基于光纤阵列多通道并行探测的微血管造影方法和系统

摘要

本发明公开了一种基于光纤阵列多通道并行探测的微血管造影方法和系统，属于光学相干层析成像技术领域，整个光路结构按照频域光学相干层析系统进行布局；采样臂通过光束分束器把来自扫描区域的信号光引入光纤阵列；光纤阵列输出信号光和参考光分别接入耦合器阵列的输入端；耦合器阵列的输出端连接相应的探测器，实现各通道相干信号的并行探测。通过光纤阵列的并行探测模式，可以利用多通道探测信息同时给出血流的高速度区域和低速度区域，扩大速度测量的动态范围，获得测量区域的绝对血流速度。通过光纤阵列的并行探测模式，实现对同一扫描位置的N次同时测量，获得更多的信号光，结合数据处理中的加权求和取平均值，有效提高微血管造影的信噪比。

权利要求

1.一种基于光纤阵列多通道并行探测的微血管造影方法，其特征在于，包括以下步骤：

1)将光源发出的光束分为两路分别进入参考臂和采样臂，进入采样臂的光束由光学成像组件投射到样品，样品散射的信号光经光学成像组件后被光纤阵列接收，各光纤通道的信号光与参考臂中的参考光相干后被探测臂中相应的探测器接收，利用采样臂内的扫描组件，获得样品的二维或三维信息；

2)根据各光纤通道的相干信号，获得OCT干涉光谱的复值信号；

3)选择多个光纤作为测量组进行血流速度测量，利用OCT干涉光谱的复值信号的相位信息，计算每个测量组内单测量通道相邻A-SCAN的相位差和相邻B-SCAN的相位差，获得像素点的绝对血流速度；

4)选择M个测量组，重复步骤3)，对各独立测量组的速度矢量各分量分别进行求和取平均，获得测量区域的绝对血流速度的二维或三维分布；

5)利用光学微血管造影技术，获得各光纤通道的微血管造影子图，利用空间移频分割横向空间调制曲线获取各子图的权重，各造影子图加权求和后取平均值，复合成微血管造影；

6)融合步骤4)中获得的绝对血流速度的二维或三维分布和步骤5)中获得的微血管造影，得到样品扫描区域的血流速度和微血管结构信息。

2.根据权利要求1所述的基于光纤阵列多通道并行探测的微血管造影方法，其特征在于，步骤2)中，包括对各光纤通道相干信号进行频域光学相干层析信息预处理，然后沿深度方向进行傅里叶变换，将各光纤通道的信号光转换到空间域，并消除镜像，得到OCT干涉光谱的复值信号。

3.根据权利要求1所述的基于光纤阵列多通道并行探测的微血管造影方法，其特征在于，步骤3)中，所述测量组通过以下方式选得：光纤阵列在采样臂围绕中心光纤环形排列，根据光纤的空间排列位置，依次选择在光纤阵列端面处位于三角形顶点的三根光纤作为血流速度的一个测量组。

4.根据权利要求3所述的基于光纤阵列多通道并行探测的微血管造影方法，其特征在于，步骤3)中，像素点的绝对血流速度通过以下方法得到：相邻A-SCAN的相位差即高速度区域相位差，相邻B-SCAN的相位差即低速度区域相位差；

ΔΦk-m-ij表示进行相位校正后的第k个测量组各通道的相位差值，m分别等于1、2和3，对应每个测量组的一个光纤通道的编号；

根据多普勒测速公式获得每个像素点速度Vij的测量方程：

其中，λ是部分相干光源的中心波长，n为样品被扫描区域血管的折射率，τ是A-SCAN或B-SCAN扫描时间的间隔，i和j表示二维扫描平面中一个像素的位置编号，是每个测量组中测量通道m对应的光束方向；

Vaxial-k-1-ij，Vaxial-k-2-ij，和Vaxial-k-3-ij分别表示第k个测量组三个测量通道的轴向速度；

Vx-ij，Vy-ij,Vz-ij是(i，j)像素点处被测速度在x、y和z轴三个方向的速度分量；

根据光纤接收阵列中各光纤相对样品臂光学成像组件的空间位置，确定测量组内各光纤通道对应的光束方向，根据高、低速度区域内测量组获得的速度，将速度分量进行平均求和，获得该像素点的绝对速度分量：该像素点的绝对血流速度为：

