- 心血管临床光学相干断层成像技术
- 于波 葛均波 韩雅玲 霍勇
- 5207字
- 2021-12-24 11:55:43
第二章 OCT基本原理与操作方法
第一节 OCT基本原理
一、概况
OCT的基本原理与B型超声和雷达相类似,不同之处在于后两者使用声波和无线电波,而前者则利用近红外光作为成像手段。OCT集成了激光技术、光学技术和计算机图像处理技术等,可以对生物体进行无损、非接触性的活体形态学检测,并获得高分辨率的组织内部横断面图像,故被称为“光学活检”。
深入了解和学习OCT成像原理、器械特点和相关参数,有助于研究人员获取高质量的图像以及准确地解读相关图像信息。由于OCT成像原理方面的物理学知识繁冗复杂,对于多数非专业人员来说理解较为困难,故本章尝试将此部分内容通过简单易懂的语言呈现给医学研究人员。血管内OCT是通过带有光纤维的导管将机器发出的近红外激光束输送至待检测的血管节段,利用光源的不断旋转扫描或频率变换进而获取靶血管反射回的组织不同深度的信号来进行分析,从而形成横断面及纵轴微观结构图。
二、OCT成像机制
OCT成像机制是基于Michelson的干涉度量学,以超发光二极管发光体作为光源。两个光路中反射或反向散射的光线在光纤耦合器被重新整合为一束并为探测器所探测,对不同深度组织所产生的反向散射强度和延搁时间进行测量。
随着技术的进步,OCT逐渐发展到了生物组织显像阶段。OCT系统由低相干光源和干涉仪组成,是以相干干涉测量方法为基本原理,对生物组织内部不同深度入射相干光形成背向反射或散射信号,再通过扫描获得二维或三维的组织影像。由相干光源发出连续、相干的近红外光能够被光纤耦合器分成两束：一束发射到被测物体（如血管）,在被测组织的不同界面发生散射,这段光束可提供各种组织内部厚度与距离等信息,故被称为信号臂；另一束发射到参照反光镜,由已知空间距离的参照镜反射回的光束被称为参考臂。两条光束经过反射或散射后被光纤耦合器重新整合为一束,当信号臂与参考臂的长度一致时,就会发生光的干涉现象（形成干涉的条件是频率相同、相位差恒定）。所以,可以通过改变参考臂的长度也就是参照镜的位置来调整光线到被测组织内部各种结构的距离,进而得到不同深度的组织的信号,这些信号可经计算机的分析处理通过图像的形式表现出来,得到组织断层的图像（图2-1-1）。
图2-1-1 干涉的基本原理
三、OCT成像系统的组成与功能
（一）光源
理想的OCT成像光源可发射宽带的近红外线（中心波长约1 300μm,带宽40～50nm）。光谱的宽度和形态决定了OCT成像的轴向宽度。在发射光源技术上的进步一定程度上促进了OCT成像速度的发展,尽管在一定频率范围内A-line的速度已经是确定的,但是将最终得到的干涉信号数字化仍具有挑战性［1,2］。在恒定的光源条件下,增加扫描速度不但会直接减少成像的照片数量,而且也会减弱信号的强度和穿透深度。目前市面上应用的OCT成像仪可达到A-line的速度的频率约为100kHz。大多数光源的输出能量在20～60mW,而发射至组织的能量约为8～20mW。
（二）成像导管
OCT成像导管可围绕血管壁内部一周发出近红外光束并可在机械作用下从纵轴方向上对血管内部进行扫描。其包括位于导管远端的可旋转的光纤维探头,它可以向周边的血管壁发出光束并接收反射回的信号［3］。此导管连接于一个可驱动光纤维旋转的接头上,同时此接头可将OCT成像系统的操作台和光纤维之间进行偶联。在回撤马达和旋转连接装置的驱动下,获得的信息和转换后的信号可通过光纤维本身或者包裹在一起的可弯曲的成像电缆传递到成像系统的远端。
