涉信号探测装置19采用点探测器。点探测器分时记录扫频光源的低相干干涉光谱。采样傅里叶分析干涉光谱信号，并行获取深度z方向的散射信息，从而得到深度维度空间的采样体。
对于上述不同的测量装置，可分别结合图1叙述中所涉及的OCTA光学相干血流造影方法进行噪声压制与缺陷补偿，并增强测量实时性与空间对应性。
图3示出的是本文所公开的利用本发明的一个示例性实施例。连续、无创光学相干血糖检测装置，包括宽带扫频光源31、分光比为80：20的光纤耦合器32、分光比为50：50的光纤耦合器33、第一光环形器34、第二光环形器35、偏振控制器36、第一准直器40、第二准直器37、聚焦透镜38、扫描透镜42、平面高反射镜39、扫描振镜41、样品43、平衡探测器44、处理器45。由本发明装置所使用的宽带扫频光源31发出的光，通过光纤进入到分光比为80：20的光纤耦合器32中。从光纤耦合器32出射的光被分成两部分子光束：其中一束光通过第二光环形器35进入第二准直器37中。第二准直器37出射的平行光，经过聚焦透镜38聚焦，照射到平面高反射镜39上。另一束光通过第一光环形器34进入第一准直器40中，经过扫描振镜41、扫描透镜42，照射到样品43上。从第二光环形器35出射的光，通过偏振控制器36后，与第一光环形器34出射的光一起，进入50：50光纤耦合器33。光纤耦合器33出射的光进入平衡探测器44，进行干涉信号采集探测。随后，信号送入处理器45，，结合光源的时钟和触发信号，进行进一步分析处理，得到干涉光谱信号。
图4示出的是本发明实施例的血糖检测过程。测试共持续90min，-10-0min为基线时间段，0-5min时间内服入葡萄糖溶液，5min-90min为血糖恢复时间段。在测试过程中，每隔5min利用本发明所述检测装置进行一次OCTA信号采集，获取目标区域OCT信号进行数据处理。每10min利用电化学方法测量血糖浓度作为参考血糖。
图5的(A)示出了人体手指皮肤成像实验中，人体手指甲区的三维OCT结构图，图5的(B)示出了人体手指甲区的三维散射系数分布图，图5的(C)示出了人体手指甲区三维OCTA血流造影图。
图6是本发明实施例的典型OCTA图像。图6的(A)为目标区域OCT结构的截面图，左侧曲线为图(A)中白色虚线所示区域的OCT信号强度深度方向的衰减特性。图6的(B)示出的是目标区域的散射系数截面图。图6的(C)与图6的(D)示出的是目标区域的OCTA造影截面图与OCTA掩模截面图。
图6的(E)是OCTA血流造影的最大值投影图，其中白色虚线示出的是图6的(A)-图6的(D)的截面图位置。
图7是本发明实施例在进行口服葡萄糖耐量测试时，利用本发明所述方法获取的光学血糖浓度、光学间质液糖浓度与参考血糖浓度随时间变化的关系图。图7的(A)是光学血糖浓度，参考血糖浓度在口服葡萄糖耐量测试实验中随时间的变化图，光学血糖浓度与参考血糖浓度的变化完全同步没有明显的延迟时间。图7的(B)是光学血糖浓度与参考血糖浓度相关性表征，R＝0.92。图7的(C)是光学间质液糖浓度，参考血糖浓度在口服葡萄糖耐量测试实验中随时间的变化，其中光学间质液糖浓度相对于参考血糖浓度有约15min的滞后时间。图7的(D)是光学间质液糖浓度与参考血糖浓度的相关性表征，由于滞后时间的影响，两者的相关性R值为0.15，但在矫正滞后时间之后相关性R值提高到0.89。
上述实验结果充分说明，利用本发明所述方法与装置，能够实现连续、无创光学血糖测量，且检测过程亲和便捷，对无创血糖监测具有启发意义。
Claims (9)
1.一种基于OCTA的非侵入连续血糖测量方法，其特征在于，包括：
一种OCTA连续成像方法(1)：对目标组织区域进行连续OCT扫描成像，获得OCT信号；
