光學相干層析成像旋轉失真評價研究

王浩，孟祥峰，劉艷珍，任海萍

中國食品藥品檢定研究院 光機電室，北京 100050

光學相干層析成像旋轉失真評價研究

王浩，孟祥峰，劉艷珍，任海萍

中國食品藥品檢定研究院 光機電室，北京 100050

光學相干層析成像（OCT）是內窺鏡成像領域異軍突起的新方向，可以提供高分辨率的三維圖像。光纖探頭的優化設計，使得OCT可適應多種淺表性疾病診斷的需求，在心血管、消化道、呼吸系統、泌尿系統疾病等方面正在加速臨床轉化。圖像旋轉失真是OCT內窺鏡的一個共性問題，反映了探頭機械設計的質量，對圖像的完整性影響很大，目前OCT圖像旋轉失真并沒有國內外標準和測試方法。本文討論了OCT旋轉失真的特征，提出了基于圖像的定量評估方法，為完善OCT內窺鏡的質量控制提供了有用的參考。

醫用內窺鏡；光學相干層析成像；旋轉失真；圖像處理；質量控制

0 引言

光學相干層析成像（Optical Coherence Tomography，OCT）誕生于1991年[1]，是生物醫學光學領域較為成熟和常見的一大類可用于臨床的技術，經過20多年的發展，由時域發展到了頻域[2-5]，成像方式由傳統的體外檢查（眼科）演變出了不同規格和用途的介入式光纖探頭[4-7]，成像速度普遍提高到了100幀/s量級以上，最快可達4000幀/s[8]。隨著光源的發展和光路設計的進步，分辨率由10 μm量級提高到了1 μm量級[9]，圖像細節日益豐富，可提供更多的病理信息。在內窺成像領域，OCT的潛力巨大，國外學術界和工業界在心血管、消化道、呼吸系統、泌尿系統等方面[10-14]積極開展臨床試驗和推廣，部分產品已經商業化，國內也有科研機構和企業在跟進。

目前，OCT內窺成像的空間掃描主要通過機電裝置控制光纖探頭進行螺旋式后退實現。在實際的系統設計和成像過程中，由于控制精度、穩定性、摩擦力、扭矩等方面的問題或故障，探頭運動的周期性和連續性不理想，對應的圖像失真叫做旋轉失真，是OCT內窺成像的重要誤差來源，也是評價機電裝置運動和控制性能的重要參數。

目前，醫療器械質控領域缺乏評價OCT圖像旋轉失真的方法。OCT內窺成像領域當前并沒有對應的國內外標準。OCT領域唯一的國際標準ISO 16971-2015[15]也僅針對眼科成像（體外掃描）。現有的對于OCT旋轉失真的評價借鑒血管內超聲的做法[16]，通過在體模上每隔45°進行一個標記，評估實際圖像中標記的偏移量來進行。由于不同OCT探頭尺寸、形狀、參數設定各有差別，設計通用體模檢測旋轉失真的難度較大，不適合推廣。OCT學術界在開發運動偽影校正算法時關注相鄰圖像之間的相似性，提供了有益的啟示[17-20]。

為了探討通過圖像分析直接評價旋轉失真的可行性，本文通過實驗觀察了OCT成像中的旋轉失真現象，針對相鄰圖像直接的相似性，計算了幀內相鄰掃描線之間以及相鄰兩幀圖像之間的差異，比對了旋轉失真的不同量化表述方法，對于完善OCT內窺系統的質控和促進我國OCT內窺成像技術的發展提供了參考。

1 實驗材料和方法

1.1 基本數學表述和實際應用案例

理論上，OCT探頭應進行勻速螺旋運動。在每一幀OCT二維圖像上，如果以OCT探頭為柱坐標系原點，那么不同的OCT軸掃描線（A-line）對應不同的角度。以常見的掃頻（Swept Source）OCT內窺系統為例，成像過程應滿足以下關系：

