具有相位敏感的b掃描配準的光學相干斷層掃描(oct)系統的制作方法
【專利摘要】本公開涉及光學相干斷層掃描(OCT)領域。本公開尤其涉及OCT系統，所述OCT系統具有使用相位敏感的B掃描配準方法的配置。在本公開中，OCT系統可具有如下配置：掃描物理對象，獲取OCT信號來形成B掃描，使用這些B掃描來通過使用B掃描之間的總相位誤差確定在軸向方向上的最佳偏移，并且對準B掃描，從而最小化可能在掃描所述物理對象期間發生的運動的影響。
【專利說明】
具有相位敏感的B掃描配準的光學相干斷層掃描(OCT)系統
[0001] 相關申請的交叉引用
[0002] 本申請基于2014年2月4日提交的題為"OCT Phase-Sens itive B-scan Registration Algorithm，"、代理人檔案號為CIT-6801-P的美國臨時專利申請61/935， 431，并且要求所述臨時專利申請的優先權。本申請還基于2015年2月4日提交的題為 "Optical Coherence Tomography (OCT )with Improved Motion Contrast，''、代理人檔案 號為064693-0312的專利合作條約(PCT)申請號PCT/US15/14410,并且要求所述PCT申請的 優先權。所述臨時專利申請和PCT申請的全部內容以引用的方式并入本文。
[0003] 關于聯邦政府資助研究的聲明
[0004] 本發明是在政府支持下進行的（國立衛生研究所(NIH)授予的批準號是NIH STTR 1 R41 EY021054)。政府對本發明擁有某些權利。
[0005] 背景
技術領域
[0006] 本公開涉及光學相干斷層掃描(0CT)領域。本公開尤其涉及具有相位敏感的B掃描 配準的0CT系統。本公開還尤其涉及用于所述0CT系統的相位敏感的B掃描配準方法。
[0007] 相關技術描述
[0008] 光學相干斷層掃描(0CT)自從在1991年引入以來已經成為不可缺少的臨床成像工 具。關于0CT技術的背景，參見例如Drexler和Fu j imoto等人的"Optical Coherence Technology:Technology and Applications"Springer，Heidelberg，Germany，2008。這本 書以引用的方式整體并入本文。〇CT是基于被稱為低相干干涉測量法的光學測量技術。OCT 通過將光束引導至物理對象，然后測量并分析反向散射光的量值和時間延遲來執行對物理 對象的內部微觀結構的高分辨率、橫截面成像。
[0009] 通過執行時間延遲的多次軸向測量(軸向掃描或A掃描)和橫向地掃描入射光束來 產生橫截面成像。這產生A掃描的二維數據集（即，B掃描），其表示在穿過物理對象的橫截平 面中的光學反向散射。通過按光柵圖案掃描入射光束而獲取按順序的橫截面圖像，可以產 生三維體積數據集(三維0CT或3D-0CT)。這種技術得出物理對象的內部微觀結構圖像，其具 有非常高的清晰度。例如，可在原位并且實時有效地對組織的病理學進行成像，其中分辨率 小于15微米。
[0010] 已經開發了若干類型的0CT系統和方法，例如，時域OCT(TD-OCT)和傅立葉域0CT (FD-0CT)。使用ro-0CT允許對視網膜形態進行高分辨率成像，這幾乎可以與組織學分析相 比較。FD-0CT技術的實例包括頻譜域OCT(SD-0CT)和掃頻源OCT(SS-0CT)。
[0011] 0CT可用來識別常見的視網膜血管疾病，諸如年齡相關的黃斑變性(AMD)、糖尿病 視網膜病變(DR)以及視網膜血管阻塞。然而，盡管0CT成像快速發展，當前的0CT技術可能無 法提供視網膜和脈絡膜微脈管系統的充分可視化。因此，臨床醫生經常被迫安排患有視網 膜血管疾病的患者進行0CT和熒光素血管造影術(FA)兩者。使用在FD-0CT成像期間產生的 數據來產生眼底的血管造影圖像已經越來越受到關注。這些血管造影片無創地實現而無需 注射熒光染料。
[0012] 近來，已經引入相位方差OCT(PV-OCT)來對視網膜微脈管系統進行成像。例如參 見：Fingler等人的 "Dynamic Motion Contrast and Transverse Flow Estimation Using Optical Coherence Tomography" 的美國專利號7，995，814;Fingler等人的 "Dynamic Motion Contrast and Transverse Flow Estimation Using Optical Coherence Tomography"的美國專利號8,369,594;Fingler等人的"Mobility and transverse flow visualization using phase variance contrast with spectral domain optical coherence tomography" Opt · Express 2007;15:12636-53 ; Fingler等人的 "Phase-contrast OCT imaging of transverse flows in the mouse retina and choroid. Invest Ophthalmol .Vis · Sc i · 2008 ; 49 : 5055-9 ; Fingler等人的 "Volumetric microvascular imaging of human retina using optical coherence tomography with a novel motion contrast technique?，Opt.Express[serial online]2009；17:22190-200;Kim等人的 "In vivo volumetric imaging of human retinal circulation with phase-variance optical coherence tomography"Biomed Opt Express[serial online] 2011; 2 :1504-13 ;Kim等人的 "Noninvasive imaging of the foveal avascular zone with high-speed , phase-variance optical coherence tomography" Invest.0phthalmol.Vis.Sci.2012;53:85_92;以及Kim等人的"Optical imaging of the chorioretinal vasculature in the living human eye"PNAS，2013年8月27 日，第110卷， 編號35,14354-14359。所有這些公布和專利公開內容以引用的方式整體并入本文。
[0013] PV-0CT使用在FD-0CT成像期間正常獲取但未使用的數據的軟件處理。利用不同于 存在于商業器械中的掃描協議，PV-0CT識別在連續的B掃描之間的運動區域，將其與更少的 移動區域進行對比。在視網膜和脈絡膜中，具有運動的區域對應于脈管系統;這些脈管易于 與相對靜止的其他視網膜組織區分開。