对于大多数OCT成像导管来说,驱动的电缆、光纤等被包裹在同一个直径约为0.87mm的透明鞘内。光纤维由于不能耐受旋转时产生的剪切力,故其被镶嵌在驱动杆中。其内部还包含具有弯曲能力的弹簧,可以在成像导管旋转时保证灵活性的同时将扭力输送至远端。当然,成像探头也可在回撤的时候对血管内部进行轴向的扫描。相对于之前应用的时域OCT（TD-OCT）的成像探头最大外径为0.019英寸（1英寸=25.4mm）（带有标准的0.014英寸的可视卷曲头端）,在其透明鞘内含有一个单模式的光纤核心,目前市面上广泛应用的频域OCT（FD-OCT）,其成像探头被整合在一个短的单轨球囊中（大小为2.4～3.2Fr）,其可与常用的0.014英寸PCI导引导丝和≥6Fr指引导管相兼容（图2-1-2）。
图2-1-2 Drangonfly成像导管
A：OCT成像导管与DOC连接图示；B：OCT成像导管远端结构；C：DOC（即一体化的驱动电机和光学控制器）
（三）旋转装置
旋转装置将干涉仪和成像导管相连接,并可设置光学成像探头的扫描模式。其主要包括两个透镜：干涉仪端不动的校准透镜和可与成像导管一起旋转的透镜。探头的旋转速度是与成像系统的B扫描速度匹配的。目前市面上的OCT成像仪器转速可达到158r/s,每帧B扫描成像中有1 000条A扫描线,并且可以最高40mm/s的速度回撤,扫描长度为150mm（图2-1-3）。
图2-1-3 旋转装置结构示意图
旋转装置产生的扭矩是与驱动杆偶联在一起的。由于驱动杆的弹簧状设计,旋转的探头与透明鞘之间产生的摩擦力可使探头的基底部和头端发生反向运动。因此马达的角度和位置可能不能精确反映成像探头头端的角度与位置。如果摩擦的发生与探头的角度、位置相关,那么在所获得的横截面图像中,在探头运动的同时就会产生非均匀旋转伪像［4］。少量的非均匀旋转伪像可能不会在获得的图像中显示出来,但是可以改变所获得图像中血管内部表面的几何形态。
（四）OCT操作台
OCT成像系统的操作台用于连接OCT成像仪以及成像导管,主要具有以下功能：①可发射近红外光束,同时可以收集通过成像导管和可旋转装置发射到血管壁反射回的光束；②把收集到的反射回的光束转换为数字信号,用于OCT成像；③播放和储存OCT图像。
操作台可以用于控制成像导管的旋转和回撤速度。成像探头的旋转速度决定了横断面图像获取速率以及每幅图像的A-line。与之相似,成像导管的回撤速度决定了螺旋式扫描的螺距或者每一帧图像之间的距离。另外,通过调整操作台内的Z补偿值可提高进行精确测量的图像的保真性。在成像导管内部的光纤维的路径长度在成像过程中可发生轻度的偏移,会造成获取图像直径以及轴向空间校准的不准确,故在每次OCT成像之前都应进行校准,这个过程可通过自动、半自动或者手动调整样本和/或参考臂中光学路径的长度来实现。而且,每次的回撤成像都会造成光纤维长度的改变,导致Z补偿值的变化。因此推荐OCT图像分析之前,都应该对Z补偿值进行调试从而保证其准确性和可靠性。
（五）OCT图像存储格式
所获取OCT图像信息的有效储存和转换对于保证不同OCT成像系统之间以及与其他图像存储系统之间进行正常的交流是至关重要的。DICOM格式作为在医学影像设备中标准的图像转换格式,也是OCT系统首选的图像存储格式。
四、OCT于冠状动脉的应用
