體內結構和流動成像的制作方法

專利名稱：體內結構和流動成像的制作方法
技術領域：
本發明的實施例一般地涉及生物醫學成像的領域，具體地涉及與 光學相干斷層造影和光學血管造影成像相關聯的方法、設備和系統。
背景技術：
體內生物組織和脈管系統的三維映射由于生物組織的高度散射和 吸收性質而成為挑戰性的事情。當前的一些方法具有較慢的掃描速度， 使得體內三維成像變得很困難。其它一些具有較快掃描速度的技術由 于它們不能在不產生重疊圖像的情況下深度地掃描生物組織因而還存 在缺陷，這些技術要求使用創傷性步驟來掃描感興趣的組織。例如， 在某些情況下，煩骨必須被去除或被充分地變薄以便掃描大腦深處的 脈管系統。此外，旨在更深成像的技術一般不能提供對具有移動物質 (例如，血流)的組織的深度成像。因此，用于對結構和/或組織移動 比如血流進行有效成像的方法具有相當大的臨床重要性


通過以下的詳細描述并結合附圖，會容易理解本發明的實施例。 在附圖的各圖中是通過舉例而不是通過限制來說明本發明的實施例。 圖1示意性說明了利用現有技術方法成像的眼睛的前面部分的圖
像；
圖2示意性說明了利用現有技術方法成像的眼睛的前面部分的3A和3B說明了利用依據現有技術方法的成像方法的結構圖像； 圖3C和3D說明了利用依據本發明的不同實施例的成像方法的結 構圖像；
圖4說明了依據本發明的不同實施例的成像設備；
圖5說明了依據本發明的不同實施例的三維數據立方體/體積；
圖6說明了依據本發明的不同實施例的體內成像方法的一個實施
例；
圖7說明了依據本發明的不同實施例的體內成像方法的另一個實 施例；
圖8說明了依據本發明的不同實施例的體內圖像； 圖9說明了依據本發明的不同實施例的體內圖像； 圖IO說明了依據本發明的不同實施例的體內成像方法的另一個實 施例；
圖ll說明了依據本發明的不同實施例的體內成像方法的另一個實 施例；
圖12A說明了利用依據本發明的不同實施例的成像方法所獲取的 鼠腦的B掃描；圖12B說明了由零延遲線分成兩個相等空間的圖12A 的成像結果，結構信息在底部區域而流動信息在頂部區域；圖12C說 明了圖12B在頂部區域與底部區域折疊并且合并(fuse)以產生包括
鼠腦的結構信息和流動信息在內的血管造影圖像時的圖像；
圖13A說明了掃描的鼠腦體積內的腦血管流的2D x-y投影視圖， 圖13B說明了圖13A的鼠腦的完整3D視圖14A和14B說明了利用依據本發明的不同實施例的方法成像的 鼠腦分別在右頸動脈被阻塞之前和之后的血液灌注的投影視圖；圖14C 說明了皮膚剝開后的鼠腦，圖14D說明了顱骨去除后的鼠腦以便與所 成像的結果對比；
圖15A和15B說明了所獲取的兩個3D數據立方體作為依據本發明 的不同實施例的成像方法的結果；
圖16A和16B ^L明了利用依據本發明的不同實施例的仿體 (phantom)的實驗結果；圖16A示出了當毛細管中的流矢量到光軸上 的投影是朝著探測束入射方向時的成像結果，圖16B示出了相同的結 果但毛細管中的流動#皮反向；圖17 (畫面A、 B、 C和D)說明了依據本發明的不同實施例通過 對含有完好無損的頭蓋骨的鼠腦內部的光學血管造影成像而獲取的微 血管流圖；圖17A提供了直接強度x-y投影圖，其中可能無法推斷出 定向流動信息；圖17B提供了通過將代表投影到指向入射束方向的光 軸上的速度矢量的流動圖像與背向入射束方向的流動圖像合并而獲取 的雙向流動投影圖；圖17C提供了 3D體積渲染的雙向流動圖像以及微 結構圖像(如圖所示以三個側面為邊界)，其可以用來推斷3D空間中 的流動方向，其中圖17D給出了坐標定義；
圖18說明了依據本發明的不同實施例的用于定向流動映射的數字 方法；
圖19示意性說明了依據本發明的不同實施例的用于定向流動映射 的數字濾波方法的一個實施例；
圖20示意性說明了依據本發明的不同實施例的矩形狀數字濾波方
法的一個實施例；
圖21說明了依據本發明的不同實施例的體內成像系統的一個實施 例j 和
圖2 2說明了用于依據本發明的不同實施例的體內成像的 一 件制品 (manufacture)的一個實施例。
具體實施例方式
在以下的詳細描述中，參照附圖，這些附圖形成部分描述并且在 附圖中舉例示出了可以實踐該發明的實施例。要理解的是，可以采用 其它實施例并且可以在不偏離本發明范圍的情況下進行結構或邏輯的 變化。因此，以下的詳細描述不應以限制的意義來理解，并且依據本 發明實施例的范圍由所附的權利要求以及它們的等效物來限定。
可以按照可以有助于理解本發明的實施例的方式把各種操作描述 為依次的多個離散操作；然而，描述的次序不應當解釋為意味著這些 操作是次序相關的。
本描述可能使用基于透視的描述，比如上/下、后/前以及頂部/底 部。這樣的描述僅僅用來便于討論而不打算約束本發明的實施例的應 用。
本描述可能使用短語"在一個實施例中"或"在若干實施例中"，這些短語每個都可以指代相同或不同實施例中的一個或多個。而且， 如關于本發明實施例所用的術語"包含"、"包括"、"具有"等等 是同義的。
以"A/B，，形式的短語意指"A或B"。以"A和/或B，，形式的短 語意指"(A) 、 (B)或(A和B)"。以"A、 B和C中的至少一個" 形式的短語意指"(A)、 (B) 、 (C)、 (A和B)、 (A和C)、 (B 和C )或(A、 B和C )，，。以"(A ) B，，形式的短語意指('(B )或(AB )，'， 即A是任選的。
在本發明的不同實施例中，提供了用于生物醫學成像的方法、設 備和系統。在本發明的示例性實施例中，計算系統可以被賦予所公開 的多件制品和/或系統中的一個或多個元件并且可以用來執行如本文 所公開的一種或多種方法。
在不同的實施例中，可以利用基于光譜干涉的檢測的光學相干斷 層造影(0CT)(結構)和光學血管造影(0AG)(結構和流動)成像 來獲取樣品的結構和/或流動信息。這樣的成像可以是兩維(2D)的或 三維(3D)的，這取決于應用。相對于現有技術方法，結構成像可以 具有擴展的深度范圍，而流動成像可以被實時地執行。如本文公開的 結構成像和流動成像中的一者或兩者可以用于產生2D或3D圖像。
圖1說明了由各種現有技術的譜域OCT方法所得到的圖像的繪圖。 如圖所示，所描繪的圖像具有眼睛的前房，其中右邊部分是實像2而 左邊部分是鏡像4。在這個示例中，實像2是在正傅立葉(Fourier) 空間中小于零延遲(在這個示例中在右邊)的距離。然而，如果待被 成像的物體的表面(在這個示例中該物體是眼睛的前房)是在負傅立 葉空間中大于零延遲線(在這個示例中在左邊)，則可能發生如圖2 所示的重疊問題，其中實像6與鏡像8重疊。在不同的實施例中，該 物體一般必須被定位在正傅立葉空間中小于零延遲線的某個位置上以 避免重疊。然而通過這樣做，留給橫截面圖像的深度范圍(即，信息 采集范圍)被縮小。例如，在一些實施例中，深度范圍被縮小了多達 一半。