[0014] -種用來獲取視網膜脈管系統的圖像的替代性方法是多普勒0CT，其測量在連續 深度掃描之間的散射體位置變化并且使用這個信息來計算平行于成像方向的流動分量(稱 作軸向流動）。已經使用多普勒0CT來對視網膜中較大的軸向流動進行成像，但在沒有專用 掃描協議的情況下，當緩慢流動或取向成橫向于成像方向流動時，這種技術受到限制。因為 這種技術取決于當成像速度改進繼續用于ro-ocT系統時測量在連續深度掃描之間的運動 變化，所以散射體具有更少時間來在測量之間移動并且最慢的運動因噪聲而變得模糊。這 進一步減少典型多普勒oct技術的可視化能力。
[0015] 相比之下，PV-0CT將能夠在增加的ro-0CT成像速度下實現相位測量之間的相同時 間分隔，從而保持所展示的能力來獨立于脈管取向可視化快速血管流動和緩慢微血管流 動。
[0016] 近年來，若干團體已經開發出0CT成像方法來超越常規的多普勒0CT成像限制。一 些方法包括:諸如在2波束掃描中通過ro-ocT機器的硬件修改來增加流動對比，或產生用于 提取流動分量的外差頻率。其他研究人員已經使用非常規的掃描圖案或(諸如PV-0CT中所 使用的）重復的B掃描獲取來增加相位測量之間的時間分隔并且增強微血管流動的多普勒 流動對比。除用來可視化脈管系統的基于相位的對比技術之外，基于強度的微脈管系統可 視化已經被開發用于0CT，其使用分割、基于散斑的時間變化、基于去相關的技術以及基于 相位變化和強度變化兩者的對比。這些方法中的每一種關于微血管可視化、噪聲級以及失 真具有變化的能力，同時對在獲取期間正在進行典型運動的視網膜組織進行成像。利用體 積數據的選擇性分割或通過更長成像時間的增加的統計值，可以克服噪聲和失真限制中的 一些，但需要進一步分析才能夠比較來自所有這些不同系統的所有可視化能力。
[0017]關于OCT方法和系統以及其應用的進一步描述例如參見:Schwartz等人的"Phase-Variance Optical Coherence Tomography: A Technique for Noninvasive Angiography"American Academy of Ophthalmology，第121 卷，2014年 1 月第1 期，第ISO-187頁； Sharma 等人的 "Data Acquisition Methods for Reduced Motion Artifacts and Applications in OCT Angiography"美國專利號8,857,988;Narasimha-Iyer等人的 "Systems and Methods for Improved Acquisition of Ophthalmic Optical Coherence Tomography Data"美國專利申請公布號2014/0268046;Everett的"Methods for Mapping Tissue With Optical Coherence Tomography Data"美國專利號7,768,652。所有這些公 布和專利公開內容以引用的方式整體并入本文。
[0018] 概述
[0019] 本公開涉及光學相干斷層掃描(0CT)領域。本公開尤其涉及具有相位敏感的B掃描 配準的0CT系統。本公開尤其涉及用于所述0CT系統的相位敏感的B掃描配準方法。
[0020] 例如，所述0CT系統可具有如下配置:用具有一定束寬和方向的光束來掃描具有一 定表面和深度的物理對象;從所述掃描獲取0CT信號;從所獲取0CT信號生成離散化A掃描數 據和B掃描數據;將所述離散化A掃描數據分配到像素中；使用所獲取0CT信號來形成至少一 個B掃描集群集，所述至少一個B掃描集群集包括至少一個B掃描集群，所述至少一個B掃描 集群包括至少兩個B掃描，所述至少兩個B掃描相互平行并且形成平行于光束方向的平面； 以及由所述至少兩個B掃描形成B掃描對。
[0021] 所述0CT系統還可具有如下配置：（a)計算每個B掃描對的總相位誤差并且在平行 于光束方向的方向上將每個B掃描對中的一個B掃描偏移至少兩次，或(b)在平行于光束方 向的方向上將每個B掃描對中的一個B掃描偏移至少三次;其中每次偏移是一個像素并且平 行于光束。
[0022] 所述0CT系統還可具有如下配置:在每次偏移之后計算每個B掃描對的總相位誤 差;識別每個B掃描對的所有計算出的總相位誤差中最小計算出的總相位誤差;識別每個B 掃描對的偏移量，所述偏移量導致所識別的最小計算出的總相位誤差;計算所述至少一個B 掃描集群內的每個B掃描的累積軸向偏移；以及對準所述至少一個B掃描集群內的所有B掃 描。
[0023] 所述0CT系統還可具有如下配置:在形成B掃描對之后，計算每個B掃描對的相位 差;并且其中可使用計算出的相位差來計算每個總相位誤差，其中每個計算出的相位差可 構成相位差數據點。所述相位差數據點可用來計算整體運動(bulk motion)相位差。
[0024]可針對整體運動的影響對計算出的整體運動相位差進行校正以便提供已校正的 相位差。
[0025]可將基于強度的閾值方法應用于所述已校正的相位差以便降低噪聲的影響。
[0026]所述0CT系統可具有使用已對準的B掃描來形成所述物理對象的圖像的配置。所述 物理對象可以是人類組織。
[0027]所述OCT系統可包括:至少一個光源，其提供至少一個光束;至少一個回射反射器； 至少一個光纖耦合器或至少一個自由空間耦合器，其將所述至少一個光束導引至所述物理 對象和至少一個回射反射器。導引至所述物理對象的所述至少一個光束可形成至少一個反 向散射光束。導引至所述至少一個回射反射器的所述至少一個光束可形成至少一個反射的 參考光束。
[0028]所述0CT系統還可包括:至少一個掃描光學器件，其在所述物理對象上掃描所述至 少一個光束；至少一個檢測器。所述檢測器可組合所述至少一個反向散射光束與所述至少 一個反射光束來形成光干涉，檢測所述至少一個反向散射光束的量值和時間延遲，并且形 成0CT信號。所述至少一個光纖耦合器或所述至少一個自由空間耦合器可將所述至少一個 反向散射光束和所述至少一個反射光束導引至所述至少一個檢測器。
[0029] 所述0CT系統還可包括:至少一個處理器，其獲得并分析由所述至少一個檢測器形 成的0CT信號，并且形成所述物理對象的至少一個圖像；以及至少一個顯示器，其顯示所述 物理對象的所述至少一個圖像。
[0030] 所述0CT系統可具有基于B掃描之間的強度或相位變化來識別運動區域的配置。所 述0CT系統可具有如下配置：例如通過使用相位方差OCT(PV-OCT)方法、相位對比0CT(PC-0CT)方法、強度/散斑方差OCT (IV-0CT)方法、多普勒OCT (D-0CT)方法、多普勒功率頻移OCT (roS-〇CT)方法、頻譜分離幅度去相關分析(SSADA)方法、光學微血管造影(0MAG)方法、相關 映射OCT(cmOCT)方法或其組合來識別所述運動區域。所述0CT系統可具有可使用相位方差 OCT(PV-OCT)方法的配置。
[0031] -種包含指令程序的非暫態、有形計算機可讀存儲介質（"存儲介質"）也在本公開 的范圍內，所述指令程序可致使運行所述指令程序的計算機系統充當光學相干斷層掃描 (0CT)系統。