其中，vA是光源的掃描頻率（單位：Hz），N是每一幀圖像的軸掃描線數，vr是探頭旋轉的速度（單位：轉/s）。兩幅圖對應的螺距P滿足：

其中，vp為水平后退的速度。

公式(1)、(2)是描述探頭運動的基本公式。圖像旋轉失真在數學本質上意味著不符合公式(1)。旋轉失真圖像典型案例，見圖1。兩個例子的共同特點是旋轉失真區域與周圍正常圖像之間有突變。本文的體模實驗需要捕捉類似的突變，以分析圖像特征。

圖1 旋轉失真圖像典型案例

1.2 實驗材料

本實驗使用聚乙烯和硅膠制作而成的軟管充當體模，近似模擬人體內部的空腔結構（例如血管、氣管等），其內徑范圍為1～2 mm，厚度為200～400 μm，長度為50 cm。

1.3 儀器與方法

本實驗使用商用掃頻OCT內窺系統配合光纖探頭進行測量，OCT光源的頻率為40 kHz，波長掃描范圍為1250～1370 nm。每幀圖像包含1024條掃描線，探頭每秒鐘旋轉39次，因而系統成像速度為39幀/s。OCT探頭遠端采用球透鏡設計，焦距為1 mm，橫向空間分辨率為30 μm，軸向空間分辨率為14 μm。探頭外面有透明塑料保護鞘，厚度約100 μm，外徑800 μm。OCT體模成像實驗示意圖，見圖2。

圖2 OCT體模成像實驗示意圖

在實驗中，保護鞘和體模位置固定，探頭以10 mm/s的速度后撤，同時每秒旋轉39轉，從而對體模內部進行三維螺旋掃描，以模擬OCT在組織中的成像過程。根據實驗參數設定，探頭旋轉的角分辨率為2pi/1024，對應體模上的圓弧長度為6～12 μm，低于橫向空間分辨率（30 μm），這意味著相鄰兩條掃描線對應的組織存在重疊，掃描線本身的相關系數較高。為增加探頭運動的阻力和需要的扭矩，體模軟管經過一定的彎曲處理，曲率半徑最小為1 cm。

圖3 旋轉失真評價方法示意圖

1.4 數據處理方法

為規范數據格式，本文在柱坐標系下（原始OCT圖像為矩形而不是圓形）提出兩種評估旋轉失真的思路，分別為幀內2-范數評估法和幀間2-范數評估法，其原理見圖3。N為每一幀的掃描線數，M為每條掃描線上的采樣點數，Aj指的是第j條掃描線。

幀內2-范數評估法指的是在每一幀圖像里，計算相鄰兩條掃描線之差的2-范數，根據相鄰掃描線的變化來跟蹤旋轉失真，由以下公式定義：

其中，Ij為第j條掃描線與第j+1條掃描線之差的2-范數，ai,j為第j條掃描線上第i個采樣點，以此類推，最終Ij會組成一個矢量VI。幀內旋轉失真通過兩種不同途徑進行評價：一是直接取VI的最大值VImax（幀內最大），作為每一幀內旋轉失真的最大值；二是直接求VI的2-范數VIN2（幀內總體），作為每一幀內旋轉失真的總體估計（也等效于平均值）。

幀間2-范數評估法指的是在相鄰圖像之間，計算相同角度對應兩條掃描線之差的2-范數，根據幀間對應位置掃描線的變化來跟蹤旋轉失真，由以下公式定義：

其中，Bj為第j條掃描線與下一幀第j條掃描線之差的2-范數。Bj最終組成一個矢量VB。與上面類似，幀間旋轉失真也通過VB的最大值VBmax（幀間最大）和2-范數VBN2（幀間總體）分別進行評價。

在進行計算之前，所有圖像預先進行平滑濾波，以消除環境中的高頻或脈沖噪聲等對圖像的干擾。

2 結果

2.1 體模中的旋轉失真圖像

在實驗中，OCT旋轉失真現象多次被觀察到，見圖4。

圖4 聚乙烯軟管OCT圖像對比

2.2 旋轉失真評估結果

本實驗采集了硅膠軟管體模的560幀連續圖像，根據公式(3)～(6)分別計算了幀內最大、幀內總體、幀間最大、幀間總體四個矢量各自除以各自的最大值，得到歸一化曲線的對比，見圖5。