根據本發明的不同實施例，可以通過縮小鏡面成像來獲得全范圍 的復數OCT圖像。如本文所用的，"全范圍"成像指的是傅立葉空間 的全深度內的成像，包括正傅立葉空間和負傅立葉空間。圖3A-3D說明了人手指的示例性圖像。如圖3A和圖3B所示，這 些圖像顯出與利用現有技術方法的圖2所代表的圖像類似的重疊問題。 然而，圖3C和圖3D說明了依據本發明的不同實施例產生的示例性圖 像。由此可見，圖像被基本上形成在傅立葉空間的全深度中。在若干 實施例中，與有時通過實數值函數的變換而獲得的僅半個傅立葉空間 中的成像相對比，全傅立葉空間中的這樣的成像可以通過復函數的變 換來獲得。
根據不同實施例，可以通過用x、 y和X (入有時也被稱為z方向， X在波長域中代表z )方向的采樣光掃描樣品以獲取3D光譜干涉圖數據 集并且將該3D光譜干涉圖數據集從頻域轉換到時域以獲取該樣品的至 少一幅圖像，來獲取OCT圖像。如果該樣品包括移動成分，則所述至 少一幅圖像可以包含第一圖像和第二圖像，第一圖像包括樣品的靜態 結構信息而第二圖像包括樣品的移動信息。如果該樣品不包括移動成 分，則所述至少一幅圖像可以包含樣品的全范圍結構圖像。
圖4說明了適合于擴展的深度范圍結構成像和流動成像以及2D和 3D血管造影成像的0CT/0AG設備100的示例性實施例。所說明的 0CT/0AG設備100可以包括本領域公知的一些特征，這些特征可能在本 文中不進行過多解釋，除非有助于理解本發明的實施例。
如圖所示，OCT/OAG設備100可以包括光源10。光源10可以包含
任何適合于本用途的光源，包括但不限于寬帶光源或可調諧激光源。 適合的寬帶光源可以包括超輻射發光二極管。在一個實施例中，光源 10包括中心波長為842納米(nm)而半高全寬帶寬為"nm的超輻射發
光二極管。在不同的實施例中，光源io可以是具有一個或多個更長波
長的光源，這可以允許更深的成像。在其它不同實施例中，光源10可 以包含可調諧激光源，舉例而言比如掃描激光源(swept laser source )。
0CT/0AG設備100可以包括光纖耦合器12以用于把來自光源10 的光分成兩束第一束被提供給參考臂14而笫二束被提供給采樣臂 16。在不同的實施例中，光纖耦合器12可以包含2 x 2光纖耦合器或 任何適合于本用途的光纖耦合器。
采樣臂16可以被配置成將來自光源10的光經由極化控制器24和 探測器26提供給樣品28。探測器26可以包括一對用于在x-y方向上掃描樣品的x-y檢流計掃描儀(未示出)。探測器26還可以包括用于 把光傳送到樣品28上的適當光學器件(未示出)。在不同的實施例中， 探測器26還可以接收來自樣品28的反向散射光。盡管提供給樣品28 的光的特性可能取決于特定應用，但是在一些實施例中橫向成像分辨 率可能大約是由把光聚焦到樣品28上的物鏡所確定的16微米(nm)， 其中樣品28上的光功率大約為1毫瓦(mW)。
參考臂14可以被配置成把來自光源10所提供的光的參考光提供 給檢測臂30 (下面加以更全面的討論)，以便與來自樣品28的反向散 射光結合而產生光語干涉圖。參考臂14可以包括光學器件20以及用 于反射來自光源10的光的反射鏡22以提供參考光。光學器件20可以 包括但不限于適合于本用途的各種透鏡。
反射鏡22可以是固定的或者可以由調制器23調制。調制可以等 效于對在檢測臂30處檢測的信號的頻率調制。已觀測到的是，光譜干 涉信號(干涉圖)可以被參考臂14中經過調制的反射鏡22用恒定的 多普勒(Doppler)頻率 。調制，此調制使得分離樣品28內的移動成 分和靜態成分切實可行。光譜干涉信號然后可以通過對以調制頻率 0 調制的信號進行解調來恢復。解調可以利用任何適合的方法來獲得， 所述方法包括但不限于數字的或光學的解調方法。光譜干涉信號的調 制和解調可以有利地提高信噪比，導致結構、流動和血管造影成像的 圖像質量得到改善。
各種方法可以用來調制反射鏡22。例如，在各種實施例中，調制
器23可以是線性壓電平移臺，反射鏡22被安裝在該線性壓電平移臺 上。壓電平移臺可以被配置成以某個恒定速度在B掃描(即x方向掃 描)上移動反射鏡22。在示例性實施例中，反射鏡22被安裝到由振幅 為50 nm的10 Hz鋸齒波形驅動的壓電平移臺上。然而在其它不同實 施例中，調制器23可以是相位調制裝置(例如，電光相位調制器或聲 學相位調制器)或其它用于引入適合多普勒頻率調制的適合裝置。在 不同的實施例中，參考臂中或采樣臂中的光程長度(optical path-length)可以被調制，這在以恒定速度前后移動反射鏡22時具 有相同或類似的效應。在一個實施例中，可以使用一種伸長光纖的方 法。
在不同的實施例中，干涉圖的調制還可以由探測器26提供。在示例性實施例中，探測器26可以;故配置成在相對于軸心點(pivot point) 有偏移量的情況下掃描輸入信號。從參考臂14返回的光和從采樣臂16返回的光(光譜信號)可以 被重新組合并且通過耦合器12耦合到單模光纖中以便傳入檢測臂30。 如圖所示，檢測臂30包含分光計34，該分光計34包括一個或多個不 同光學器件36，這些光學器件包括但不限于一個或多個準直器、 一個 或多個衍射/透射光柵以及一個或多個透鏡(未圖示)。在示例性實施 例中，光學器件36可以包括30毫米(mm)焦距的準直器、HOO條線 /mm的衍射光柵以及150 mm焦距的消色差聚焦透鏡。在不同的實施例 中，分光計34可以具有設計好的例如0. 055 nm的光i普分辨率，導致 在空氣中的光范圍大約為6.4 mm,即傅立葉空間中的全深度，其中正 頻率空間(3. 2 mm)可以用于微結構成像而負頻率空間(3. 2 mm)可 以用于流動成像。在一個實施例中，當照相機積分時間被設置為34.1 HS時，可以在2 = +0. 5mm處測量到95dB的信號靈敏度，而該信號靈 敏度在2 = +2.0 mm處降到80 dB。這樣的參數是示例性的并且可以依 據本發明的實施例進行各種方式的修改。在采用寬帶光源的實施例中，分光計34可以包括被配置成檢測光 譜干涉信號的檢測器，比如電荷耦合器件(CCD) 38。 CCD38可以包括 線掃描照相機和面掃描照相機中的一個或多個。示例性適合的CCD 38 可以是由2048個像素組成的CCD,每個像素大小為10x10 nm、數字 深度為IO位并且具備29. 2 kHz行頻(line rate)。然而對于那些其 中光源10包含可調諧激光而不是寬帶光源的實施例，0CT/0AG設備100 可以包括擴散放大器，該擴散放大器包含一個或多個單部件檢測器而 不是分光計34。例如，可以使用一個或多個雙平衡光電二極管。如圖所示，參考臂14、采樣臂16和檢測臂30分別包括極化控制 器18、24和32。極化控制器18、24和32可以被配置成精細調諧0CT/0AG 設備100中光的極化狀態。盡管OCT/OAG設備在本發明的范圍內可以 包括比所示的更多或更少的極化控制器，分別在參考臂14、采樣臂16 和檢測臂30中提供的極化控制器18、24和32可以有利地最大化CCD 38 (或其它適合的檢測器)處的光譜干涉邊緣對比。