[0032]所述存儲介質可具有如下配置:用具有一定束寬和方向的光束來掃描具有一定表 面和深度的物理對象;從所述掃描獲取0CT信號;從所獲取0CT信號生成離散化A掃描數據和 B掃描數據;將所述離散化A掃描數據分配到像素中；使用所獲取0CT信號來形成至少一個B 掃描集群集，所述至少一個B掃描集群集各自包括至少一個B掃描集群，所述至少一個B掃描 集群包括至少兩個B掃描，所述至少兩個B掃描相互平行并且形成平行于光束方向的平面； 以及由每個B掃描集群中的所述至少兩個B掃描形成B掃描對。所述存儲介質還可具有進行 以下操作中的任一個的配置：（a)在任何B掃描的任何偏移之前計算每個B掃描對的總相位 誤差，然后將每個B掃描對中的一個B掃描偏移至少兩次，或(b)將每個B掃描對中的一個B掃 描偏移至少三次。每次偏移可以是一個像素，并且是在平行于所述光束的方向上。所述存儲 介質還可具有如下配置:在每次偏移之后計算每個B掃描對的總相位誤差;識別每個B掃描 對的所有計算出的總相位誤差中最小的計算出的總相位誤差;識別每個B掃描對的偏移量， 所述偏移量導致所識別的最小計算出的總相位誤差;計算所述至少一個B掃描集群內的每 個B掃描的累積軸向偏移;并且對準所述至少一個B掃描集群內的所有B掃描。
[0033] 所述指令程序可致使運行所述指令程序的計算機系統進行以下操作:獲得并分析 由至少一個檢測器形成的0CT信號;并且形成所述物理對象的至少一個圖像;并且顯示所述 物理對象的所述至少一個圖像。
[0034] 上述系統、存儲介質和方法的任意組合在本公開的范圍內。
[0035] 這些以及其他部件、步驟、特征、對象、益處以及優點現在將從閱讀以下說明性實 施方案的詳述、附圖以及權利要求變得顯而易見。
[0036] 附圖簡述
[0037]附圖是說明性實施方案的圖。附圖并不示出所有實施方案。此外或作為替代，可使 用其他實施方案。可以省略可能是顯而易見的或不必要的細節，以便節省空間或用于更有 效的說明。可在具有另外的部件或步驟的情況下且/或在沒有所示出的所有部件或步驟的 情況下實踐一些實施方案。當相同的數字出現在不同附圖中時，它是指相同或相似的部件 或步驟。
[0038]圖1是一般化的0CT系統的示意圖。
[0039] 圖2示意性地示出用于0CT系統的掃描配置。
[0040] 圖3示意性地示出人類左眼的矢狀圖。
[0041] 圖4示意性地示出視網膜的橫截面層。
[0042] 圖5示出視網膜中心凹區域的橫截面0CT圖像。
[0043]圖6示出橫向于傳播方向的光束的強度分布的實例。
[0044] 圖7通過舉例的方式示意性地示出可用于計算0CT相位敏感的B掃描配準的四個B 掃描、兩個B掃描集群以及一個B掃描集群集。
[0045] 圖8示出可如何通過使用相位敏感的B掃描配準方法來校正0CT圖像。
[0046] 圖9示意性地示出可如何計算總相位誤差的示例性方法。
[0047] 圖10示出由于在z軸方向上的運動而引起的第二B掃描的偏移的實例。
[0048] 圖11示出確定相位差最小值和最佳偏移的的實例。
[0049] 示例性實施方案的詳述
[0050]現在描述說明性實施方案。此外或作為替代，可使用其他實施方案。可省略可能是 顯而易見的或不必要的細節，以便節省空間或用于更有效的說明。可在具有另外的部件或 步驟的情況下且/或在沒有所描述的所有部件或步驟的情況下實踐一些實施方案。
[0051 ]已經論述的部件、步驟、特征、目的、益處和優點僅是說明性的。其中的任何一個或 與其相關的論述均不意圖以任何方式限制保護范圍。也涵蓋許多其他實施方案。這些實施 方案包括具有更少的、另外的和/或不同的部件、步驟、特征、目的、益處和優點的實施方案。 這些實施方案還包括將部件和/或步驟不同地布置和/或排序的實施方案。
[0052]本公開涉及光學相干斷層掃描(0CT)領域。本公開尤其涉及0CT系統，所述0CT系統 具有使用相位敏感的B掃描配準方法的配置。本公開尤其涉及用于所述0CT系統的相位敏感 的B掃描配準方法。
[0053]本公開涉及0CT系統。所述0CT系統可包括具有任何光學設計的任何干涉儀，包括 諸如邁克爾森干涉儀、馬赫-增德爾干涉儀、吉萊-圖努瓦干涉儀、基于共同路徑的設計或其 他干涉儀體系結構。干涉儀中的樣品臂和參考臂可由任何類型的光學器件(例如，塊狀光學 器件、光纖、混合塊狀光學系統等)組成。
[0054] 所述0CT系統還可包括任何基礎0CT系統。基礎0CT系統的實例可包括時域0CT(TD-0CT)和傅立葉域或頻域OCT(ro-〇CT)。FD-0CT的實例可包括頻譜域OCT(SD-0CT)、掃頻源OCT (SS-0CT)和光頻域成像(0FDI)。
[0055] 所述0CT系統可具有使用識別且/或可視化運動區域的任何0CT方法（"0CT運動對 比方法"）的配置。所述OCT運動對比方法可使用發生在物理對象內的運動來識別且/或可視 化具有改進的對比的區域。例如，0CT可以使用由血管中的血流引起的0CT信號變化來通過 重要的圖像對比識別且/或可視化脈絡膜脈管系統。因此，獲得更好的圖像，且/或以前通過 典型0CT系統不能被識別的結構變得可見。例如，通過使用0CT運動對比方法，脈絡膜血管層 可變得可見。所述0CT運動對比方法的實例可包括相位方差OCT(PV-OCT)、相位對比0CT(PC-0CT)、強度/散斑方差OCT(IV-OCT)、多普勒OCT(D-OCT)、多普勒功率頻移OCT(roS-OCT)、頻 譜分離幅度去相關分析(SSADA)、光學微血管造影(0MAG)、相關映射OCT(cmOCT)等。所述PV-0CT方法的實例由Fingler等人的 "Dynamic Motion Contrast and Transverse Flow Estimation Using Optical Coherence Tomography" 的美國專利號7,995,814;Fingler等 人的 "Dynamic Motion Contrast and Transverse Flow Estimation Using Optical Coherence Tomography" 的美國專利號8,369,594;Fingler等人的 "Mobi 1 i ty and transverse flow visualization using phase variance contrast with spectral domain optical coherence tomography^Opt.Express[serial online]2007；15:12636-53公開；所述散斑方差OCT方法的實例由Mariampi 1 lai等人的"Speckle variance detection of microvasculature using swept-source optical coherence tomography，"0pt.Lett.33(13) ,1530-1532(2008)公開;所述相關映射OCT方法的實例由 Enfield等人的〃 In vivo imaging of the microcirculation of the volar forearm using correlation mapping optical coherence tomography(cmOCT Biomed.Opt.Express 2,1184-1193(2011)公開;所述OMAG方法的實例由An等人的〃In vivo volumetric imaging of vascular perfusion within human retina and choroids with optical micr〇-angiography"Opt.Express 16,11438-11452(2008)公開；所述功率 多普勒OCT方法的實例由Makita等人的〃Optical coherence angiography〃0pt·Express 14,7821-7840 (2006)公開；所述 SSADA 方法的實例由 Jia 等人的 "Split-spectrum amplitude-decorrelation angiography with optical coherence tomography，'， Opt.Express20(4) ,4710-4725(2012)公開。這些公開的全部內容以引用的方式并入本文D
