1 引言

光学相干层析成像(OCT)是一种非侵入式成像方法,通过低相干光干涉来获取生物的组织结构。OCT技术通过解析从组织中返回的背向散射光来获得高分辨率的生物组织内部截面图以及三维结构图。随着技术的不断发展,以OCT为基础的相关方法也得到持续改善,衍生出了许多技术,例如将OCT技术与医用电子内窥镜相结合可以对胃肠道、支气管、血管等器官进行诊断^[1],还可以利用OCT实现无创血糖监测^[2]。多普勒OCT就是由OCT技术结合多普勒原理发展而来的血管造影技术,可以提取由散射颗粒移动所产生的多普勒频移信号来区分静态的组织和动态的血流。血管信息的获取在生物医学应用领域具有重要的意义。

多普勒OCT技术基于多普勒效应引起频移的原理^[3],能够提供活体的血管、血流方向和血流速度信息^[4],通过计算空间位置相同或者高度重叠的两线之间的相位差来确定多普勒频移信息^[5]。但由于生物组织通常是光学非均匀性结构,相当于引入了相位差,故多普勒OCT图像上存在纹理图案伪影^[6]。因此,使用强度信息代替相位信息进行处理,有利于改善造影成像的质量。通过分析相邻几帧OCT图像的信息,从强度信息中提取散斑信息,然后构建三维血管图^[7-8]。但该方法要计算相邻几帧的信息,由采样定理可知采样时会产生频谱混叠,所以采用同一位置多次采集的方式来避免频谱混叠。

本文通过处理OCT强度信息实现生物血管造影。OCT图像中存在生物散斑信息,血管中血液流动产生动态散斑效应,通过提取动态散斑与静态散斑,进而提取生物组织中的血管位置信息。该方法可以克服相位波动引起的纹理图案伪影,从而构建生物组织的三维高分辨率血管结构。通过实验验证了激光散斑的处理方法可以移植到OCT技术中,将动态散斑技术应用于OCT中,构建了小白鼠耳朵的血管模型。

2 实验原理

激光经粗糙表面反射后呈现明显的颗粒状或斑驳,这种现象被称为散斑^[9]。散斑图案主要分为两

种:静态散斑和动态散斑。若散射颗粒保持静止,产生的散斑图案也是静止的;若散射体发生形变或位移,则散斑图像产生波动,光强分布不断变化,形变越剧烈或位移越大,散斑图像的波动也越剧烈。OCT中也存在散斑信号,其统计性质与激光散斑类似^[9],且散斑信号可用来表征流速^[10]。首先,将相机采集到的光谱信号沿波矢方向进行傅里叶变换,解析出沿深度方向不同回光位置的强度信号,即OCT的结构信号。然后将激光散斑提取血管结构的方法应用于OCT,利用文献[ 11]提及的调制深度作为成像参数:

M(x,y)=∫u0f2id(x,y,u)du∫0u0is(x,y,u)du,(1)

式中M(x,y)为调制深度,f为采样率,x表示OCT结构图中的深度方向,y表示OCT结构图中的横向扫描方向,u为OCT结构图沿时序作傅里叶变换后的频谱变量,u₀代表动态散斑与静态散斑在频谱中的分隔点。动态散斑 ∫u0f2i_d(x,y,u)du与静态散斑 ∫0u0i_s(x,y,u)du的比值即为成像参数。将OCT的结构信号沿时间方向作傅里叶变换,动态散斑和静态散斑分别对应频谱的高频段和低频段。对OCT的处理如图1所示,将OCT截面上每个像素沿时间方向作傅里叶变换,然后通过频域内滤波得到高频信号i_d和低频信号i_s,对应OCT中的动态散斑和静态散斑,再求得动态散斑和静态散斑的比值,可

图 1. 实验原理图

Fig. 1. Schematic of experimental principle

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以得到每个像素点的调制深度。由于成像区域内有移动颗粒,造成散斑频谱内动态散斑的成分高于没有移动颗粒的成像区域。通过应用调制深度这一参数,可以突出成像范围内的动态区域,其中u₀=20 Hz^[12]。同时,OCT具备层析能力,结合上述方法可以获得生物组织的三维血管分布。

3 实验方法及结果

图2所示为实验使用的频域OCT系统,从宽带光源(中心波长1310 nm,带宽为58 nm,对应的轴向分辨率为13.1 μm)出射的低相干光经过50∶50的光纤耦合器后,分别进入参考臂和样品臂。进入参考臂的光先通过光纤准直器,准直成平行光后由透镜聚焦到平面反射镜。进入样品臂的光也同样先通过光纤准直器,准直成平行光后再经过扫描振镜,由扫描振镜实现光束的二维扫描,再由透镜聚焦到样品中。从参考臂和样品臂返回的光会在耦合器处发生干涉,干涉光从光纤耦合器出射后由透镜准直为平行光,经过透射光栅的分光,最后由透镜聚焦到线阵CCD(采样率为47 kHz)中的探测单元上。