OCT是从光学相干域反射仪（或光学低相干反射仪）发展而来的,1991年,美国麻省理工学院的Fujimoto 等人在Science上首先报道了OCT的应用［5］。其成像原理与CT和MRI不同,OCT所成图像是逐线扫描得到的,每一条扫描线都是相对独立的,代表了探头所在方向的信号深度。自OCT问世以来,各个研究机构为了扩展其应用范围和提高性能进行了大量的研究工作,创造出许多新方法,为OCT技术在医学领域的广泛应用打下了基础。如Schmitt等将此技术用于生物组织光学特性参数测量,取得了很好的效果。由于早期的OCT扫描速度较慢,每秒只有几百条线的扫描,这种扫描速度不能对搏动的血管系统成像,所以OCT应用于医学领域是从眼科开始的［6,7］。经过技术的不断改进,当OCT扫描速度达到每秒5 000条线时,便可用于血管成像。2002年IK Jang等首次将OCT应用于冠状动脉内成像［8］（图2-1-4、图2-1-5）。
图2-1-4 OCT血管内成像原理
A：导管内的光纤传输近红外光，光纤旋转产生横断面图像，光纤回撤生成一系列图像；B：如箭头所示上图为OCT的横断面图像，下图为纵轴图像
图2-1-5 OCT冠状动脉成像与病理有高度吻合性
A：OCT显示冠状动脉三层血管结构；B：IVUS显示冠状动脉血管结构（两层结构：内膜+中膜、外膜）；C：冠状动脉三层血管结构病理染色（分辨率：500μm）；D：冠状动脉三层血管结构病理染色（分辨率：100μm）
五、OCT种类与特点
随着光学技术的进步与发展,OCT也在不断更新换代（图2-1-6）。目前OCT分为两大类：TD-OCT和FD-OCT。
图2-1-6 不同OCT机器及功能对比图
fps：帧速，即每秒帧数
（一）TD-OCT
自1991年TD-OCT被首次提出后,其在过去的近10年中一直处于主流地位。TD-OCT是把在同一时间从组织中反射回来的光信号与参照反光镜反射回来的光信号叠加、干涉,然后经过信号处理系统后成像。然而,随着其在临床的应用以及研究的进一步深入,TD-OCT的局限性也越来越明显,其主要的缺点为：
1.成像速度慢
TD-OCT的层析图像是通过3个方向的光学扫描来实现的,其所形成的二维图像帧频较慢,不能实现视频级的动态实时成像。
2.需要进行球囊阻断或冲洗血液
M2-OCT最大的限制是穿透深度只有1.5mm左右。另外,因为近红外线很难穿过红细胞,所以OCT成像时需阻断血流或冲洗血管以排出血管中的血液。这种方法的缺点是会造成心肌缺血,而且操作较复杂,限制了OCT的临床应用。
3.信噪比低
对于生物体内成像,往往信噪比高于100dB较为合适,而目前应用的TD-OCT的信噪比只能局限在90dB以下,不能满足高信噪比的需求。
（二）FD-OCT
FD-OCT的特点是参考臂的参照反光镜固定不动,通过改变光源光波的频率来实现信号的干涉。FD-OCT分为两种：①激光扫描OCT（SS-OCT）,这种OCT利用波长可变的激光光源发射不同波长的光波；②光谱OCT（SD-OCT）,它利用高解像度的分光光度仪来分离不同波长的光波。它有两个光源,主光源是超亮度发光二极管,发射宽带近红外线（中心波长1 310μm,带宽40～50nm）。从光源发出的近红外线通过光纤及探头到达人体组织,组织反向散射回来的光波被探头收集,同参考臂的光波信号结合形成干涉,然后经过计算机解析,构建出显示组织内部微观结构的高解析度图像。FD-OCT的激光光源在一定的频带内改变光波信号的频率,多采用与TD-OCT相同的频域,为1 250～1 350μm。
FD-OCT主要具备两大优点：①可以进行高速扫描。其每秒的扫描帧数为100,回撤速度为20mm/s,因此只需注射一次造影剂就可完成冠状动脉血管的成像,彻底摒弃了球囊阻断血流的方法,大大提高了操作的安全性。在扫描完成后,可获得连续记录的录像,工作者可对每一帧图像进行回放并分析。②可以获得高分辨率的图像。FD-OCT在扫描速度提高的同时图像的分辨率也得到了大幅提高,其通过高速电荷耦合元件摄像头同时获取所有的光回声信号,并以傅里叶变换将其信号从时域转换为频域,并在频域中进行相关的数据分析,进而可获得较高的扫描速度（可达25 000～40 000A扫描/s）,因此可以更清楚地看到病变的微细结构特征。