[0056] 0CT系統100可包括至少一個光源110、至少一個掃描光學器件200、至少一個回射 反射器180、至少一個光纖耦合器220或至少一個自由空間耦合器、至少一個檢測器130、至 少一個處理單元140以及至少一個顯示單元15(L
[0057]在圖1中示意性地示出的一般化的0CT系統的實例由Fingler等人的"Dynamic Motion Contrast and Transverse Flow Estimation Using Optical Coherence Tomography" 的美國專利號7，995,814;Fingler等人的 "Dynamic Motion Contrast and Transverse Flow Estimation Using Optical Coherence Tomography" 的美國專利號8， 369，594;以及Sharma等人的題為 "Data Acquisition Methods for Reduced Motion Artifacts and Applications in OCT Angiography" 的美國專利號8,857，988公開D這些 公開的內容以引用的方式整體并入本文。〇CT系統100可包括這種一般化的OCT系統。
[0058] 至少一個光源110可包括任何光源，例如，低相干光源。可通常通過使用至少一個 光纖220來導引來自光源110的光來照射物理對象210。物理對象210的實例可以是人眼中的 任何組織。例如，所述組織可以是視網膜。光源110可以是在SD-0CT情況下具有較短時間相 干性長度的寬帶低相干光源或在SS-0CT情況下的波長可調諧激光源。可通常用處于光纖 220的輸出與物理對象210之間的掃描光學器件200來掃描光，使得被導引用于物理對象210 的光束(虛線)在將要成像的面積或體積上被橫向地(在X軸和/或y軸上）掃描。掃描光學器 件200可包括適合于掃描的任何光學元件。掃描光學器件200可包括至少一個部件。掃描光 學器件200的至少一個部件可以是光學部件。可通常將從物理對象210散射的光收集到用來 導引光來照射物理對象210的相同光纖220中。（在圖1中示出物理對象210,僅僅是為了示意 性地展示物理對象210與OCT系統100相關。物理對象210不是OCT系統100的部件。）
[0059] 0CT系統100還可包括光束分離器120,其用來分離由光源110提供的光并且將光導 引至參考臂230和物理對象臂240 ACT系統還可包括放在光束分離器120與回射反射器180 之間的透鏡160 ACT系統還可包括放在光束分離器120與掃描光學器件200之間的透鏡170。 [0060] 源自同一光源110的參考光250可沿著單獨路徑行進，所述路徑在這種情況下包括 光纖220和具有可調光學延遲的回射反射器180。回射反射器180可包括至少一個部件。回射 反射器180的至少一個部件可以是光學部件，例如參考鏡。還可使用透射性參考路徑，并且 可調延遲可放在干涉儀100的物理對象臂240或參考臂230中。
[0061 ]可通常在光纖耦合器中組合從物理對象210散射的所收集光260與參考光250以便 在檢測器130中形成光干涉，從而形成0CT信號。盡管示出通往檢測器130的單個光纖端口， 但是干涉儀的各種設計可用于對用于SS-0CT的干涉信號或用于SD-0CT的分光計檢測器進 行平衡或不平衡檢測。
[0062] 可將來自檢測器130的輸出供應至處理器140。可將結果存儲在處理器140中或顯 示在顯示器150上。處理功能和存儲功能可以位于0CT系統內，或功能可在外部處理單元上 執行，所收集的數據被傳送到所述外部處理單元。這種外部單元可專用于數據處理或執行 相當通用且不專用于0CT系統的其他任務。
[0063] 如本文所使用的光束應被解釋為任何仔細地引導的光路徑。在時域系統中，參考 臂230可能需要具有可調諧的光學延遲來產生干涉。在TD-0CT和SS-0CT系統中可通常使用 平衡檢測系統，而在用于SD-0CT系統的檢測端口處可使用分光計。
[0064] 干涉可致使干涉光的強度在光譜上變化。干涉光的傅里葉變換可揭示散射強度在 不同路徑長度下的輪廓，并且因此隨物理對象中的深度（z軸方向）而變的散射。例如參見 Leitgeb等人的 "Ultrahigh resolution Fourier domain optical coherence tomography/'Optics Express 12(10) :2156，2004。這個公布的全部內容以引用的方式并 入本文。
[0065] 隨深度而變的散射的輪廓被稱為軸向掃描(A掃描），如在圖2中示意性地示出。在 物理對象中的相鄰位置處測量的A掃描的集合產生物理對象的橫截面圖像(斷層掃描或B掃 描）。在樣品上的不同橫向位置處收集的單獨B掃描的集合構成數據體或立方體。通過組合 多個B掃描，可以形成三維C掃描。對于特定的數據體，術語快軸是指沿單個B掃描的掃描方 向，而慢軸是指收集多個B掃描所沿的軸線。
[0066] B掃描可由在X軸和y軸所表示的平面中的任何橫向掃描形成。B掃描可例如沿水平 或X軸方向、沿垂直或y軸方向、沿X軸方向和y軸方向的對角方向、按圓形或螺旋形圖案及其 組合形成。本文所論述的大多數實例可指在χ-ζ軸方向上的B掃描，但本公開可同樣地適用 于任何橫截面圖像。
[0067] 物理對象210可以是任何物理對象。物理對象210可以是如在圖3中以簡化方式示 出的人眼500。人眼包括眼角膜510、瞳孔520、視網膜300、脈絡膜540、視網膜中心凹區域 550、視神經盤560、視神經570、玻璃體腔580和視網膜血管590。
[0068] 物理對象210可以是組織。所述組織的實例是視網膜。在圖4中示意性地示出視網 膜300的各層的簡化橫截面圖像。視網膜層包括神經纖維層(NFL)310、外界膜(ELM)320、光 感受器內/外段330、光感受器外段340、視網膜色素上皮細胞(RPE)350、視網膜色素上皮細 胞(RPE)/布魯赫膜復合物360。圖4還示意性地示出視網膜中心凹370。圖5示出視網膜中心 凹區域的橫截面0CT圖像。
[0069] 所述0CT系統可包括提供至少一個0CT系統的方法，所述至少一個0CT系統用來通 過用至少一個光束掃描物理對象來獲取數據，以形成至少一個A掃描和至少一個B掃描。所 述至少一個0CT系統可以是如上文所公開的任何0CT系統。
[0070] 物理對象可包括如上文所公開的任何物理對象。物理對象具有表面和深度。例如， 眼睛的眼底具有通過瞳孔從外側環境接收光的外表面。眼睛的眼底還具有在其外表面處開 始并且從其外表面延伸的深度。