在不同的實施例中，0CT/0AG設備100可以包括一個或多個用戶接 口 40以用于一種或多種用途，這些用途包括顯示圖像、輸入數據、輸出數據等等。如上所述，OCT/OAG設備100可以被配置成通過用x、 y和入(z) 方向的采樣光掃描樣品28以獲取3D光語干涉圖數據集來建立3D數據 體積集。在示例性實施例中，可以由x掃描儀在橫向方向(x方向)上 掃描探測器26而由y掃描儀在豎直方向(y方向)上掃描探測器26。 在這些實施例的各個不同實施例中，x掃描儀可以由振幅等于2.2 mm 的10 Hz鋸齒波形驅動，而y掃描儀可以由2. 2 mm的振幅以0. 02 Hz 驅動。如果例如CCD 38被配置成捕獲2048個像素的聚焦光譜(A-掃 描)并且在x方向上測量1000個離散點，則在x方向上形成1000 x 2048 個元素的數據矩陣片(B-掃描)。如果例如在y方向上2. 2 mm內測量 500個離散點，則可以建立1000 x 500 x 2048 ( x-y-z )個體元(voxel ) 的最終數據體積(C-掃描)，其中傅立葉空間的每半個包含1000 x 500 x 1024 ( x-y-z)個體元。盡管在x-y方向上掃描樣品28可以用來形成實數值3D數據體積，但是通常已知的是這個實數值數據體積的傅立葉變換在僅半個傅立葉 空間中產生有用的圖像。參照圖5，圖6和圖7示出了用于產生全范圍 結構圖像的示例性實施例。圖5說明了可以形成部分或全部合成圖像 的3D數據體積(立方體)。如圖所示并且按通常慣例，X方向上的掃 描可以被稱為A掃描，并且A掃描可以包含數量為i的像素(或者在 光源為可調諧激光源的情況下包含i個波長調諧步驟)。B掃描可以包 含在x方向上任意數量n的A掃描。在y方向上的一系列2D數據(例 如數量m的B掃描)可以形成3D數據立方體，這可以被稱為C掃描。 如本文所指的，x方向包括n列而X方向包括i行。在不同的實施例中并且如圖6示意性說明的，可以在(x， X)的 維度上收集原始橫截面數據(即，h(X， x))。可以對實數值的橫截 面數據沿x維度逐行計算解析函數，以獲取原始數據的復數值函數fi (X,x)。在不同的實施例中，該解析函數可以通過希爾伯特(Hibert)變 換來構造。在不同的實施例中，至少部分地通過在x維度上逐列地沿入 維度對fi (X,x)從X空間插值到k空 間(即波數空間，k = 2tcA )以獲取fi (k,x)，可以獲取未失真圖像。在這些實施例的各個不同實施例中，此插 值可以在計算復數值函數之前或之后。圖7示意性說明了其中插值在 復數值函數計算之前的實施例。在不同的實施例中，全范圍復數圖像(即橫截面x-z圖像)H (z， x )可以通過在x維度上逐列地沿k維度執行fi (k,x)的傅立葉變換來獲 取。全傅立葉空間圖像可以通過取H (z， x)的幅值(即IH (z, x) I ) 來獲取，這可以導致可用深度z的加倍(即2z)，如圖6 (和圖7)所 示。在不同的實施例中，可以對y維度上可用的一個或多個h (X， x) 數據集重復前面操作中的任意一個或多個。3D圖像可以由一次或多次 重復而產生。在不同的實施例中，參考光譜可以在上面提及的操作之前從干涉 圖中減去以便增強最終的圖像質量。參考光譜可以通過對所有捕獲的 干涉圖進行全體平均一即沿x或y方向平均一來獲取。在不同的實施例中，可以首先對y維度執行任意一個或多個不同 操作然后對x維度執行任意一個或多個不同操作，反之亦然。例如， 在不同的實施例中，可以在(X， y)的維度上收集原始橫截面數據。 然后可以對實數值橫截面數據沿y維度逐行計算解析函數，以獲取原 始數據的復數值函數fi(人,y)。在不同的實施例中，可以至少部分地通過 在y維度上逐列地沿X維度對fi (人，y)從X空間插值到k空間(即波數空間， k-2兀/X)以獲取fi(k,y)，獲取未失真圖像。在這些實施例的各個不同 實施例中，此插值可以在計算解析函數之前或之后。復數OCT圖像H (z， y)可以通過在y維度上逐列地沿k維度執行fi(k,y)的傅立葉變換 來獲取。全傅立葉空間OCT圖像可以通過取H (z， x)的幅值(即IH (z， x) I )來獲取，這可以導致可用深度z的加倍(即2z)。在不同 的實施例中，可以對x維度上可用的一個或多個h (X， y)數據集重復 前面操作中的任意一個或多個。在不同的實施例中，3D圖像可以由一 次或多次重復而產生。可以依據本發明的不同實施例對物質在結構中的體內移動成像。 例如，可以對血液經血管及其它方式的流動成像。在不同的實施例中， 流動方向的指示也可以被成像。 一般而言，使用先前討論的任意一種 或多種方法成像非固定的物體可能受瞬時相位變化(多普勒頻移)影 響，所述瞬時相位變化可能造成能量泄露到負頻率平面(即鏡平面) 中。然而，泄露通常被限于局部，即僅發生在移動的地點(例如，存 在血液流動的地方)。其它固定物體(一個或多個)仍然可以根據先前討論的一種或多種方法來成像。盡管以下的一般討論不打算限制本發明的實施例的范圍，但是這 些討論可以有助于理解隱含在一些實施例中的不同數學及物理原理。 根據不同實施例， 一種用于對組織中的移動進行成像的方法可以包括 將遠離表面進入組織的速度映射到一個圖像內以及將朝向表面移出組 織的速度映射到第二圖像內。考慮隨兩個變量-都是時間坐標L和t廣 而變化的實數函數,/2) = cos(2《6 + 2;r(/M - /DX + (等式1 )其中f。，fM和f。分別是頻率分量而(p是隨機相位項。出于本文討論目的，f。和fM被假設為兩個調制頻率分量而fn是多普勒頻率分量。可以假設在t,和t2之間不相關且當t,變化時t2恒定不變，反之亦然。如果Bedrosian定理成立的話，等式1相對于t2的解析函數能夠通過希爾 伯特變換來構造，這表明調制頻率fM-fD不與由隨機相位波動項q)引起 的信號帶寬重疊。在這種條件下，等式1的希爾伯特變換等于其積分 表示。由于函數B(", t2)由頻率fM-"調制，并且27if山是恒定的相 位項，所以如果頻率fM-f,0則等式1的解析函數能夠寫成 々",/2) = cos(2;r(/M -/D),2 +2《,,+0) + 7.sin(2;r(/M -/D)/2 +2#。/, +0)(等式2 )其中j = 而如果頻率fM-fD<0則等式1能夠寫成A(Ocos(2;r(/M -/D),2 +2《,+0)-ysin(2;r(/M -/D)/2 +2#0/, +0)(等式3 )從數學的角度來看，等式3是等式2的復共軛。對時間變量t,執 行傅立葉變換(注意t2現在為常數)，等式2的頻率分量f。位于整個 傅立葉空間中的正空間內，而等式3的頻率分量f。位于負空間內。因 而，對結構中物質的移動進行成像是可能的。再參照圖4所示的0CT/0AG設備100的示例性實施例，假設安裝 在壓電臺(調制器23)上的參考反射鏡22以速度、移動，其中探測束以Vx(標量)的速度在B-掃描(x-掃描)中前進，并且還假設由0CT/0AG 設備100檢測到的反射微粒也移動但其投影到探測束方向上的定向速 度為^，那么為簡單起見，能夠把波長入域中的光譜干涉圖表述為<formula>formula see original document page 15</formula>(等式4)這里注意，對速度使用矢量表示，其中朝向入射束的移動為正而 相反的為負。