圖5 硅膠體模圖像的旋轉失真評價結果

3 討論

從圖5的趨勢來看，幀內最大和幀內總體兩種方法反映的旋轉失真情況截然不同，需要進行具體討論，以61幀和178幀的對比為例，見圖6。

圖6(a)顯示的是第61幀，其成因是成像過程中，OCT光線受到雜質碎屑的阻擋，在圖像上形成了偽影（黃色星號標記）。圖6(b)顯示的是第178幀，在0點鐘方向明顯有旋轉失真造成的圖像突變（黃色星號標記）。肉眼觀察下兩幀均呈現類似的突變，但是幀內最大有明顯的不同，前者為0.29，后者為1（幀內最大曲線的峰值）。究其原因，前者由于光線的繞射，在被阻擋區域和正常管壁之間依然存在過渡，后者直接出現突變，這說明幀內最大有助于區分旋轉失真和由于光線阻擋造成的偽影。相反，61幀和178幀的幀內總體差別不大，分別為0.91和1，這說明由于平均效應，幀內總體難以捕捉旋轉失真的變化。

圖6 不同位置的圖像對比

另一方面，幀間總體和幀間最大兩種評價結果曲線與幀內最大有較大差異，尖峰很多。經過檢查具體圖像，發現這兩種評價結果反映的主要是組織不同位置之間的差異，而不是旋轉失真本身，以第270和271幀為例（圖7），對應的幀間總體和幀間最大分別為0.80和0.70。可以看出，兩個圖像自身并沒有明顯的旋轉失真，組織本身差異較大，尤其是6點鐘方向。本次實驗中探頭后退的螺距為256 μm（10 mm除以39），意味著兩幅圖的間距已經遠遠超過了光斑直徑（30 μm），所以對應體模中的位置已有明顯偏差，與成像結果相吻合。因此，幀間總體和幀間最大在這種設定下難以用于評價旋轉失真。在實際的醫學成像過程中，為縮短診斷時間，提升患者舒適度，探頭后退速度和旋轉速度都在不斷提升，但縮小螺距本身依然面臨很大困難，這意味著幀間評價方式同樣很難應用。

圖7 幀間對比

4 結論

本文通過體模實驗和圖像分析，對OCT內窺成像中的旋轉失真問題采用了四種不同方法進行評估。實驗結果表明，在本實驗的參數設定下，可以通過求解幀內最大來評價旋轉失真的程度，這為下一步結合生物組織實驗和不同具體探頭來評價旋轉失真提供了有用的依據。同時，實驗結果還表明圖像的幀間差異主要由體模/組織自身在不同空間位置的差異所導致，與旋轉失真關聯較弱。這些結果對于OCT內窺成像的質控提供了有價值的參考，為旋轉失真進一步的定量研究打下了基礎。

[1] Huang D,Swanson EA,Lin CP,et al.Optical coherence tomography[J].Science,1991,254(5035):1178-1181.

[2] Yun SH,Tearney GJ,Vakoc BJ,et al.Comprehensive volumetric optical microscopy in vivo[J].Nat Med,2006,12(12):1429-1433.

[3] Choma MA,Hsu K,Izatt JA.Swept source optical coherence tomography using an all-fiber 1300-nm ring laser source[J].J Biomed Opt,2005,10(4):44009.

[4] Tearney GJ,Waxman S,Shishkov M,et al.Three-dimensional coronary artery microscopy by intracoronary optical frequency domain imaging[J].JACC Cardiovasc Imaging,2008,1(6):752-761.

[5] Gora MJ,Sauk JS,Carruth RW,et al.Tethered capsule endomicroscopy enables less invasive imaging of gastrointestinal tract microstructure[J].Nat Med,2013,19(2):238-240.

[6] Yang X,Lorenser D,McLaughlin RA,et al.Imaging deep skeletal muscle structure using a high-sensitivity ultrathin side-viewing optical coherence tomography needle probe[J].Biomed Opt Express,2013,5(1):136-148.

[7] Hariri LP,Mino-Kenudson M,Lanuti M,et al.Diagnosing lung carcinomas with optical coherence tomography[J].Ann Am Thorac Soc,2015,12(2):193-201.

[8] Wang T,Pfeiffer T,Regar E,et al.Heartbeat OCT: in vivo intravascular megahertz-optical coherence tomography[J].Biomed Opt Express,2015,6(12):5021-5032.