[0071] 在本公開中，z軸是平行于延伸到物理對象的深度中的光束的軸線（"軸向軸線"）， X軸和y軸（"橫向軸線"）是橫向的，從而是垂直于Z軸的軸線。在圖1-5和圖7中示出這三個軸 線的取向。
[0072] 由0CT系統提供的至少一個光束在物理對象的位置處具有寬度和強度。在一個實 例中，在物理對象的這個位置處，光束被聚焦（"聚焦的光束"）。例如，在這個位置處，光束的 寬度處于其最小值。光束的橫截面積可具有任何形狀。例如，所述橫截面積可具有圓形形狀 或橢圓形形狀。聚焦的光束的強度沿其橫向軸線變化，所述橫向軸線垂直于其傳播軸線。這 個橫向光束軸線可以是徑向軸線。在光束的中心處的光束強度處于其峰值（即，光束強度處 于其最大值），并且沿其橫向軸線降低，從而形成強度分布。可通過高斯函數來大致估計這 種分布，如圖6中所不。光束的寬度（"束寬"）被定義為在兩個相對點處與強度分布相交的線 的長度，在所述兩個相對點處，強度是其峰值的Ι/e 2倍。光束可包括多于一個的峰值。使用 具有最高光束強度的峰值來計算束寬。在圖6中示意性地示出束寬的實例。典型0CT系統的 典型束寬在物理對象位置處可在10微米到30微米范圍中變化。
[0073] 0CT系統可使用還可包括獲取數據來形成至少一個B掃描集群集的方法。至少一個 B掃描集群集的數目P等于或大于1，其中P是整數。例如，P可以是1、2、3、4、5、10、100、1，000、 10,000或100,000 〇
[0074] 每個B掃描集群集可包括任意數量的B掃描集群，N等于或大于2,其中N是整數。例 如，N可以是2、3、4、5、10、100、1,000、10,000或 100,000。
[0075] 每個B掃描集群可包括任意數量的B掃描，Μ等于或大于2,其中Μ是整數。例如，Μ可 以是2、3、4、5、10、20、100、1，000、10,000或 100,000。
[0076] 每個Β掃描可沿相同的橫向軸線或另一個橫向軸線(X軸或y軸)來定位，所述橫向 軸線可平行于B掃描集群集內的其他B掃描的橫向軸線。每個B掃描可形成垂直于所述橫向 軸線中的一個的平面，并且每個B掃描平面可因此平行于另一個B掃描的平面。也就是說，每 個B掃描可平行于z軸。
[0077] 每個B掃描包括例如位于(x-z)平面上的多個數據點。在一段時間內獲取每個B掃 描、每個B掃描集群以及每個B掃描集群集。也就是說，每個B掃描、每個B掃描集群以及每個B 掃描集群集是在分別與所有其他B掃描、所有其他B掃描集群以及所有其他B掃描集群集不 同的時間處形成。在本公開中，"首先形成"意思是在時間上首先形成；"第二個形成"意思是 在時間上第二個形成；"接下來形成"或"鄰近的"意思是在時間上接下來形成;并且"最后形 成"意思是在時間上最后形成。
[0078]可針對在一段時間內獲取的每個(x，z)數據點來計算0CT運動對比。可根據復雜的 0CT信號、0CT強度信息、相位信息或其組合來計算這個運動對比。
[0079]在每個B掃描集群內的每個B掃描平面之間的空間距離(集群內距離)可在0到一半 束寬（以微米為單位)的范圍中變化。例如，所述集群內距離可在〇微米到15微米的范圍中變 化。
[0080] 在每個B掃描集群的最后形成的B掃描與鄰近于所述B掃描的另一個接下來的B掃 描集群的首先形成的B掃描之間的空間距離（"集群間距離"）可至少等于或大于1微米。例 如，戶斤述集群內距離可在1微米到10微米、1微米到100微米或1微米到1，〇〇〇微米的范圍中變 化。
[0081] 在圖7中示出的實例中，首先形成的B掃描集群包括兩個B掃描并且第二個形成的B 掃描集群包括兩個B掃描。在這個實例中，所述B掃描集群集包括兩個B掃描集群。
[0082] 所述方法還可包括獲取數據來形成至少兩個B掃描集群集。每個B掃描集群集可沿 相同的橫向軸線或另一個橫向軸線(X軸或y軸)來定位，所述橫向軸線可平行于其他B掃描 集群集的橫向軸線。在每個B掃描集群集的最后形成的B掃描與鄰近于所述B掃描集群集的 另一個B掃描集群集的首先形成的B掃描之間的空間距離（"集群集間距離"）可至少等于或 大于20微米。
[0083]雖然在0CT圖像獲取期間的樣本運動發生在三維中，但是僅可容易地識別兩個按 順序的B掃描之間的軸向運動。在獲取兩個按順序的B掃描期間發生的橫向運動可能會在所 測量的0CT信號中引起不可被直接識別的散斑噪聲。此外，盡管可通過經由基于0CT強度的 對準方法對B掃描進行對準和再配準來最小化所述軸向運動的影響，但是因為B掃描未被最 佳地對準，所以這類方法可通過B掃描向0CT圖像對比引入散斑和/或相位噪聲。
[0084] 本公開涉及用于最小化樣本運動對0CT圖像對比的影響的方法（"相位敏感的B掃 描配準"）。相位敏感的B掃描配準方法可在z軸方向上最小化樣本運動對0CT圖像對比的影 響。本公開還涉及用于最小化在兩個按順序的B掃描之間的樣本運動的影響的方法。0CT信 號可包括0CT信號強度和/或相位。
[0085] 相位敏感的B掃描配準方法可包括對準運動的軸向（z軸方向）分量以最小化運動 對0CT信號的影響（"軸向對準方法"）。然后，剩余的相位噪聲可與可能已經發生的橫向運動 直接相關。
[0086] 本公開涉及對準所有B掃描來針對軸向運動進行校正的光學相干斷層掃描(0CT) 系統。已對準的所有B掃描可用來提供已針對軸向運動進行校正的0CT圖像。
[0087] 用于軸向對準的方法可包括在兩個按順序B掃描之間的基于相位的軸向對準方 法。這種方法還可包括：
[0088] (a)最小化經由在兩個B掃描之間的軸向運動引入的相位噪聲，和/或
[0089] (b)確定可用來評估可在B掃描期間發生的橫向運動的量的定量度量。這種方法可 允許改進的處理選項和用于將數據與具有最大運動噪聲的B掃描隔離的統計異常值分析。
[0090] 相位敏感的B掃描配準方法可包括通過使用OCT系統來獲取數據以形成至少兩個B 掃描。兩個鄰近的B掃描可形成一對（"首先形成的B掃描和第二個形成的B掃描"或"B掃描 對"掃描對的每個B掃描可包括一定數目的A掃描Q，其中Q是等于或大于1的整數。例如，Q 可以是1、10、100、1，000或10,000。8掃描對的兩個8掃描可具有相同數目的4掃描。
[0091] 相位敏感的B掃描配準方法還可包括:通過將B掃描對中的一個相對于另一個B掃 描沿z軸方向偏移預定距離來計算在首先形成的B掃描與第二個形成的B掃描之間的至少三 個相位差，使用這三個相位差來計算針對每個差的總相位誤差，直到得到總相位誤差的最 小值（"總相位誤差最小值"）為止。預定距離可以是一個像素。也就是說，偏移可以是(大約） 一個像素。
[0092] 例如，0CT系統可具有如下配置:用具有一定束寬和方向的光束來掃描具有一定表 面和深度的物理對象;從所述掃描獲取0CT信號；從所獲取0CT信號形成像素；使用所獲取 0CT信號來形成至少一個A掃描;使用所獲取0CT信號來形成至少一個B掃描集群集，所述至 少一個B掃描集群集包括至少一個B掃描集群，所述至少一個B掃描集群包括至少兩個B掃 描，所述至少兩個B掃描相互平行并且形成平行于光束方向的平面;并且由所述至少兩個B 掃描形成B掃描對。
[0093] 0CT系統還可具有如下配置：（a)計算每個B掃描對的總相位誤差并且在光束的方 向上將每個B掃描對中的一個B掃描偏移至少兩次，或(b)在光束的方向上將每個B掃描對中 的一個B掃描偏移至少三次;其中每次偏移是一個像素并且平行于光束。