其中，M表示测量组的总数，Vk-x-ij，Vk-y-ij，Vk-z-ij分别表示每个测量组(i，j)像素点处被测速度在x、y和z轴方向的速度分量。

5.一种用于实现权利要求1～4中任一权利要求所述的基于光纤阵列多通道并行探测的微血管造影方法的系统，其特征在于，包括：光源，发出的光束分两路分别进入参考臂和采样臂内；

参考臂，提供相干信号探测所需的参考光；

采样臂，传导照明光和接收样品的信号光，包括照明光纤、分束器、光学成像组件、光束扫描组件和光纤阵列；

探测臂，接收来自光纤阵列的信号光和参考光形成的多通道相干信号；

计算机，采集、处理和显示多通道相干信号，并发出扫描样品的控制信号，得到样品扫描区域的血流速度和微血管结构信息。

6.根据权利要求5所述的系统，其特征在于，所述的光源为超辐射发光二极管或扫频光源。

7.根据权利要求5所述的系统，其特征在于，所述的光纤阵列与所述的分束器之间设有光束缩放组件和准直组件，所述光束缩放组件包括双透镜，所述准直组件由微透镜阵列组成，光纤阵列的光纤束在采样臂一端成圆环形排列，另一端接入探测臂的耦合器内。

8.根据权利要求5所述的系统，其特征在于：所述的探测臂包括若干耦合器，每个耦合器由2*1型光纤耦合器组成，输入端口分别连接参考光和信号光，输出端导入相应的探测器。

9.根据权利要求8所述的系统，其特征在于：当采用谱域光学相干层析技术，所述的探测器为光谱探测器；当采用扫频光学相干层析技术，所述的探测器为平衡探测器。

说明书

基于光纤阵列多通道并行探测的微血管造影方法和系统

技术领域

[0001] 本发明涉及光学相干层析成像技术领域，具体地说，涉及一种基于光纤阵列多通道并行探测的微血管造影方法和系统。

背景技术

[0002] 青光眼、黄斑变性和糖尿病等疾病都与眼底的血管结构和血流情况有密切联系。然而，现有的常规血管造影技术还存在不少的缺陷，如荧光素血管造影注入的染料会引起患者恶心和光敏；激光多普勒血流仪和激光散斑血流仪不能提供深度信息，难以区分血管是位于视网膜还是脉络膜。

[0003] 近些年，基于光学相干层析技术发展出了无标志光学微血管造影技术，它具有光学层析的能力，能够获得高分辨率的样品结构信息，又可以结合多普勒频移和散射信号统计特征获得血流情况，是一种非常有发展潜力的医学检测手段。

[0004] 目前，无标志光学微血管造影主要有两类方法：基于相位分辨和强度调制的微血管造影。其中，以多普勒效应引入的相位信号差作为图像对比度，最初的光学微血管造影技术有相位分辨多普勒OCT、相位变量OCT、光学微血管造影、联合谱时域OCT和谐振多普勒流速成像等。

[0005] 由于相位测量方法易受多普勒角度的固有影响，无法测量照明光轴垂轴方向的血流速度，只能确定血流速度值的大小。为此，基于双光束和三光束的测量方法被提出，可以减弱或避免多普勒角度影响，获得绝对血流速度。以散射信号的时间统计量作为图像对比度，光学相干血管造影技术已发展出散斑变量，相关图和频谱分离幅度去相关血管造影，可以不依赖相位信息有效分割血流和静态组织区域。由于动态和静态信号统计曲线的重叠，血流对比度受到限制。基于统计信号的平均处理有助于消除散斑，波长复合、角度复合和偏振复合等方法能进一步提高微血管造影的对比度。

[0006] 因此，不管是通过硬件还是软件方法对扫描位置进行多次实际或虚拟测量，这些方法都有助于消除散斑噪声，从而最终提高微血管造影的对比度。然而，在多光束测量方法中，多路照明和接收光束都没有充满成像系统的光瞳，微血管图像的横向分辨率降低。在各复合技术中，需要对轴向或者横向信号进行滤波分解成多路处理信号，滤波器带宽也降低各路子图像的空间分辨率，则最后复合的微血管图像的轴向或横向分辨率降低。