一种血液和周围组织的散射系数计算方法(2)：根据OCT信号生成目标组织区域的三维散射系数和三维微血管分布，基于三维散射系数和三维微血管分布分离计算获得血液散射系数和组织散射系数；
一种血糖浓度的标定与计算方法(3)：采集血液样品并利用电化学方法测量t1和t2两个时刻的参考血糖浓度，将相同时刻的参考血糖浓度和血液散射系数进行数据配对后再进行线性拟合，从而获得所有时刻的血糖浓度BGC；
一种间质液糖浓度的标定和计算方法(4)：将t1和t2两个时刻的参考血糖浓度与对应的延迟ΔT时间的组织散射系数进行数据配对后再进行线性拟合，从而获得所有时刻的间质液糖浓度IGC。
2.根据权利要求1所述的一种基于OCTA的非侵入连续血糖测量方法，其特征在于，所述一种OCTA连续成像方法(1)是采用以下其中一种方法：
通过扫描改变参考臂光程的时间域OCT成像方法；
或者利用光谱仪记录光谱干涉信号的光谱域OCT成像方法；
或者利用扫频光源记录光谱干涉信号的扫频OCT成像方法。
3.根据权利要求1所述的一种基于OCTA的非侵入连续血糖测量方法，其特征在于，所述一种血液和周围组织的散射系数计算方法(2)，具体包括：
利用OCT的深度衰减特性，提取OCT信号中目标组织区域的三维散射系数(21)；
根据OCT信号生成目标组织区域的三维微血管分布(22)；
对三维微血管分布进行图像二值化后，得到血管掩模和组织掩模，将三维散射系数分别与血管掩模和组织掩模点乘运算后，获得血液散射系数和组织散射系数(23)。
4.根据权利要求3所述的一种基于OCTA的非侵入连续血糖测量方法，其特征在于，所述利用OCT的深度衰减特性，提取OCT信号中目标组织区域的三维散射系数(21)，具体包括：
首先，去除OCT信号在深度方向上的***噪声，得到去噪后的OCT信号；
接着，对去噪后的OCT信号沿深度方向上的衰减利用高斯拟合模型进行补偿，得到补偿后的OCT信号；
最后，根据补偿后的OCT信号在深度方向的变化特征计算目标组织区域的散射系数。
5.根据权利要求3所述的一种基于OCTA的非侵入连续血糖测量方法，其特征在于，所述根据OCT信号生成目标组织区域的三维微血管分布(22)，具体包括：利用OCT血流信号提取方法对OCT信号的幅值或相位或者幅值和相位进行分析，得到目标组织区域的三维微血管分布。
6.根据权利要求5所述的一种基于OCTA的非侵入连续血糖测量方法：其特征在于，所述OCT血流信号提取方法包括：差分计算、散斑方差运算、去相关计算或特征分解计算。
7.根据权利要求1所述的一种基于OCTA的非侵入连续血糖测量方法，其特征在于，所述对三维微血管分布进行图像二值化后，得到血管掩模和组织掩模，将三维散射系数分别与血管掩模和组织掩模点乘运算后，获得血液散射系数和组织散射系数(23)，具体包括：
将三维微血管分布中的所有血流区域的像素值置为1，非血流区域的像素值置为0后，得到血管掩模，再将血管掩模与三维散射系数进行点乘运算后，提取获得血流散射系数；
将三维微血管分布中的所有血流区域的像素值置为0，非血流区域的像素值置为1后，得到组织掩模，再将组织掩模与三维散射系数进行点乘运算后，提取获得组织散射系数。
8.用于实施权利要求1～7中任一所述的一种基于OCTA的非侵入连续血糖测量装置，其特征在于，装置包括：
一光学相干层析装置，用于对目标区域进行连续OCT成像；
一个或多个处理器，用于数据的动态实时处理。
9.根据权利要求8所述的一种基于OCTA的非侵入连续血糖测量装置，其特征在于，所述的一光学相干层析装置是采用以下的一种：
包括低相干宽带光源和干涉仪、点探测器；
或者包括低相干宽带光源和干涉仪、光谱仪；
或者包括扫频宽带光源和干涉仪、点探测器；
或者其他能够实现光学相干层析成像的装置。
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