項Zs是在橫向位置X處反射微粒(例如，紅血球)的初始深度位置，而R是反射微粒的速度，這樣采樣臂16和參考臂14之間 的光程長度差是2(^ + (i7s+、)0，其中tx-x/Vx是探測束在B-掃描中的掃描時間，而因子2說明從樣品28散射回到干涉計的采樣光的往返行 程。項cp(x， z， X)是與光學不均勻樣品的相位有關的隨機相位函數。 時間tx-O將是B掃描的起點。因此，B(l/入，x)對于每個l/X值而 言是對x的正弦振蕩函數。因而，如果使用以下替換，則等式1和等 式4將是等同的因而，、和R的值可以確定經過希爾伯特變換所構造的等式4的 解析函數是否變成等式2或等式3。該解析函數可以在每個1A沿x軸 經過對B掃描的希爾伯特變換來順序地構造。在此操作期間，因子 4TUZsA可以為恒定的相位，因為其不會隨x改變。如果& = 0,則正速度(、)會在x空間中以正頻率調制信號，而負速度會以負頻率調制信號。希爾伯特變換把相對x的經調制信號的信息轉換為復數A(lA,x)，但是現在經希爾伯特編碼的信息的任何后續 對2/X的快速傅立葉變換(FFT) FFr^(K,x川2會把正頻率分量映射到FFT結果的正頻率空間內而把負頻率分量映射到FFT結果的負頻率空 間內，這樣全范圍頻率空間能夠用于成像。這與簡單采取/7TW( K,"} 12形成對比，后者將把正頻率和負頻率都映射到該變換的正頻率空間和負頻率空間內，導致僅半個空間用于成像。對于移動微粒(例如，血細胞)，vs#0。微粒移動可以通過速度 混合^ + ^來修改調制頻率，該速度混合類似于信號處理學科中的頻率混合。微粒相對于參考反射鏡22移動的相反移動可能導致采樣臂16和參考臂14之間的光子路程長度差的減小并且降低有效的調制頻率。 如果Vs的值足夠大，則^ + ^值可能改變其符號。因而，在希爾伯特變換操作和傅立葉變換操作之后，由于微粒移動引起的相應信號可能映 射到與vs = 0時的頻率空間相反的頻率空間。然而，任何小的不足夠強 以改變該值符號的微粒移動可能仍然映射到與vs = 0時的頻率空間相同的頻率空間。因此，來自經灌注的血細胞和體靜態組織的信號可以在FFT的頻率空間中被分離，其中由于小組織移動引起的背景噪聲在 代表血液灌注圖像的空間中得到抑制。因而，在不同的實施例中，能量向負頻率平面的泄露可能被用來 對體內物質的流動(或其它的物質移動)實時地成像。圖8和圖9說 明了流動成像(非固定物質)的實施例。在傅立葉空間的正區域中還 示出了結構(固定物體)的圖像。在不同的實施例中并且如圖所示， 結構圖像可以基本位于正空間中而流動圖像基本位于負空間中，流動 圖像是其實際位置相對于結構的鏡像。在不同的實施例中并且如圖9 所示，組合的結構/流動圖像可以被分成2幅或更多圖像-例如，結構 圖像和流動圖像。例如，正空間可以代表結構圖像而負空間的翻轉形 式可以代表流動圖像。在一種用于對體內流動(或其它的物質移動)成像的方法的示例 性實施例中，樣品位于與零延遲有一定距離AS處并且位于正空間中(如 圖8所示)。在這些實施例的各個不同實施例中，使樣品遠離零延遲 可以防止或減少該樣品的固定樣子的圖像與零延遲交叉并且可能導致 重疊的圖像。在不同的實施例中并且如圖IO所示，可以在(x，入)的維度上收 集原始橫截面數據(即，h (X， x))。可以對實數值橫截面數據沿x 維度逐行計算解析函數，以獲取原始數據的復數值函數fi(人,x)。在不同 的實施例中，解析函數可以通過希爾伯特變換計算來獲取。在不同的 實施例中，可以至少部分地通過在x維度上逐列地沿入維度對fi(人,x)從X 空間插值到k空間(即波數空間，k=27iA)以獲取fi(k,x)，來獲取未 失真的OCT圖像。在這些實施例的各個不同實施例中，此插值可以在 計算復數值函數之前或之后。圖11示意性說明了其中插值在復數值函 數計算之前的實施例。在不同的實施例中，復數圖像(即橫截面x-z圖像)H (z， x)可 以通過在x維度上逐列地沿k維度執行fi(k,x)的傅立葉變換來獲取。全 傅立葉空間圖像可以通過取H (z， x)的幅值(即IH (z， x) I )來獲 取，這可以導致可用深度z的加倍(即2z)，如圖10所示。在一個實施例中，IH (z, x) l可以在零延遲線(z- 0)處分離以 形成兩幅圖像-流動圖像和結構圖像。在所說明的實施例中，流動圖像形成在負空間中(即za)而結構圖像形成在正空間中(即z〉0)。 在一個實施例中，由于流動圖像可以是其實際位置相對于結構圖像的 鏡像，所以流動圖像可以被翻轉以獲取真實的流動圖像(現在z〉0)。在不同的實施例中，可以對y維度上可用的一個或多個h (X， x) 數據集重復前面操作中的任意一個或多個。3D結構圖像和流動圖像可 以由一次或多次重復而產生。在不同的實施例中，可以在處理x維度之前處理y維度。例如， 在不同的實施例中，原始橫截面數據可以在(入，y)的維度上進行收 集。然后可以對實數值橫截面數據沿y維度逐行計算解析函數，以獲 取原始數據的復數值函數fi (人，y)。在不同的實施例中，可以至少部 分地通過在y維度上逐列地沿X維度對fi ( X， y )從入空間插值到k空間 (即波數空間，k-2兀/X)以獲取fi(k， y)，來獲取未失真圖像。在 這些實施例的各個不同實施例中，此插值可以在計算復數值函數之前 或之后。復數圖像H(z， y)可以通過在y維度上逐列地沿k維度執行 fi (k, y)的傅立葉變換來獲取。全傅立葉空間圖像可以通過取H (z， y)的幅值(即IH (z， y) I )來獲取，這可以導致可用深度z的加倍 (即2z)。在不同的實施例中，可以對x維度上可用的一個或多個h (入，y)數據集重復前面操作中的任意一個或多個。在其中獲取流動圖像和結構圖像的實施例中，這些圖像可以被熔 合或被以其它方式組合以提供血液(或其它移動物質)可以在結構組 織(例如，經過血管網移動的血液)內如何定向的完整視圖。利用先 前討論的方法的不同實施例，負空間中的流動圖像可以被形成、翻轉 并且與結構圖像熔合以形成單幅血管造影圖像。該單幅圖像可以允許 在組織內精確定位移動成分。在不同的實施例中，多幅這樣的圖像可 以被"拼接"以形成更大的圖像。在一個實施例中，為了驗證OCT/OAG系統能夠評價微血管流，執 行了一系列體內實驗以獲取老鼠的腦血管循環的經顱(transcranial ) 圖像，其中頭蓋骨完好無損。實驗方案遵照小嚙齒動物保護與處理的 聯邦指南并且得到了動物制度管理及使用委員會(InstitutionalAnimal Care and Use Committee)的同意。老鼠被麻醉，然后頭上的 皮膚被去除以創建一個用于透過頭蓋骨進行OCT成像的窗口。圖 12A-12C給出了體內結果，其中圖12A描繪了代表含有x-人中2D實數值光譜干涉圖(2. 