发明内容

[0007] 本发明的目的为提供一种基于光纤阵列多通道并行探测的微血管造影方法，弥补了现有技术的不足，解决了横向和轴向分辨能力下降的问题，可以使微血管具有更好的连通性。

[0008] 本发明的另一目的为提供一种基于光纤阵列多通道并行探测的微血管造影系统，该系统可用于实现上述微血管造影方法。

[0009] 为了实现上述目的，本发明提供的光纤阵列多通道并行探测的微血管造影方法包括以下步骤：

[0010] 1)将光源发出的光束分为两路分别进入参考臂和采样臂，进入采样臂的光束由光学成像组件投射到样品，样品散射的信号光经光学成像组件后被光纤阵列接收，各光纤通道的信号光与参考臂中的参考光相干后被探测臂中相应的探测器接收，利用采样臂内的扫描组件，获得样品的二维或三维信息；

[0011] 2)根据各光纤通道的相干信号，获得OCT干涉光谱的复值信号；

[0012] 3)选择多个光纤作为测量组进行血流速度测量，利用OCT干涉光谱的复值信号的相位信息，计算每个测量组内单测量通道相邻A-SCAN的相位差和相邻B-SCAN的相位差，获得像素点的绝对血流速度；

[0013] 4)选择M个测量组，重复步骤3)，对各独立测量组的速度矢量各分量分别进行求和取平均，获得测量区域的绝对血流速度的二维或三维分布；

[0014] 5)利用光学微血管造影技术，获得各光纤通道的微血管造影子图，利用空间移频分割横向空间调制曲线获取各子图的权重，各造影子图加权求和后取平均值，复合成微血管造影；

[0015] 6)融合步骤4)中获得的绝对血流速度的二维或三维分布和步骤5)中获得的微血管造影，得到样品扫描区域的血流速度和微血管结构信息。

[0016] 上述技术方案中，通过光纤阵列的并行探测模式，可以利用多通道探测信息同时给出血流的高速度区域和低速度区域，扩大速度测量的动态范围，获得测量区域的绝对血流速度。通过光纤阵列的并行探测模式，实现对同一扫描位置的N次同时测量，可以获得更多的信号光，结合数据处理中的加权求和取平均值，可以有效提高微血管造影的信噪比。

[0017] 作为优选，步骤2)中，包括对各光纤通道相干信号进行频域光学相干层析信息预处理，然后沿深度方向进行傅里叶变换，将各光纤通道的信号光转换到空间域，并消除镜像，得到OCT干涉光谱的复值信号。

[0018] 作为优选，步骤3)中，测量组通过以下方式选得：

[0019] 光纤阵列在采样臂围绕中心光纤环形排列，根据光纤的空间排列位置，依次选择在光纤阵列端面处位于三角形顶点的三根光纤作为血流速度的一个测量组。

[0020] 作为优选，步骤3)中，像素点的绝对血流速度通过以下方法得到：

[0021] 相邻A-SCAN的相位差即高速度区域相位差，相邻B-SCAN的相位差即低速度区域相位差；

[0022] ΔΦk-m-ij表示进行相位校正后的第k个测量组各通道的相位差值，m分别等于1、2和3，对应每个测量组的一个光纤通道的编号；

[0023] 根据多普勒测速公式获得每个像素点速度Vij的测量方程：

[0024]

[0025]

[0026]

[0027] 其中，λ是部分相干光源的中心波长，n为样品被扫描区域血管的折射率，τ是A-SCAN或B-SCAN扫描时间的间隔，i和j表示二维扫描平面中一个像素的位置编号，是每个测量组中测量通道m对应的光束方向；Vaxial-k-1-ij，Vaxial-k-2-ij，和Vaxial-k-3-ij分别表示第k个测量组三个测量通道的轴向速度；
Vx-ij，Vy-ij,Vz-ij是(i，j)像素点处被测速度在x、y和z轴三个方向的速度分量。

[0028] 根据光纤接收阵列中各光纤相对样品臂光学成像组件的空间位置，确定测量组内各光纤通道对应的光束方向，根据高、低速度区域内测量组获得的速度，将速度分量进行平均求和，获得该像素点的绝对速度分量：