过去十几年中,IVUS一直是冠状动脉腔内影像学中最主要的检查方法。与IVUS相比,OCT不但具有较高的分辨率,而且对血管内微小的结构和病变能够实时观测,但其成像不能穿透整个斑块的厚度,即横向扫描深度较浅。由于新一代FD-OCT成像探头设计得更为精细、成像回撤速度更快,因此即使在较严重的血管病变成像中也不会引起靶血管管腔阻塞,显著减少了OCT成像过程中缺血事件的发生。然而,由于成像技术上的局限性,FD-OCT尚不能对左、右冠状动脉开口部的病变进行检测,而且对一些狭窄非常严重的血管,其成像质量并不是很理想［9］。
目前,广泛应用在医疗中的FD-OCT（C7 XR）共有两种成像导管,分别为DragonflyTM（St.Jude Medical）和Fast View OCT（Terumo）。它们具有相似的成像功能：①可以通过常规的PCI导引导丝送至靶血管远端；②在OCT成像镜头远端10mm处设置专用的标记用于确定回撤的起始位点；③成像速度可设定范围为5～40mm/s,可以检测的血管节段为50mm或75mm,允许检测相应血管节段横断面的厚度可达100μm［10,11］（表2-1-1）。
表2-1-1 不同种类OCT与IVUS性能参数比较
2011年研发出第四代OCT成像系统ILUMIENTMSystem,其成像原理和操作方法与C7 XR相似,但较之前的C7 XR性能有较大提升,可实时3D成像（图2-1-7）,是第一代OCT与FFR一体机。2013年研发出最新一代的OCT成像系统ILUMIENTM OPTIS,是第二代OCT与FFR一体机（图2-1-8）,主要区别见表2-1-2。
图2-1-7 新一代OCT成像仪呈现的冠状动脉3D成像
图2-1-8 ILUMIENTM OPTIS结构示意图
A：医师侧；B：操作员侧；C：DOC，drive-motor and optical controller，一体化的驱动电机和光学控制器
表2-1-2 C7 XR与ILUMIENTM OPTIS参数与性能对比
六、OCT现状与发展方向
虽然OCT可高清晰地呈现出血管内的各种结构及组成成分,但也有着不足之处。例如近红外线很难穿过红细胞,故OCT的成像过程需要阻断或者清除相应检测血管内的血液,这无疑增加了操作的难度以及限制了其在严重冠状动脉缺血性疾病中的应用；OCT穿透能力弱（1～2mm）,虽然新一代OCT较前一代已经有所提高,但其穿透深度远不及IVUS（8～10mm）,正是由于上述特点,IVUS一直是左主干病变评价支架植入前后的金标准,但随着ILUMIEN OPTIS OCT的推出,OCT在此领域的应用也在不断扩宽；OCT无法清晰识别血管内部被血栓（尤其是红色血栓）覆盖的内部组织,因此在这种情况下对血栓下的病变特征的评估是不可靠的；在支架植入术后的靶血管检测中,目前的OCT虽能明确检测到支架内膜,但尚不能分辨出支架表面覆盖内膜的组织学特点。
无论OCT如何发展,其核心宗旨始终是为心血管领域相关疾病诊疗技术的进步及发展提供更好的技术支持。根据OCT以往的研究资料以及正在研发的相关技术,OCT未来发展的方向主要包括：①微米级分辨率OCT（micro-OCT）、OCT快速成像系统的革新；②血管内OCT的3D模拟成像技术的完善；③OCT与其他血管内影像学检测方法联用技术的研发：④OCT-FFR、OCT-IVUS、OCT-光谱检测、OCT-荧光检测等；⑤血管内斑块的功能学检测的应用；⑥新型的冠状动脉内血液冲洗方法的改进等。