2 mmx 112咖，中心為842 nm )的B掃描的數據集， 而圖12B示出了從圖12A的原始光譜干涉圖中獲取的代表3D數據中的 一片的圖像，其中整個傅立葉空間被分成兩個相等區域。底部區域是 包括老鼠頭蓋骨和皮層的橫截面結構信息的正頻率空間，但是血管很 難識別。另一方面，頂部區域是在其中能夠看到移動成分(例如，紅 血球)的負頻率空間。因為正頻率空間和負頻率空間被正好鏡面成像， 所以它們能夠被折疊以熔合成單幅圖像從而在結構組織內高精度地定 位血管，如圖12C可看到的。皮層結構和血液灌注能夠被分辨率到穿 過頭蓋骨約1.5咖的深度，即不能用共焦顯微鏡獲得的穿透深度。如 果使用具有比842 nm更長的波長的光源，則這一深度可以被進一步擴 展。用于分辨血管尺寸的軸向分辨率可以由所用光源的帶寬確定。在 本實驗中，在生物組織內軸向分辨率大約為6 |Lim，這能夠分辨平均大 小約為10 nm的毛細管，而橫向分辨率大約為16 nm，這由把光聚焦 到組織內的物鏡確定。如本文所討論的，可以通過逐片(B掃描)地估算光譜干涉圖數據、 然后重新組合以生成3D體積數據集(X-y-z)，來執行3D成像，從該 3D體積數據集中能夠提取關于脈管系統、血流和微結構的高質量信息。 如圖13A所示，詳細的2D脈管系統映射是通過把3D流動圖像從負空 間投影到x-y平面而獲取的。定位在負空間中的移動散射成分能夠被 折疊以與3D結構圖像組合來提供血管如何在結構組織中定向的完整視 圖，如圖13B所示。在圖13A和13B所示的實施例中，成像速度是IO 幀/秒并且整個圖像采集時間約為50秒。可以通過采用更高功率的光 源和更高速度的調制器(例如，壓電平移臺)來減少成像時間。在常 規的個人計算裝置上，用于后處理圖像的計算時間大約為4.2秒每片， 對于3D全圖像而言總計約35分鐘。依據本發明的不同實施例的3D中腦血管灌注的可視化與血流的量 化進行組合可能有望用于研究小動物模型中的神經疾病。例如，在小 動物模型比如遺傳改變的老鼠中廣泛地研究血栓形成的缺血性中風。 因而，在下至毛細管的各個血管的水平詳細觀察整個大腦皮層內的腦 血管血流現象和規律可能對于更好地理解腦血管疾病的病理生理學和 藥理干預的潛在益處是很重要的。為了說明本發明的實施例的重要性， 在顱骨的不同區域上收集多幅3D的鼠腦圖像，如圖14A-14D所示。圖14A示出了顱骨完好無損的老鼠的大腦皮層中的血流。 一條頸動脈的梗 塞不會引起老鼠的腦梗死或神經功能缺損。圖14B示出了同一老鼠但 右頸動脈被阻塞5分鐘。可以看出，與圖14A的圖像相比顯然不僅僅 是在右大腦半球中減少了皮層中的血流，這符合已知的行為。本發明 范圍內的實施例可在數分鐘內獲得這樣高分辨率的大腦皮層成像而無 需染料注射、造影劑或外科顱骨切開術的能力說明了其在理解大腦以 及其它血管網的血液動力學方面的價值。圖14C說明了皮膚剝開后的 鼠腦，而圖14D說明了顱骨去除后的鼠腦以便與所成像的結果對比。如本文所述的，可以依據不同的實施例對物質流動方向的指示成 像。在一個實施例中，3D OCT被提供為一種在微循環床內對毛細管水 平的局部血液灌注進行成像的方法，其對比度是基于來自移動血細胞 的內生散射信號。本發明的一個實施例利用OCT進行體內定向的血液 灌注映射。這樣的實施例可以例如通過當執行3D成像時與0CT橫截面 (B)掃描同步地線性平移位于參考臂中的參考反射鏡(即，來回移動) 來獲得。在一個實施例中，當參考反射鏡朝入射束移動時的所有B掃 描的收集會給出遠離入射束方向流動的血液灌注，反之亦然。因此， 獲取兩個3D數據立方體(圖15A和15B)。 一個用來計算朝探測束方 向的流動(圖15A)，而另一個用來計算正遠離探測束流動的流動(圖 15B)。本發明的一個實施例還提供了定量地評價血液灌注的能力。在若干實施例中，期望的是定向流動被成像并可視化以用于多種 工程及醫療領域，例如用于研究微流體混合器中的復雜流體動力學、 以及用于研究神經現象來理解腦血管疾病中的機制和治療干預，這些 腦血管疾病包括缺血、出血、血管性癡呆、創傷性腦損傷以及癲癇。本發明的實施例提供了多種用于定向流動成像的方案，包括硬件 方案和數字方案，這將在下面參照圖4進行更詳細的描述。在一個實施例中，定向流動映射可以通過把參考反射鏡22安裝到 諸如壓電平移臺之類的調制器23上來獲得。在一個實施例中，這樣的 臺可以由10 Hz三角波形驅動。對于下面描述的實驗，除非另有說明， 給予反射鏡22的最大線性平移幅度為21 nm。這在三角波形的上升曲 線時，即在朝著入射參考束方向移動反射鏡22時引入1. OkHz的恒定 調制頻率，該恒定調制頻率被耦合到CCD照相機38所捕獲的干涉圖中， 而在其它情況下它為-l. 0kHz。由X掃描儀在橫向方向(圖15A和15B所示的x軸)上掃描探測束，該X掃描儀也由振幅等于2. 2 mm的10 Hz 三角波形驅動，該三角波形可以與用于驅動反射鏡22的波形同步。以 振幅為2. 2 mm的0. 02 Hz鋸齒波形驅動的Y掃描儀在豎直方向(y軸) 上掃描探測束。以此方式，通過經X-Y掃描儀掃描探測束來收集具有 lOOOx 500 x 2048 (x， y， X )個體元的光譜干涉圖的3D數據立方體。 在這種利用上述布置的實施例中，其中照相機積分時間被設置為100 US,要花50秒來獲取這樣的體積數據立方體，從該體積數據立方體計 算出3D定向流動映射。當反射鏡22朝參考束移動時的所有B掃描的 收集會給出該體積數據集，該體積數據集可以被處理以獲取代表沿入 射束方向移動的微粒比如血細胞的流動圖像，而相反的流動圖像可以 從收集自當反射鏡22在向后/相反方向移動時的B掃描的數據立方體 來獲取。最終的示例性體積圖像是500 x 500 x 1024個體元，代表樣品 的2. 2 x 2. 2 x 2. 4mm(x，y， z)的物理尺寸。組織樣品的平均折射率1. 35 用來定標z方向上的尺寸。在一個實施例中，由于有限的計算機存儲 器可用性，體積圖像可以被裁剪以去除不含有對成像有用的信息的區 域。探測器掃描、壓電臺平移、數據采集、數據存儲以及它們之間的 信號交換的動作可以由定制軟件包一比如用Labvie^^語言編寫的軟 件一來控制。在0CT/0AG中移動散射物與靜態成分的高效分離依賴于運動引起 的多普勒頻率，該多普勒頻率對于由移動散射成分產生的信號把光譜 干涉圖的經希爾伯特變換的解析函數轉變成其復共軛形式。因此，在 本文所介紹的結果中，因為調制頻率為土1.0kHz，所以如果由移動散 射物引起的多普勒頻率在調制頻率的相反方向上大于1. 0kHz,則來自 移動成分的光散射信號出現在輸出傅立葉平面的負空間中，而與靜態 散射成分有關的信號保留在正空間中，即微結構圖像等同于常規的OCT 圖像。在一個實施例中，這施加了可以由0CT/0AG感測的移動散射物的最小速度，該最小速度可以由下式確定土Vm廣T/^I/(2cos(々)) (等式5)其中X是所用光源的平均波長，p是探測束和流動速度矢量之間的角度， 而符號"±"表示變量相對于入射探測束方向的方向。