[0029]

[0030]

[0031]

[0032] 该像素点的绝对血流速度为：

[0033] 其中，M表示测量组的总数，Vk-x-ij，Vk-y-ij，Vk-z-ij分别表示每个测量组(i，j)像素点处被测速度在x、y和z轴方向的速度分量。

[0034] 在微血管造影方法上，获取的三维实值干涉光谱图可以表示成Sn(r,k)，其中r表示横向空间坐标，k表示波数空间坐标，下标n表示通道编号。Sn(r，k)沿着k方向作傅里叶变换，去除半空间对应的镜像，得到各测量通道对应的空间域信息An(r，z)，其中z表示深度空间坐标。利用幅值差分法、复数差分法、去互相关法和散斑方差法等获得各测量通道对应的微血管造影子图In(r，z)。根据光纤阵列相对采样臂光学成像系统的空间位置，获得各接收光纤对应的光学成像系统有效点扩散函数，利用这些有效点扩散函数拟合出空间域移频调制曲线，确定各子图的权重αn。将所有微血管造影子图加权叠加求平均值，得到微血管造影图像 其中N表示总通道数。最后，将微血管造影图像I(r,z)和各点的绝对速度融合成最终的微血管造影图。

[0035] 为了实现上述另一目的，本发明提供的基于光纤阵列多通道并行探测的微血管造影系统包括：

[0036] 光源，发出的光束分两路分别进入参考臂和采样臂内；

[0037] 参考臂，提供相干信号探测所需的参考光；

[0038] 采样臂，传导照明光和接收样品的信号光，包括照明光纤、分束器、光学成像组件、光束扫描组件和光纤阵列；

[0039] 探测臂，接收来自光纤阵列的信号光和参考光形成的多通道相干信号；

[0040] 计算机，采集、处理和显示多通道相干信号，并发出扫描样品的控制信号，得到样品扫描区域的血流速度和微血管结构信息。

[0041] 整个光路结构按照频域光学相干层析系统进行布局；采样臂通过光束分束器把来自扫描区域的信号光引入光纤阵列；参考光经1×N耦合器均分成N路参考光；光纤阵列输出信号光和参考光分别接入耦合器阵列的输入端；耦合器阵列的输出端连接相应的探测器，实现各通道相干信号的并行探测。

[0042] 作为优选，光源为超辐射发光二极管或扫频光源。

[0043] 作为优选，光纤阵列与分束器之间设有光束缩放组件和准直组件，光束缩放组件包括双透镜，准直组件由微透镜阵列组成，光纤阵列的光纤束采用一端成圆环形排列，另一端接入探测臂的耦合器内。

[0044] 光束缩放组件的双透镜根据准直系统的数值孔径和光纤大小设定放大率；光纤阵列根据光束缩放比例和准直组件选择光纤数和光束间距。

[0045] 作为优选，探测臂包括若干耦合器，每个耦合器由2*1型光纤耦合器组成，输入端口分别连接参考光和信号光，输出端导入相应的探测器。

[0046] 作为优选，当采用谱域光学相干层析技术，探测器为光谱探测器；当采用扫频光学相干层析技术，探测器为平衡探测器。

[0047] 与现有技术相比，本发明的有益效果为：

[0048] 本发明基于光纤阵列多通道并行探测的微血管造影方法和系统充分利用光学成像系统的光瞳，不存在横向和轴向分辨能力下降问题，可以使微血管具有更好的连通性。

附图说明

[0049] 图1为本发明实施例的系统整体结构示意图；

[0050] 图2为本发明实施例的采样臂的光路结构示意图；

[0051] 图3为本发明实施例的方法实现流程图。

具体实施方式

[0052] 为使本发明的目的、技术方案和优点更加清楚，以下结合实施例及其附图对本发明作进一步说明。

[0053] 实施例

[0054] 参见图1和图2，本实施例的基于光纤阵列多通道并行探测的微血管造影系统包括光源1、参考臂2、采样臂3、探测臂4和计算机5。

[0055] 其中，光源1为超辐射发光二极管或扫频光源。光源1发出的部分相干光经光纤隔离器6后，进入光纤耦合器7，由光纤耦合器7将光源1发出的光分成两路，一路光进入参考臂2，经准直透镜和反射镜后反向传输，再进入光纤耦合器7的另一端，通过光纤耦合器8分解为多路参考光，每路参考光经光纤偏振控制器后接入光纤耦合器阵列11的参考光端口；另一路进入采样臂3。