[9] Liu L,Gardecki JA,Nadkarni SK,et al.Imaging the subcellular structure of human coronary atherosclerosis using micro-optical coherence tomography[J].Nat Med,2011,17(8):1010-1014.

[10] Tanaka A,Tearney GJ,Bouma BE.Challenges on the frontier of intracoronary imaging: atherosclerotic plaque macrophage measurement by optical coherence tomography[J].J Biomed Opt,2010,15(1):011104.

[11] van Soest G,Goderie T,Regar E,et al.Atherosclerotic tissue characterization in vivo by optical coherence tomography attenuation imaging[J].J Biomed Opt,2010,15(1):011105.

[12] Yoo H,Kim JW,Shishkov M,et al.Intra-arterial catheter for simultaneous microstructural and molecular imaging in vivo[J].Nat Med,2011,17(12):1680-1684.

[13] Fard AM,Vacas-Jacques P,Hamidi E,et al.Optical coherence tomography--near infrared spectroscopy system and catheter for intravascular imaging[J].Opt Express,2013,21(25):30849-30858.

[14] Ughi GJ,Verjans J,Fard AM,et al.Dual modality intravascular optical coherence tomography (OCT) and near-infrared fuorescence (NIRF) imaging: a fully automated algorithm for the distance-calibration of NIRF signal intensity for quantitative molecular imaging[J].Int J Cardiovasc Imaging,2015,31(2):259-268.

[15] ISO 16971,2015 ophthalmic instruments-optical coherence tomograph for the posterior segment of the human eye[S].

[16] Kawase Y,Suzuki Y,Ikeno F,et al.Comparison of nonuniform rotational distortion between mechanical IVUS and OCT using a phantom model[J].Ultrasound Med Biol,2007,33(1):67-73.

[17] van Soest G,Bosch JG,van der Steen AF.Azimuthal registration of image sequences affected by nonuniform rotation distortion[J].IEEE Trans Inf Technol Biomed,2008,12(3):348-355.

[18] Uribe-Patarroyo N,Bouma BE.Rotational distortion correction in endoscopic optical coherence tomography based on speckle decorrelation[J].Opt Lett,2015,40(23):5518-5521.

[19] Ahsen OO,Lee HC,Giacomelli MG,et al.Correction of rotational distortion for catheter-based en face OCT and OCT angiography[J].Opt Lett,2014,39(20):5973-5976.

[20] Kang W,Wang H,Wang Z,et al.Motion artifacts associated with in vivo endoscopic OCT images of the esophagus[J].Opt Express,2011,19(21):20722-20735.

Study on the Evaluation of Rotational Distortion in Optical Coherence Tomography

WANG Hao, MENG Xiang-feng, LIU Yan-zhen, REN Hai-ping
Division of Active Medical Device and Medical Optics, National Institutes for Food and Drug Control, Beijing 100050, China

Optical coherence tomography (OCT) is an emerging branch of medical endoscopy, which can rapidly acquire high-resolution 3D images. The advancement of OCT catheter design enables OCT for the diagnostics of various diseases near tissue surface. The clinical translation of OCT is accelerating in many felds such as cardiovascular diseases, gastrointestinal diseases, pulmonary diseases and urinary diseases. Rotation distortion (RD) is a common problem with OCT endoscopy, which reveals the mechanical properties of the catheter and may severely deteriorate the integrity of images. Currently, no standard provides defnition or testing method for RD. In this paper, the characteristic of RD was discussed and a quantitative method to evaluate RD was proposed. The results provided useful reference for the quality control of OCT endoscopy.

medical endoscopy; optical coherence tomography; rotational distortion; image processing; quality control

TH776+.1；TN247

A

10.3969/j.issn.1674-1633.2016.07.008

1674-1633(2016)07-0026-04

2016-04-26

國家科技支撐計劃項目（2015BAI43H00），中國食品藥品檢定研究院中青年基金項目（2015C02）。

任海萍，中國食品藥品檢定研究院光機電室主任，主任技師。主要研究方向為生物醫學工程，醫療器械檢定。

通訊作者郵箱：renhaiping@nifdc.org.cn