對于本文所討 論的示例性系統，v^在兩個方向上都被估計為~ 0. 42mm/s(亳米/秒)。 在小動脈、小靜脈和毛細管中行進的紅血球的正常速度從大約0. 5mm/s變化到幾十mm/s,因而大多數經灌注的血管可以通過所描述的0AG系 統布置來檢測。雖然本文大量討論了血管和血液灌注的成像，但是本發明的實施 例不限于在這樣的環境中成像，而是可以用于在醫療和非醫療場合中 對定向流動進行成像。在一個實施例中，為了驗證0CT/0AG系統能夠測量雙向流動，執 行了一系列利用流動仿體(phantom)的體內實驗。該仿體由混合有用 以模擬靜態散射成分的2%乳劑的明膠制成，其中內直徑為~ 250 nm 的毛細管被浸沒并且2%1402微粒溶液在毛細管內以~ 2. 19 mmV分鐘 的體積流速率在流動。探測束和該毛細管之間的角度為~ 70°,假設流 動是層狀的，則投影到探測束上的毛細管中心的最大流速將為~ 0. 5 mm/秒。為了測量這一流動，通過以10Hz三角波形驅動參考反射鏡， 給B掃描上的光譜干涉圖引入~ 500Hz調制頻率。這意味著當參考反射 鏡朝參考束移動(上升曲線)時fM = +500Hz而在其它情況下(下降曲 線)f^-500Hz。圖16A和16B說明了根據對這樣的流動仿體的測量所 得到的成像結果。在獲取圖16A和16B時，在三角波形的整個周期期 間連續地獲取1000個A掃描，其中前500個掃描來自下降曲線而其它 的來自上升曲線。這些1000個A掃描被保存為一個B掃描以用于進一步的數據處理從而獲取圖像。因此，依據一個實施例，最終圖像的第 一半和第二半代表可以從當分別向前移動參考反射鏡和向后移動參考反射鏡時捕獲的數據中獲取的圖像。而且，在依據理論框架的實施例 中，這兩半圖像應當彼此相對于零延遲線對稱。這從圖16A和16B中 得以證實。圖16A是在毛細管中的散射流體向上流動(即流動方向在 光軸上的投影與探測束入射方向相反)時獲取的。因而，流動信號僅 可以在第二半個圖像的流動成像平面中(即在左上象限中)看見。接 著，毛細管中的流動被反向，并得到圖16B的成像。因而，在一個實 施例中且如這些實驗所清楚表明的，OCT/OAG成像對方向是敏感的。在 這種情況下流動信號的大小約為管橫截面面積的65%，意味著大于0. 2 mm/s的流動速度(假設在毛細管中層狀流動)被系統檢測到并且與等 式5的預測#>相符。這些實驗還證實了在一個實施例中傅立葉空間的 全輸出平面可以用于成像目的，因為在該成像中消除了靜態分量的鏡 像。依據一個實施例，實施了對頭蓋骨完好無損的活鼠大腦皮層上的 定向微血管血流進行成像的實驗。該實驗方案遵照小嚙齒動物保護與 處理的聯邦指南并且得到了動物制度管理及使用委員會的同意。老鼠被麻醉，然后頭上的皮膚被去除以創建一個用于透過頭蓋骨進行OCT 成像的窗口。圖17 (畫面A、 B、 C和D)給出了體內結果，其中圖17A 提供了無定向信息的血管流圖的x-y投影圖像，而圖17B說明了由當 分別向前移動參考反射鏡和向后移動參考反射鏡時獲取的兩個投影圖 像合并的定向血流圖，其中可以識別小動脈和小靜脈。更重要的是， 利用定向流圖，人們將有機會更詳細地評價血管內的流體動力學，特 別是評價血管分枝中的微流湍流(micro-flow turbulence)。圖17C 提供了經3D體積渲染的雙向流動圖像以及微結構圖像(如圖所示以三 個側面為邊界)，其可以用來推斷3D空間中的流動方向，其中圖17D 給出了坐標定義。盡管非常令人鼓舞的是由0AG感測的流動方向與血管網相對于 OAG探測束方向的3D幾何結構強列相關，但是這種相關性使得血液灌 注的解譯變得復雜(參見圖17B和圖17C)。然而這種復雜化存在于基 于多普勒原理的所有測量技術一包括多普勒OCT—中。對下至毛細管水 平的血流方向進行成像的能力在研究包括神經病理學和腫瘤血管形成 在內的多種疾病方面很重要，并且是依據本發明的實施例提供的，盡 管有本文提到的潛在限制。在一個實施例中，用于對定向流動成像的0AG的系統靈敏度可以 很高，接近零流動速度。在實際意義中，流動成像的下限可能由光譜 干涉信號的帶寬確定，所述光譜干涉信號由于生物組織的光學不均勻 性而由探測束的橫向掃描產生。光譜干涉信號的帶寬可以由探測束在 樣品上掃描時的采樣寬度確定。來自靜態分量和移動分量的信號之間 的高效分離還要求調制頻率和信號帶寬不重疊。因而，在一個實施例 中，可以由0AG系統實際檢測到的最小血流速度是光譜干涉信號帶寬 的一半。在用圖4所描述的系統配置所執行的體內動物實驗中，干涉 信號帶寬典型地為~ 800Hz。在一個實施例中，利用這樣的帶寬，這樣 的0AG系統的最小流動速度對于體內成像是~ 170 nm/s。然而，這樣 的靈敏度足以能夠例如在血管的最小單元一毛細管一中對單列行進的 血細胞進行成像。在利用數字成像方案的該發明的替換實施例中，上面討論的反射鏡不需要移動。因而在一個實施例中，圖4中的反射鏡22可以在3D 成像執行期間靜止不動。在一個實施例中，這樣的數字方案的實質是 一種處理3D數據體積以產生定向且定量的流動成像的方法。為簡明起 見，這里討論使用2D圖像來產生合成的2D圖像。此描述也應用于3D 情況。在一個實施例中，僅收集一個如圖15所示的3D數據立方體，其 中由檢測臂30捕獲的光譜干涉信號可以被調制或者可以不被調制。通 過使用信號處理技術和干涉信號的實數值屬性，這個3D數據立方體可 以被數字調制并得到處理以產生樣品的結構圖像和定向流動圖像。下面提供用于執行依據一個實施例的數字方法的示例性步驟。在 一個實施例中(參見圖18)，在任一時刻獲得(x， AJ維度上的一個 橫截面數據點h (X， x)。對h (入，x)沿人維度逐列地執行從X空間到 k空間的插值以獲取h (k， x)。沿入維度逐列地計算傅立葉變換，從 而產生在z上擁有正空間和負空間的H (z， x)。由H (z， x)形成兩 個函數迫使H (z， x)的負空間等于零以形成Hl (z， x)，并且迫 使H ( z， x)的正空間等于零以形成H2 (z， x)。沿x維度用已知頻 率f。數字地調制Hl (z， x)和H2 (z， x)以獲取經調制的信號Hl，(z, x)和H2， (z， x)。在一個實施例中，f。等效于反射鏡在硬件 方案中以關系f。-2v/入移動，其中v是反射鏡的移動速度。沿z維度 對H1， (z， x)和H2， (z, x)執行傅立葉逆變換，然后只取結果的 實部或虛部以形成hl ( k， x )和h2 ( k， x )。在X維度上沿x維度逐 行地計算解析函數(例如希爾伯特變換)以獲取先前操作中的數據的 復數值函數。這個操作導致fil(k， x)和fi2(k， x)。沿k維度執行 fil (k， x)和fi2 (k， x)的傅立葉變換以獲取復數OCT圖像H1 (z, x) 和H2 (z， x)并取這些結果的幅值。在零延遲線(z=0)處分離IH1(z， x) I和IH2 (z， x) l以形成四幅圖像(圖18中的四個通道)。 通道1和通道4是代表樣品的結構圖像的圖像。