[0056] 采样臂3包括：单模保偏光纤31、准直透镜32、分束器33、扫描组件34、聚焦透镜35、放大透镜36、准直透镜37、微透镜阵列38和光纤阵列10。部分相干光由单模保偏光纤31导入采样臂3，经准直透镜32后成为平行光束，然后透过分束器33和光束扫描组件34，最后由聚焦透镜35会聚照明测量样品9。样品9被照明区域的后向散射信号光经聚焦透镜35、光束扫描组件34和分束器33转入光纤阵列10的接收端，首先由放大透镜36对信号光的横向尺寸进行适当放大，再经准直透镜37调节光束发散角，通过微透镜阵列38将信号光耦合进入光纤阵列10内的相应光纤通道。

[0057] 光纤阵列10在探测臂4的一端采用圆形排布，每路信号光和参考光分别经过各自的光纤偏振控制器，最后接入光纤耦合器阵列11的输入端口。参考臂2包括准直透镜和反射镜，提供产生相干信号的参考光。光纤耦合器阵列11的输出端口分别接入探测臂输入端口；探测臂由探测器阵列和数据采集单元组成，探测阵列可以由单探测器或者光谱探测设备组成，每个探测器对于光纤耦合器阵列11的一个输出通道。计算机5接收系统探测信号并进行相关处理，根据数据采集速率发出光束扫描控制信号，显示重构的微血管造影图像。光纤隔离器6隔离沿光纤反向传输的光信号进入光源。光纤耦合器7为2╳2型结构，光纤耦合器8为
1╳N型结构。

[0058] 当采样臂3中光束扫描组件34接收到计算机5发出的控制信息，照明区域在样品内实现扫描，可以获取样品二维或三维信息；样品后向散射信号光经光学成像组件内的分束器33分别进入光纤阵列10，每根光纤成为信号光的通道；每路信号光经光纤偏振控制器后接入光纤耦合器阵列11的信号光端口；光纤耦合器阵列11的相干信号输出端接入探测臂4，一个通道对应一个探测器。当谱域光学相干层析信号被测量时，探测器是光谱探测器；当扫频光学相干层析信号被测量时，探测器是平衡探测器；探测臂接收的所有相干信号被转换后，输入计算机进行处理和分析，重构出微血管造影图像。

[0059] 在光纤阵列10中，偏离光轴位置的光纤相对采样臂3的整个光学成像组件存在横向位移，即该光纤接收的信号存在横向空间频率调制。当光纤阵列10同时接收样品照明区域同一位置的信号时，不同通道接收的信号强度受到调制，则各光纤通道对应微血管造影子图在复合过程的贡献不同。因此，各信号通道的权重取决于光纤相对光学成像系统的位置。通过样品臂光学成像组件的理论分析，可以获得各光纤对应的有效点扩散函数，从而拟合出空间频率调制曲线。根据光纤实际空间位置，调制曲线给出每个光纤通道的权重系数。

[0060] 光纤阵列10在采样臂3一侧呈圆形排布，理论上只要选择在光纤阵列端面呈三角形排布的三个通道，利用相位差就可以实现血流速度的三光束测量方法，避免多普勒角度的影响。基于光纤阵列获得的大量信号光，可以将光纤通道分成高速度区域和低速度区域。对于高速度区域的信号通道，通过相邻A-SCAN的位相差解析血流速度；对于低速度区域的信号通道，通过相邻B-SCAN的位相差解析血流速度。多组低速度区域的信号通道测量平均值为像素点低速量，多组高速度区域的信号通道测量平均值为像素点高速量，最后像素点的速度等于低速量和高速量的平均值。

[0061] 各光纤对应测量通道的振幅信息进行微血管造影。通过幅值差分法、复数差分法、去互相关法和散斑方差法处理相邻B-SCAN或A-SCAN的振幅信号，可以获得各信号通道对应的微血管造影子图。结合上述的信号通道权重系数，所有子图加权叠加后平均获得高对比度的微血管造影复合图。融合各像素点的绝对速度信息，微血管造影图可以提供更加全面的信息。