图 2. 实验装置图

Fig. 2. Experimental setup

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图3所示为OCT系统的控制信号,其中X、Y是将模拟信号输出到扫描振镜,通过驱动扫描振镜实现光束扫描;T是脉冲信号,通过脉冲信号触发相机采集一帧信号,每一帧采集500线光谱信号。X中的台阶信号表示振镜在每一个扫描空间位置点上停留一段时间,同时对应T中一个脉冲信号,触发相机在该空间位置采集500线光谱信号,然后振镜到达下一个台阶的位置,对应T中下一个脉冲信号,触发下一个空间位置点的光谱采集。当X完成一个周期采集后,Y信号则到达下一个台阶位置,重复上述操作。获取调制深度的方式是先将光谱信号解析成深度信息,再将同一空间位置沿时序所采集的500线光谱信号作傅里叶变换,滤波得到OCT图像中的动态散斑和静态散斑信号,将二者比值作为成像参数(图1)。

图 3. 控制信号图

Fig. 3. Schematic of control signal

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用仿体实验验证上述理论。在硅胶软管(内径为0.5 mm,外径为1 mm)中注入稀释的牛奶溶液,然后将软管嵌入含TiO₂的琼脂中,通过注射泵控制硅胶软管中的牛奶溶液流动。图4(a)为OCT截面图(横向500 pixel,大小为3 mm),从图中不能区分流动区域和静止区域;图4(b)为调制深度,可以将流动的区域凸显出来。图4(c)和图4(d)所示分别为从图4(a)和图4(b)同一位置提取的信号强度(图中白色虚线位置)。用调制深度作为成像参数,便于对流动结构进行表征。

图 4. 仿体实验结果。(a)原始OCT截面图;(b)调制深度;(c)图4(a)虚线处强度曲线;(d)图4(b)虚线处强度曲线

Fig. 4. Results of phantom experiment. (a) Cross section of raw OCT image; (b) cross section of modulation depth; (c) intensity curve corresponding to the dashed line in Fig. 4(a); (d) intensity curve corresponding to the dashed line in Fig. 4(b)

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图 5. 生物实验结果。(a)鼠耳原始OCT截面图;(b)鼠耳调制深度截面;(c)鼠耳三维血管图;(d)图5(c)黑色实线处强度曲线;(e)图5(c)绿色实线处强度曲线

Fig. 5. Results of biological experiment. (a) Cross section of raw OCT image of mouse ear; (b) cross section of modulation depth of mouse ear; (c) three-dimensional vascular figure of mouse ear; (d) intensity curve corresponding to black solid line in Fig. 5(c); (e) intensity curve corresponding to green solid line in Fig. 5(c)

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仿体实验结果证明散斑方法可以应用于OCT。该方法也可以应用于活体生物的组织成像,分别提取动态散斑和静态散斑,然后再用调制深度构建图像。图5(a)为活体鼠耳的OCT截面图(横向600 pixel,大小为3 mm),从图中不能提取鼠耳的血管结构。图5(b)为图像调制深度,可以将活体鼠耳血管高亮凸显,图中的白色区域即为血管位置。但是,图5(b)中白色区域有拖尾现象(红色箭头标注),其原因可能是位于血管下方组织的背向散射光受到血管的调制,所以血管下方的组织也被高亮凸显。图5(c)为根据600帧截面的调制深度用软件Amira堆砌合成的三维结构图,图中图像的像素点数为600 pixel×600 pixel,对应实际大小为3 mm×3 mm,从图中可以清晰地看到活体鼠耳血管的三维结构。图5(d)是图5(c)中黑色实线对应的强度曲线,可以看出小血管的直径约为55 μm(像素间隔5 μm)。图5(e)为图5(c)中绿色实线对应的强度曲线,可以看出大血管的直径约为120 μm。

4 结论

在OCT技术中引入激光散斑的成像方法,提出了一种基于OCT散斑信号的三维血管造影技术,用OCT图像中动态散斑和静态散斑信号的比值表征生物结构的血管区域。仿体实验中,硅胶软管中牛奶流动区域从周围含有TiO₂的琼脂中被高亮凸显,进一步验证了用调制深度表征的图像可以提取生物组织中的血管结构。但在血管造影图像中血管区域存在拖尾现象。与基于相位获取血管结构的方法相比,该方法可以有效避免相位不稳定的干扰和生物组织光学不均匀性的影响。