通道2代表指明朝入 射探測束移動的流動的流動圖像。通道3代表指明遠離入射探測束移 動的流動的流動圖像。在一個實施例中，可以對3D數據立方體中y方向上可用的每個h(入，x)數據集重復上面列舉的過程。結果在一個實施例中，可以獲取3D結構圖像和定向流動圖像。在不同的實施例中，可以首先對y維度執行任意一個或多個不同 操作然后對x維度執行任意一個或多個不同操作，反之亦然。在一個實施例中，調制頻率f。等效于反射鏡在硬件方案中以關系 f。-2v/X移動，其中v是反射鏡的移動速度。因此，可以通過逐漸地改 變調制頻率f。來執行定量的流動成像。以此方式，可以確定任何流動 速度值。雖然上述的操作是以有序的方式介紹的，但在若干實施例中不存 在執行不同操作的特定次序。在一個實施例中，人們可以修改操作的 次序而仍然獲得相同或類似的結果。在一個實施例中，另一定性且定量的流動成像方法使用濾波技術， 所用特定頻帶的中心位于執行傅立葉逆變換和計算解析函數之間的頻 率f。該頻率f對應于特定的流動速度值。在若干實施例中，可以被使 用的濾波技術包括矩形函數、高斯函數或者具體設計的通常會在信號 處理學科中遇到的濾波函數。圖19示意性說明了用于定向流動映射的數字濾波方法的示例性實 施例。在該實施例中，可以在任一時刻取得(x， AJ維度上的橫截面 數據點h(X， x)。對h(X， x)沿X維度逐列地執行從X空間到k空間 的插值以獲取h(k， x)。可以沿x維度逐行地計算傅立葉變換，從而 產生在f上具有正頻率空間和負頻率空間的H (k， f )。可以由H (k， f )形成三個函數乘以第一矩形函數tl (k， f ) 以形成Hl(k， f);乘以第二矩形函數t2 (k, f)以形成H2(k， f); 和乘以第三矩形函數t3 (k， f)以形成H3 (k， f )。可以在k維度上 沿f維度逐行地計算解析函數(例如通過使用傅立葉逆變換)以獲取 先前操作中的數據的復數值函數。這個操作可以產生fil (k， x) 、 fi2 (k， x)和fi3 (k， x) 在不同的實施例中，可以沿k維度執行fil (k， x) 、 fi2 (k， x) 和fi3 ( k， x )的傅立葉變換以獲取復數OCT圖像HI ( z， x ) 、 H2 ( z， x)和H3(z， x)。然后可以獲取這些結果的幅值。可以通過在零延遲 線(z=0)處分離IH1 (z， x) I、 IH2 (z, x) I和IH3 U， x) |來形 成六幅圖像(通道)。通道1和通道2是代表樣品的結構圖像的圖像。 通道3和通道4是代表無流動方向指示的流動圖像的圖像。通道5代表指明朝向或遠離入射探測束移動的流動的流動圖像。通道6代表指 明與通道5的流動相反移動的流動的流動圖像。在不同的實施例中，第一矩形函數tl(k， f)可以具有如下形式在不同的實施例中，第三矩形函數t3(k， f)還可以具有如下形式:圖20說明了應用矩形濾波函數的示例性實施例，其中一維函數用 于幫助理解。如圖所示，三個矩形函數應用于實數干涉圖函數h (x)， 其是以特定波數k從h (k， x)中提取的。如先前討論的不同實施例中的任意一個或多個可以被部分或整體 地結合到系統中。圖21說明了 OCT系統2100的示例性實施例。在實 施例中，OCT系統2100可以包含0CT設備2110以及與OCT設備2110 耦合的一個或多個處理器2120。處理器2120中的一個或多個可以適于 執行依據本文所公開的不同方法的方法。在不同的實施例中，OCT系統 2100可以包含計算設備，包括例如個人計算機，并且在這些實施例中 的各個不同實施例中，處理器中的一個或多個可以設置在該計算設備 中。依據不同實施例的OCT系統可以適于存儲不同信息。例如，OCT系 統可以適于存儲用于執行本文所公開的一種或多種方法的參數和/或 指令。在不同的實施例中，OCT系統可以適于允許操作者執行不同的任 務。例如，OCT系統可以適于允許操作者配置和/或發起上面描述的方 法中的各個不同方法。在一些實施例中，OCT系統可以適于生成或使其 生成不同信息的報告，包括例如對樣品運行的掃描結果的報告。在包含顯示裝置的OCT系統的實施例中，數據和/或其它信息可以第二矩形函數t2(k， f)可以具有如下形式:第三矩形函數t3(k， f)可以具有如下形式:被顯示給操作者。在若干實施例中，顯示裝置可以適于(例如，通過 觸摸屏、作用于圖標、操控諸如操縱桿或按鈕之類的輸入裝置，等等) 接收輸入，并且該輸入在某些情況下可以被(主動或被動地)傳送給 一個或多個處理器。在不同的實施例中，數據和/或信息可以被顯示， 并且操作者可以對此響應地輸入信息。如先前討論的不同實施例中的任意一個或多個可以^皮部分或整體地結合到一件制品中。在不同的實施例中且如圖22所示，依據本發明 的不同實施例的一件制品2200可以包含存儲介質2210以及多個在存 儲介質2210中儲存的編程指令2220。在這些實施例中的各個不同實施 例中，編程指令2220可以適于對設備編程以使該設備能夠執行先前所 討論的方法中的一種或多種。在不同的實施例中，OCT圖像可以提供數據，從這些數據中可以做 出診斷和/或評價.在若干實施例中，這樣的確定可能涉及生物組織結 構、脈管系統和/或微循環。例如，在一些實施例中，生物組織的3D 體內成像以及對經過其中各個血管的血流量化可以用于理解許多疾病 發展及治療背后的機制，包括例如缺血、變性、損傷、癲癇以及各種 其它神經疾病。在另一些實施例中，本文所公開的OCT圖像和技術可 以用于識別癌癥、腫瘤、癡呆以及眼科疾病/狀況(包括例如青光眼、 糖尿病視網膜病、年齡相關的斑變性)。更進一步，在不同的實施例 中，如本文所公開的OCT技術可以用于內窺鏡成像以及其它內科應用。 前面的診斷和/或評價的示意性實施例是示例性的因而本發明的實施 例不限于所討論的這些實施例。盡管本文為了描述優選實施例已說明和描述了特定實施例，但是 本領域技術人員會明白為獲得相同目的而設計的各種各樣的替代和/ 或等效實施例或實施方式可以替換所示出并描述的實施例而不偏離本 發明的范圍。本領域技術人員會容易明白依據本發明的實施例可以用 各種各樣的方式來實施。本申請旨在覆蓋本文所討論的實施例的任何 修改或變型。因此，顯然意圖是依據本發明的實施例僅受權利要求書 和其等效物的限制。
權利要求
1.一種成像方法，包括用來自光源的入射束掃描樣品；檢測來自樣品的一個或多個光譜干涉信號；通過當在橫截面方向掃描樣品(B掃描)時線性平移參考反射鏡來調制所述一個或多個光譜干涉信號；和從經過調制的一個或多個光譜干涉信號中獲取所述樣品的至少一幅圖像，所述至少一幅圖像包括所述樣品的全范圍結構圖像以及所述樣品的分離的結構/流動圖像中的選定一幅。
2. 如權利要求1所述的方法，其中所述調制包括以恒定頻率調制 所述一個或多個光譜干涉信號。
3. 如權利要求1所述的方法，其中所述獲取至少一幅圖像包括 分離所述樣品的結構信息和該樣品的流動信息；和 獲取第一圖像和第二圖像，該第一圖像包括結構信息而該第二圖像包括流動信息。