[0062] 参见图3，本实施例的基于光纤阵列多通道并行探测的微血管造影方法包括以下过程：

[0063] 1)对各光纤通道相干信号进行常规的频域光学相干层析信息预处理，然后沿深度方向进行傅里叶变换，将各通道的信号转换到空间域，并消除镜像，即获得OCT干涉光谱的复值信号。

[0064] 2)根据光纤相对采样臂光学成像组件的空间位置，选择多组位于三角形顶点的光纤进行血流速度。利用OCT干涉光谱的复值信号的相位信息，计算每个测量组内单测量通道相邻A-SCAN的相位差，获得相邻A-SCAN的相位差阵列。

[0065] 3)利用三光束速度测量方法获得多组高速区域速度组；计算每个测量组内单测量通道相邻B-SCAN的相位差，获得相邻B-SCAN的相位差阵列；利用三光束速度测量方法获得多组低速区域速度组；低速区域速度组求平均获得像素点低速量，高速区域速度组求平均获得像素点高速量，低速量和高速量平均为像素点的绝对血流速度分布；

[0066] 三光束速度测量方法为：

[0067] 相邻A-SCAN的相位差即高速度区域相位差，相邻B-SCAN的相位差即低速度区域相位差；

[0068] ΔΦk-m-ij表示进行相位校正后的第k个测量组的相位差值，m分别等于1、2和3，对应每个测量组的一个光纤通道的编号；

[0069] 根据多普勒测速公式获得每个像素点速度Vij的测量方程：

[0070]

[0071]

[0072]

[0073] 其中，λ是部分相干光源的中心波长，n为样品被扫描区域血管的折射率，τ是A-SCAN或B-SCAN扫描时间的间隔，i和j表示二维扫描平面中一个像素的位置编号，是每个测量组中测量通道m对应的光束方向；Vaxial-k-1-ij，Vaxial-k-2-ij，和Vaxial-k-3-ij分别表示第k个测量组三个测量通道的轴向速度；
Vx-ij，Vy-ij,Vz-ij是(i，j)像素点处被测速度在x、y和z轴三个方向的速度分量。

[0074] 根据光纤接收阵列中各光纤相对样品臂光学成像组件的空间位置，确定测量组内各光纤通道对应的光束方向，根据高、低速度区域内测量组获得的速度，将速度分量进行平均求和，获得该像素点的绝对速度分量：

[0075]

[0076]

[0077]

[0078] 该像素点的绝对血流速度为： 其中，M表示测量组的总数，Vk-x-ij，Vk-y-ij，Vk-z-ij分别表示每个测量组(i，j)像素点处被测速度在x、y和z轴方向的速度分量。

[0079] 4)利用光学微血管造影技术中的幅值差分法处理OCT相干光谱的幅值信号，获得每通道相邻B-SCAN的幅值差；利用幅值差为对比度获得各通道的微血管造影子图；结合空间移频调制曲线获取各子图的权重，各造影子图加权求和后取平均值，复合成微血管造影；

[0080] 在微血管造影方法上，获取的三维实值干涉光谱图可以表示成Sn(r,k)，其中r表示横向空间坐标，k表示波数空间坐标，下标n表示通道编号。Sn(r，k)沿着k方向作傅里叶变换，去除半空间对应的镜像，得到各测量通道对应的空间域信息An(r，z)，其中z表示深度空间坐标。利用幅值差分法、复数差分法、去互相关法和散斑方差法等获得各测量通道对应的微血管造影子图In(r，z)。根据光纤阵列相对采样臂光学成像系统的空间位置，获得各接收光纤对应的光学成像系统有效点扩散函数，利用这些有效点扩散函数拟合出空间域移频调制曲线，确定各子图的权重αn。将所有微血管造影子图加权叠加求平均值，得到微血管造影图像 其中N表示总通道数。最后，将微血管造影图像I(r,z)和各点的绝对速度融合成最终的微血管造影图。

[0081] 5)融合像素的绝对血流速度和复合微血管造影，得到微血管造影图，呈现样品扫描区域的血流速度和微血管结构信息。