[0094] 0CT系統還可具有如下配置:在每次偏移之后計算每個B掃描對的總相位誤差;確 定每個B掃描對的最小總相位誤差;確定每個B掃描對的最佳偏移;計算每個B掃描在所述偏 移結束時已經偏移的總距離;并且對準所述至少一個B掃描集群內的所有B掃描。
[0095] 在本公開中，"相位差最小值"是"計算出的最小總相位誤差"；最佳偏移是在所述 相位差最小值處識別的偏移的量。
[0096]在圖8中以簡化方式示意性地示出這個系統可如何用來校正0CT圖像的實例。
[0097] 實例1.通過使用計算出的相位差來計算總相位誤差。
[0098] 可通過使用任何方法來計算總相位誤差。可通過使用計算出的相位差來計算總相 位誤差。例如，可通過使用以下方程來計算總相位誤差。
[_
方程1
[0100]其中在方程1中，4 |是在屬于首先形成的B掃描的（x，z)位置處的數據 點的相位
?是在屬于第二個形成的B掃描的(χ，ζ+Δζ)位置處的數據 點的相位，所述第二個形成的Β掃描軸向偏移了距離Δζ距離，mod是在0與2JI之間的相位差 的模，并且為ik)是在首先形成的B掃描的數據點的相位與第二個形成的B掃描的 數據點的相位之間的相位差。
[0101 ]每個數據點的計算出的4竊心心〇值提供相位差數據點。這些相位差數據點 用來通過使用現有技術中可用的任何方法計算整體運動相位差整體例如，可使用 〇 由Makita等人的"Optical coherence angiography"Opt.Express 14,7821_7840(2006)所 公開的整體運動相位差計算方法。這個公開的內容以引用的方式整體并入本文。
[0102] 可通過使用以下方程針對整體運動的影響進行校正：
[0103]
[0104] 其中在方程2中
；是針對對應于給定X坐標xq的每個 單獨A掃描的已校正的相位差。
[0105] 然后，通過使用現有技術中可用的任何方法來將基于強度的閾值方法應用于已校 正的相位差。例如，由Fingl er等人公開的閾值方法。本申請還基于2015年2月4日提交的題 為"Optical Coherence Tomography(OCT)with Improved Motion Contrast,''、代理人檔 案號為064693-0312的專利合作條約(PCT)申請號PCT/US15/14410,并且主張所述PCT申請 的優先權。這個公開的全部內容以引用的方式并入本文。
[0106] 在這里，是用閾值方法校正過的相位差。
[0107]最后，可通過使用以下方程來計算總相位誤差。
[_]總雛繼=
Γ?Μ^Μ3°
[0109] 圖9中示意性地示出這種方法。
[0110] 實例2.得到總相位誤差最小值。
[0111] 可通過任何方法得到這些相位差。例如，可通過使用由0CT系統獲取的首先形成的 Β掃描和第二個形成的Β掃描來計算第一相位差，而無需將Β掃描對相對于彼此進行偏移。也 就是說，可針對無偏移來計算第一相位差。
[0112] 可通過首先將第二個形成的Β掃描相對于首先形成的Β掃描沿ζ軸偏移來計算其他 相位差。偏移可以是一個像素。例如，計算相位差可包括選擇對Β掃描對中的一個(例如，首 先形成的Β掃描)進行的偏移數Τ，其中Τ是等于或大于3的整數。例如，Τ可以是3次偏移、4次 偏移、5次偏移、10次偏移或100次偏移。
[0113]可沿ζ軸在任何方向上進行偏移。一個這種方向在下文被稱為"正方向"，并且與正 方向相反的另一個方向在下文被稱為"負方向"。例如，可通過以下操作來計算其他相位差： 首先將第二個形成的Β掃描相對于首先形成的Β掃描在正方向上沿ζ軸一個像素偏移接一個 像素偏移進行偏移，并且然后計算針對每次偏移在Β掃描對之間的相位差。
[0114] 這些計算出的相位差中的每一個用來計算針對每次偏移的總相位誤差。可例如通 過使用實例1中公開的方法來計算針對每次偏移的總相位誤差。如果在每次偏移之后總相 位誤差降低，那么可將第二Β掃描沿正方向一個像素接一個像素進行進一步偏移，直到總相 位誤差增加。從而得到總相位誤差的最小值。
[0115] 如果在正方向上的一次偏移之后總相位誤差增加，那么可通過以下操作來計算其 他相位誤差:將第二Β掃描相對于首先形成的Β掃描在負方向上沿ζ軸一個像素接一個像素 進行偏移，并且然后計算針對每次偏移在Β掃描對之間的總相位差。如果在每次偏移之后總 相位誤差降低，那么可將第二Β掃描沿負方向一個像素接一個像素進行進一步偏移，直到總 相位誤差增加。從而得到總相位誤差的最小值。
[0116] 通過舉例的方式在圖10-11中示出這種方法。在這種示范性實例中，由于在獲取首 先形成的B掃描和第二個形成的B掃描時發生的運動影響，已經將（以簡化方式示出的)三個 視網膜層的位置在負方向（例如，向后的方向）上偏移了2個像素。參見圖10。為了針對這種 運動進行校正，針對在正方向（例如，向前的方向）上無偏移、1像素偏移、2像素偏移、3像素 偏移以及4像素偏移首先計算在首先形成的B掃描與第二個形成的B掃描之間的總相位誤 差。然后，因此根據這些計算將總相位誤差的位置確定為正方向上的2個像素，如圖11中所 示。用于這個實例的偏移量是2個像素。
[0117] 實例3.計算B掃描集群內的每個B掃描的累積軸向偏移。
[0118] 可通過使用任何方法來計算B掃描集群內的每個B掃描的累積軸向偏移。可選擇參 考B掃描并且可將集群內的其他B掃描與這個參考B掃描對準。這個參考B掃描可以是B掃描 集群內的任何B掃描。例如，參考B掃描可以是屬于B掃描集群的首先形成的B掃描。參考這個 首先形成的B掃描對以下實例進行解釋。然而，可選擇任何其他B掃描來實現相同的最終結 果。
[0119] 在這種方法種，例如，相互鄰近（即，相鄰）的每兩個B掃描可形成一個B掃描對。參 考B掃描可以是屬于B掃描集群的首先形成的B掃描。可以實例2中所公開的方式確定每個B 掃描對的總相位誤差的最小值的位置。這是在形成B掃描對的B掃描之間的最佳偏移Δ zga j，如以下方程所定義：
[0120] Δζ最f圭,j =在B掃描j-l與B掃描j之間的最佳偏移方程4。
[0121] 其中Δ z雛,j是對應于最小總相位誤差的Δ z。
[0122] B掃描集群內的每個B掃描的累積軸向偏移可通過計算每個B掃描對的Δ z最并且 通過使用以下方程將它們相加來確定：
[0123] Azfmj = B掃描j的累積軸向偏移 方程5。 _
方程6。
[0125] 實例4.
[0126] 針對7個相對軸向位置對兩個B掃描進行比較。可使用布爾強度閾值，所述布爾強 度閾值基于針對這些對準位置中的每一個的平均強度圖像，從而選擇僅比單獨0CT強度圖 像的噪聲級高一點的閾值。針對這些軸向再對準位置中的每一個(例如，針對每個z位置）， 通過計算兩個A掃描之間的相位變化來對所述兩個A掃描進行比較，并且可針對這個A掃描 對計算整體軸向運動，并且基于相位卷繞使用2π的模來校正并調整所述相位變化。一旦針 對每個A掃描對計算了整體軸向運動，就可在整個B掃描上對閾值限定的、已校正的相位變 化的絕對值求和。可針對每個軸向變化取向來計算這些總和，并且按這組的最高值進行歸 一化，從而產生歸一化的相位總和。可導致歸一化的相位總和的最小值的軸向對準可以是 最佳軸向對準以最小化所述相位噪聲，并且在所述對準處的最小相位總和值可與在獲取期 間已經發生的橫向運動相關聯。
[0127] 實例5.