4. 如權利要求1所述的方法，其中所述掃描包括用入射束在x方 向和X方向上掃描所述樣品以獲取第一二維(2D)光譜干涉圖數據集， 所述x方向包括一列或多列而所述X方向包括一行或多行。
5. 如權利要求4所述的方法，其中所述獲取至少一幅圖像包括 沿x方向并且在第一 2D數據集的X方向上逐行地計算離散的解析函數，以獲取第一 2D數據集的復數值函數；和在x方向上逐列地把第一 2D數據集的復數值函數從譜域轉換到時 域，以獲取所述樣品的所述至少一幅圖像。
6. 如權利要求5所述的方法，其中所述計算離散的解析函數包括 對第一 2D數據集進行希爾伯特變換。
7. 如權利要求5所述的方法，其中所述轉換第一 2D數據集的復數 值函數包括對第一 2D數據集的復數值函數進行傅立葉變換。
8. 如權利要求4所述的方法，還包括用入射束在x方向和入方向上 沿y方向掃描所述樣品以獲取第二 2D光譜干涉圖數據集，所述第一 2D 數據集和第二 2D數據集形成三維光譜干涉圖數據集。
9. 如權利要求1所述的方法，其中所述獲取至少一幅圖像包括獲取所述樣品的分離的結構/流動圖像，且其中所述樣品的流動圖像指明 樣品的流動方向。
10. 如權利要求9所述的方法，其中當參考反射鏡朝入射束移動時 所述樣品的所有B掃描的收集會給出遠離入射束方向的流動。
11. 如權利要求9所述的方法，其中當反射鏡遠離入射束移動時樣 品的所有B掃描的收集會給出朝入射束方向的流動。
12. —種成^(象方法，包括用來自光源的入射束掃描流動樣品； 檢測來自該流動樣品的一個或多個光譜干涉信號； 數字調制來自該流動樣品的所述一個或多個光譜干涉信號，以獲 取指明該流動樣品的流動方向的圖像。
13. 如權利要求12所述的方法，其中數字調制包括 在任一時刻從流動樣品中獲取(x, X)維度上的橫截面數據點h(X， x);對h(X， x)沿X維度逐列地執行從X空間到k空間的插值以獲取h (k, x);沿入維度逐列地計算傅立葉變換，產生在z上擁有正空間和負空間 的H (z, x);由H (z， x)形成兩個函數迫使H (z， x)的負空間等于零以形 成H1 (z， x)，并且迫使H(z， x)的正空間等于零以形成H2 (z, x);沿x維度用頻率f。數字地調制Hl (z， x)和H2 (z， x)以獲取調 制的信號H1，(z， x)和H2，(z， x);沿z維度對Hl， (z， x)和H2， (z， x)執行傅立葉逆變換，并 且只取結果的實部或虛部以形成hl (k， x)和h2 (k， x);在入維度上沿x維度逐行地計算解析函數以獲取來自傅立葉逆變換 操作的數據的復數值函數，從而產生fil (k, x)和fi2 (k， x);沿k維度執行fil(k， x)和fi2(k， x)的傅立葉變換以獲取復數 光學圖像H1 (z， x)和H2 (z， x)并獲取結果的幅值；以及在零延遲線(z=0)處分離IH1 (z， x) I和IH2 (z， x) l以形成 所述流動樣品的四幅圖像。
14. 如權利要求13所述的方法，其中所述四幅圖像中的兩幅代表 所述流動樣品的結構圖像。
15. 如權利要求13所述的方法，其中所述四幅圖像中的一幅代表 指明朝入射探測束移動的流動的流動圖像。
16. 如權利要求13所述的方法，其中所述四幅圖像中的一幅代表 指明遠離入射探測束移動的流動的流動圖像。
17. 如權利要求12所述的方法，其中數字調制包括 在任一時刻從流動樣品中獲取(x，入)方向上的橫截面數據點h(入，x);對h (X， x)沿人方向逐列地執行從人空間到k空間的插值以獲取h (k, x);沿x維度逐行地計算傅立葉變換，從而產生在f上具有正頻率空 間和負頻率空間的H (k， f )。通過以下步驟由H(k， f)形成三個函數乘以第一矩形函數tl (k， f)以形成H1 (k， f); 乘以第二矩形函數t2 (k， f)以形成H2 (k， f);和 乘以第三矩形函數t3 (k， f)以形成H3 (k， f); 在k方向上沿f方向逐行地計算解析函數以獲取三個函數的復數 值函數，從而產生fil (k， x) 、 fi2 (k， x)和fi3 (k， x);沿k方向執行fil (k， x) 、 fi2 (k， x)和fi3 (k， x)的傅立葉變 換以獲取復數光學圖像H1 (z， x) 、 H2 (z， x)和H3 (z， x)并獲取這些圖像的幅值；以及在零延遲線(z = 0)處分離IH1 (z， x) I、 IH2 (z， x) I和IH3 (z, x) l以形成流動樣品的六幅圖像。
18. 如權利要求17所述的方法，其中所述六幅圖像中的兩幅代表 所述流動樣品的結構圖像。
19. 如權利要求17所述的方法，其中所述六幅圖像中的兩幅代表 無流動方向指示的樣品的流動圖像。
20. 如權利要求17所述的方法，其中所述六幅圖像中的一幅代表 指明朝入射探測束移動的流動的流動圖像。
21. 如權利要求17所述的方法，其中所述六幅圖像中的一幅代表 指明遠離入射探測束移動的流動的流動圖像。
22. —種用于體內成像的系統，包括 光學相干斷層造影設備；和一個或多個處理器，該一個或多個處理器與該設備耦合并適于使該設備用來自光源的入射束掃描樣品； 檢測來自該樣品的一個或多個光譜干涉信號； 通過當在橫截面方向掃描該樣品時線性平移參考反射鏡來調 制所述一個或多個光譜干涉信號；和從經過調制的一個或多個光譜干涉信號中獲取所述樣品的至 少一幅圖像，所述至少一幅圖像包括所述樣品的全范圍結構圖像 以及所述樣品的分離的結構/流動圖像中的選定一幅。
23. 如權利要求22所述的系統，其中所述光學相干斷層造影設備 包括參考臂，該參考臂包括安裝在用于調制所述一個或多個光譜干涉 信號的調制裝置上的反射鏡。
24. 如權利要求22所述的系統，其中所述一個或多個處理器適于 使得該設備用入射束在x方向和X方向上掃描所述樣品以獲取第一二維(2D)光譜干涉圖數據集，所述x方向包括一列或多列而所述X方向包 括一行或多行。
25. 如權利要求24所述的系統，其中所述一個或多個處理器適于 使得該設備通過以下步驟獲取至少 一幅圖像沿x方向并且在第一 2D數據集的X方向上逐行地計算離散的解析 函數，以獲取第一 2D數據集的復數值函數；和在x方向上逐列地把笫一 2D數據集的復數值函數從譜域轉換到時 域，以獲取所述樣品的所述至少一幅圖像。
全文摘要
本發明的實施例包括但不限于用于光學干涉成像的方法和系統。光學干涉成像的方法可以包括用來自光源的入射束掃描樣品；檢測來自樣品的一個或多個光譜干涉信號；通過當在橫截面方向掃描樣品時線性平移參考反射鏡來調制所述一個或多個光譜干涉信號；和從經過調制的一個或多個光譜干涉信號中獲取樣品的至少一幅圖像，所述至少一幅圖像包括樣品的全范圍結構圖像以及樣品的分離的結構/流動圖像中的選定一幅。
文檔編號A61B3/12GK101626719SQ200780042617
公開日2010年1月13日 申請日期2007年9月18日 優先權日2006年9月26日
發明者王瑞康 申請人:俄勒岡健康與科學大學