[0128] 如果軸向再對準是顯著的，那么有可能的是，針對B掃描的一部分的最佳軸向對準 可能與其他部分不同。這種處理算法可單獨在整個B掃描的各部分上使用，以總體上驗證用 于所有部分的相同配準，并且識別需要另外的處理和注意來解決樣本軸向運動的這種可變 性的情況。
[0129] 實例 6·
[0130] 在這個實例中，提高處理速度。在上述軸向再對準方法中，針對R軸向取向執行Β掃 描到Β掃描的相位變化計算。不是默認地計算所有這些取向，可通過僅初始地計算較少的情 況(諸如針對軸向變化A z = R、0、1和-1，其中R為整數)來實現速度提高。一般來講，Δ z = 1、 0、-1可給予足夠的數據來識別最佳軸向再對準為0的情況，并且在其他情況下可識別需要 繼續進行哪些另外的計算來實現最佳對準。如果所述集合的最小度量是在A z = l處，那么 可以計算A z = 2來識別哪一個實際上可以是最小值或是否可能需要另外的計算。在△ z = R 處的情況應該提供足夠的去相關來對用來評估橫向運動噪聲的度量進行歸一化。
[0131] 實例 7.
[0132] 代替對兩個B掃描內的每個A掃描執行軸向再對準和相位校正，可選取對A掃描的 選擇，來作為在整個B掃描上展開的代表性集合。對于這種變化，可以多種方式實現最佳軸 向再對準，包括但不限于：（a)單獨地比較A掃描與A掃描軸向再對準，或(b)將這個所選取的 選擇內的所有A掃描一起進行再對準，以識別最佳軸向對準，并且從而減少由引發相位誤差 的特征(諸如主要的脈管系統)所引發的誤差，這將影響單獨的A掃描比較中的一些。
[0133] 上文公開的0CT方法可用于任何0CT相關的應用。例如，這種方法可用于形成具有 物理對象的更大視野0CT圖像。可將這種方法并入與基于0CT的血管造影術相關的方法和系 統中。例如，可通過使用0CT運動對比方法來更詳細地識別脈絡膜脈管系統。包括0CT運動對 比方法的0CT方法還可用于診斷和/或治療健康狀況(諸如疾病）。例如，包括0CT運動對比方 法的0CT方法可用于表征視網膜健康。
[0134] 上文公開的0CT系統可提供述物理對象相關的任何信息。例如，可使用運動對比方 法的這個系統可提供2D(即，橫截面）圖像、橫斷面圖像、3D圖像、與健康狀況相關的度量等 等。這種系統可與任何其他系統一起使用。例如，0CT系統可與用于診斷或治療目的的超聲 波裝置或外科系統一起使用。0CT系統可用來分析任何物理對象。例如，0CT系統可用于分析 (例如)任何類型的生命形式和無生命對象的（例如）圖像的形成。生命形式的實例可以是動 物、植物、細胞等。
[0135] 除非另外指出，否則本文中已論述的處理單元140可用計算機系統來實現，所述計 算機系統被配置來執行本文中針對這個單元已論述的功能。所述計算機系統包括一個或多 個處理器、有形存儲器(例如，隨機存取存儲器(RAM)、只讀存儲器(ROM)和/或可編程只讀存 儲器(PR0M))、有形存儲裝置(例如，硬盤驅動器、CD/DVD驅動器和/或閃存存儲器）、系統總 線、視頻處理部件、網絡通信部件、輸入/輸出端口和/或用戶接口裝置(例如，鍵盤、指向裝 置、顯示器、麥克風、聲音再現系統和/或觸摸屏）。
[0136] 用于所述處理單元140的計算機系統可包括在相同或不同位置處的一個或多個計 算機。當在不同位置處時，計算機可被配置來通過有線和/或無線網絡通信系統相互通信。
[0137] 計算機系統可包括軟件(例如，一個或多個操作系統、裝置驅動程序、應用程序和/ 或通信程序）。當包括軟件時，軟件包括編程指令并且可包括相關聯的數據和庫。當包括編 程指令時，編程指令被配置來實現一種或多種算法，所述一種或多種算法實現所述計算機 系統的功能中的一個或多個，如本文所述。由每個計算機系統執行的每個功能的描述也構 成執行所述功能的算法的描述。
[0138] 軟件可存儲在一個或多個非暫態、有形存儲裝置(諸如一個或多個硬盤驅動器、 CD、DVD和/或閃存存儲器)上或中。軟件可以是源代碼和/或目標代碼格式。相關聯的數據可 存儲在任何類型的易失性和/或非易失性存儲器中。軟件可被加載到非暫態存儲器中并且 可由一個或多個處理器執行。
[0139] 上文公開的方法、裝置、系統和特征的任意組合在本公開的范圍內。
[0140] 除非另外說明，否則在本說明書中（包括在以下權利要求書中）所闡述的所有測 量、值、等級、位置、量值、大小及其他規范均為近似的，而不是準確的。它們意圖具有合理的 范圍，這個范圍與它們的有關功能一致并且與它們所屬領域中的習慣一致。
[0141] 在本公開中提到的所有物品、專利、專利申請和其他公布以引用的方式并入本文。
[0142] 在本公開中，不定冠詞"一個"和短語"一個或多個"以及"至少一個"是同義的并且 意思是"至少一個"。
[0143] 短語"用于...的裝置"當在權利要求書中使用時意圖并且應該被解釋為涵蓋已經 描述的對應結構和材料和它們的等同物。類似地，短語"用于...的步驟"當在權利要求書中 使用時意圖并且應該被解釋為涵蓋已經描述的對應動作和它們的等同物。權利要求中不存 在這些短語意思是所述權利要求并不意圖并且不應該被解釋為受限于這些對應結構、材料 或動作或它們的等同物。
[0144] 保護范圍僅受到以下權利要求書的限制。當根據本說明書和以下申請過程來解釋 時，所述范圍意圖并且應該被解釋為與權利要求書中所用語言的普通意思的寬度相一致， 除非特定意思已經被闡述并且用來涵蓋所有結構和功能等同物。
[0145] 諸如"第一"和"第二"等關系性術語僅僅可以用來將一個實體或動作與另一個實 體或動作區分開，而沒有必要要求或暗示它們之間的任何實際關系或順序。術語"包括"和 其任何其他變型在結合說明書或權利要求書中的元素列表使用時意圖指示所述列表不是 排他的并且可包括其他元素。類似地，在沒有進一步約束的情況下，前面有"一個"的元素并 不排除存在相同類型的另外的元素。
[0146] 權利要求中沒有一項意圖涵蓋不能滿足專利行為的101部分、102部分或103部分 的要求的主題，也沒有一項應該以這種方式被解釋。因此放棄對這種主題的任何非有意的 涵蓋。除了如這一段中剛剛所述，已陳述或說明的任何內容都不意圖或不應該被解釋為致 使任何部件、步驟、特征、目標、益處、優點或等同物獻給公眾，無論它是否在權利要求書中 有敘述。
[0147]提供摘要來幫助讀者快速確定技術性公開的本質。應理解，所提交的摘要不是用 來解釋或限制權利要求書的范圍或含義。此外，在上文詳細描述中的各種特征在各種實施 方案中被分組在一起以精簡本公開。這種公開的方法不應被解釋為需要所要求保護的實施 方案需要比每個權利要求中所明確表述的特征更多的特征。相反，如以下權利要求書所反 映的，本發明的主題存在于單個所公開實施方案的少于所有特征中。因此，以下權利要求書 因此并入詳述中，其中每項權利要求自身可作為單獨要求保護的主題。
【主權項】
1. 一種光學相干斷層掃描(OCT)系統，其具有如下配置： 用具有一定束寬和方向的光束來掃描具有一定表面和深度的物理對象； 從所述掃描獲取0CT信號； 從所獲取0CT信號生成離散化A掃描數據和B掃描數據； 將所述離散化A掃描數據分配到像素中； 使用所獲取0CT信號來形成至少一個B掃描集群集，所述至少一個B掃描集群集各自包 括至少一個B掃描集群，所述至少一個B掃描集群包括至少兩個B掃描，所述至少兩個B掃描 相互平行并且形成平行于所述光束方向的平面； 由每個B掃描集群中的所述至少兩個B掃描形成B掃描對； 進行以下操作中的任一個： 在任何B掃描的任何偏移之前計算每個B掃描對的總相位誤差，并且然后將每個B掃描 對中的一個B掃描偏移至少兩次，或 將每個B掃描對中的一個B掃描偏移至少三次； 其中每次偏移是一個像素，并且是在平行于所述光束的方向上； 在每次偏移之后計算每個B掃描對的總相位誤差； 識別每個B掃描對的所有計算出的總相位誤差中最小的計算出的總相位誤差； 識別每個B掃描對的偏移量，所述偏移量導致所述識別的最小計算出的總相位誤差； 計算所述至少一個B掃描集群內的每個B掃描的累積軸向偏移；以及 對準所述至少一個B掃描集群內的所有B掃描。2. 如權利要求1所述的0CT系統，其中： 所述0CT系統具有如下配置:在形成所述B掃描對之后，計算每個B掃描對的相位差； 使用所述計算出的相位差來計算每個總相位誤差;并且 每個計算出的相位差構成相位差數據點。3. 如權利要求2所述的0CT系統，其中所述相位差數據點用來計算整體運動相位差。4. 如權利要求3所述的0CT系統，其中針對整體運動的影響對所述計算出的整體運動相 位差進行校正以便提供已校正的相位差。5. 如權利要求4所述的0CT系統，其中將基于強度的閾值方法應用于所述已校正的相位 差。6. 如權利要求1所述的0CT系統，其中所述0CT系統具有如下配置:形成包括A掃描對的 所述B掃描對，并且使用所述B掃描對內的所述A掃描對中的全部或一部分來計算每個B掃描 對的總相位誤差;其中所述A掃描對中的一個A掃描是在所述B掃描對的所述B掃描中的一個 內，并且所述A掃描對中的另一個A掃描是在所述B掃描對中的另一個B掃描內。7. 如權利要求1所述的0CT系統，其中所述0CT系統具有使用所述已對準的B掃描來形成 所述物理對象的圖像的配置。8. 如權利要求1所述的0CT系統，其中所述物理對象是人類組織。9. 如權利要求1所述的0CT系統，其中所述0CT系統包括： 至少一個光源，其提供所述光束； 至少一個回射反射器； 至少一個光纖耦合器或至少一個自由空間耦合器，其將所述光束導引至所述物理對象 并且導引至所述至少一個回射反射器;其中被導引至所述物理對象的所述光束形成至少一 個反向散射光束;并且其中被導引至所述至少一個回射反射器的所述光束形成至少一個反 射的參考光束； 至少一個掃描光學器件，其在所述物理對象上掃描所述至少一個光束； 至少一個檢測器;其： 組合所述至少一個反向散射光束與所述至少一個反射光束來形成光干涉， 檢測所述至少一個反向散射光束的量值和時間延遲，以及 形成OCT信號； 其中所述至少一個光纖耦合器或所述至少一個自由空間耦合器將所述至少一個反向 散射光束和所述至少一個反射光束導引至所述至少一個檢測器； 至少一個處理器，其獲得并分析由所述至少一個檢測器形成的所述OCT信號，并且形成 所述物理對象的至少一個圖像；以及 至少一個顯示器，其顯示所述物理對象的所述至少一個圖像。10. 如權利要求9所述的OCT系統，其中所述OCT系統具有基于所述B掃描之間的強度或 相位變化來識別運動區域的配置。11. 如權利要求10所述的OCT系統，其中所述OCT系統具有使用相位方差OCT(PV-OCT)方 法、相位對比OCT (PC-0CT)方法、強度/散斑方差0CT (IV-0CT)方法、多普勒OCT (D-0CT)方法、 多普勒功率頻移OCT (ros-0CT)方法、頻譜分離幅度去相關分析(SSADA)方法、光學微血管造 影(0MAG)方法、相關映射OCT(cmOCT)方法或其組合來識別所述運動區域的配置。12. 如權利要求10所述的0CT系統，其中所述0CT系統具有使用相位方差OCT(PV-OCT)方 法的配置。13. -種包含指令程序的非暫態、有形計算機可讀存儲介質，所述指令程序致使運行所 述指令程序的計算機系統充當光學相干斷層掃描(0CT)系統，包括進行以下操作： 用具有一定束寬和方向的光束來掃描具有一定表面和深度的物理對象； 從所述掃描獲取0CT信號； 從所獲取0CT信號生成離散化A掃描數據和B掃描數據； 將所述離散化A掃描數據分配到像素中； 使用所獲取0CT信號來形成至少一個B掃描集群集，所述至少一個B掃描集群集各自包 括至少一個B掃描集群，所述至少一個B掃描集群包括至少兩個B掃描，所述至少兩個B掃描 相互平行并且形成平行于所述光束方向的平面； 由每個B掃描集群中的所述至少兩個B掃描形成B掃描對； 進行以下操作中的任一個： 在任何B掃描的任何偏移之前計算每個B掃描對的總相位誤差，并且然后將每個B掃描 對中的一個B掃描偏移至少兩次，或 將每個B掃描對中的一個B掃描偏移至少三次； 其中每次偏移是一個像素，并且是在平行于所述光束的方向上； 在每次偏移之后計算每個B掃描對的總相位誤差； 識別每個B掃描對的所有計算出的總相位誤差中最小的計算出的總相位誤差； 識別每個B掃描對的偏移量，所述偏移量導致所述識別的最小計算出的總相位誤差； 計算所述至少一個B掃描集群內的每個B掃描的累積軸向偏移；以及 對準所述至少一個B掃描集群內的所有B掃描。14.如權利要求13所述的存儲介質，其中所述指令程序致使運行所述指令程序的所述 計算機系統進行以下操作： 獲得并分析由至少一個檢測器形成的所述OCT信號，并且形成所述物理對象的至少一 個圖像;并且 顯示所述物理對象的所述至少一個圖像。
【文檔編號】A61B3/10GK105939652SQ201580006926
【公開日】2016年9月14日
【申請日】2015年2月4日
【發明人】杰弗里·P·芬格勒, 斯科特·E·弗雷澤
【申請人】南加利福尼亞大學, 加利福尼亞技術學院