所属技术领域
[0001] 本
发明涉及一种导管光学相干层析成像方法。特别是涉及一种对导管偏振敏感光学相干层析成像偏振解调平均去噪方法。
背景技术
[0002] 导管OCT成像技术是目前图像
分辨率最高的血管成像方法，尤其是导管PS-OCT成像技术，能够解决动脉粥样硬化斑
块的
稳定性难以在体、实时、快速判断的医学难题，能够提高动脉粥样硬化类
疾病的防治效果。然而现有OCT系统在分辨率上已经达到了可能判断组织斑块性质的
水平，但在组织穿透能
力、图像清晰度和组织斑块类型判断的准确性上仍有不足，采用PS-OCT技术，改善相关技术性能是OCT系统发展的关键方向。
[0003] 尽管导管OCT在斑块识别与诊断方面取得巨大进步，但依然需要新技术产生进一步提高对斑块形态和成分在体检测的准确性。相关研究表明组织中含有
纤维结构，例如间质胶原或层状动脉平滑肌细胞表现出双折射效应。脂质组织表现出强烈的消偏效应。目前传统OCT仅提供组织散射的强度信息，无法测量到组织的双折射效应和消偏效应等偏振特性。如开发可检测偏振特性的导管Polarization sensitive OCT(PS-OCT)系统，将进一步提高动脉粥样性斑块性质和结构诊断准确率，正确指导血运重建。天津大学丁振扬等人提出了采用相似穆勒矩阵偏振解算方法(201811088259.0)，该方法可有效解调出
生物组织的偏振信息，但该方法缺少平均过程，对消偏、
信噪比下降等问题难以有效克服。
发明内容
[0004] 本发明所要解决的技术问题是，提供一种能够实现导管的PS-OCT图像的偏振解调的偏振解调平均去噪方法。技术方案如下：
[0005] 一种导管偏振敏感光学相干层析成像优化平均偏振解调方法，包括下列步骤：
[0006] (1)分别调节系统中的所有三环偏振
控制器，使参考光与输入光偏振在两个平衡探测器(H、V通道)上达到平衡；
[0007] (2)样品穆勒矩阵获取，用S(z)表示，方法如下：
[0008] 扫描样品，在两个平衡探测器直接采集到的携带样品信息的
信号，分别经过数值色散补偿、插值傅里叶变换得到信号H、V，经过自相关寻峰取得分割
阈值，将信号分割成四部分H1，H2，V1，V2；取样品同一个Z
位置点对应的四个部分的值组成
像素点复信号的琼斯矩阵 利用琼斯矩阵转换穆勒矩阵公式将之转换成穆勒矩阵S(z)；
[0009] (3)将获取的穆勒矩阵进行平均处理，方法如下：
[0010] z位置处的穆勒矩阵表示为：
[0011]
[0012] 利用移动平均窗口，与周围点进行平均，平均后的穆勒矩阵表示为：
[0013]
[0014] 其中I为所选的平均窗口包含的区域，t指代区域中所有的点，N为窗口所包含的点数，s为平均窗口的中心点,平均过程即窗口内的平均值代替中心位置处的值，移动平均窗口处理所有数据点得到所有数据点平均后的穆勒矩阵，代替原穆勒矩阵进行计算；
[0015] (4)选取样品特殊点作为参考点，利用平均后的穆勒矩阵计算测量矩阵，方法如下：
[0016] 确定导管外表面或样品表面为参考点，取这些点平均后的穆勒矩阵写作将 和 做运算得到样品在z处的测量矩阵M(zref,z)：
[0017]
[0018] MST是样品往返穆勒矩阵，Mout表示系统输出光路的穆勒矩阵，Qref表示参考光的等效穆勒矩阵；
[0019] (5)对测量矩阵进行穆勒矩阵分解，利用矩阵相似关系求
相位延迟量，方法如下：
[0020] 将测量矩阵M(zref,z)进行Lu-Chipman法矩阵分解，消除消偏和双衰减效应得到只包含双折射的穆勒矩阵：
[0021]
[0022] 其中MR(zref,z), 和 是只包含双折射成分的穆勒矩阵，对应于M(zref,z),MST(z),Mout和Qref；
[0023] 利用矩阵相似关系，由只包含双折射的测量穆勒矩阵计算得到在极坐标下的
相位延迟量R，公式如下：
[0024]
[0025] tr()表示矩阵的迹；
[0026] (6)对极坐标下的相位延迟量进行坐标插值变换由极坐标转换成笛卡尔坐标，得出导管偏振敏感光学相干层析成像系统样品的相位延迟量图像，即偏振图像。
[0027] 本方法在以前基于穆勒矩阵相似的偏振解调方法上在测量穆勒矩阵加入移动窗平均方法，可显著提升偏振解调信号的信噪比，提高偏振特征图的
对比度。比较基于相似琼斯矩阵方法中全局相位平均和复数域平均，本方法的平均过程完全采用实数运算，运算简单高效。
附图说明
[0028] 图1本发明中的导管偏振敏感光学相干层析成像系统的结构示意图
[0029] 图2本发明的一种对导管偏振敏感光学相干层析成像偏振解调平均去噪方法的
流程图。
[0030] 图3鸡胸肉组织的偏振解调结果
[0031] (a)强度图像 (b)未平均的相似穆勒矩阵方法处理的双折射相位延迟[0032] (c)采用优化平均相似穆勒矩阵方法处理的双折射相位延迟
[0033] 图4猪心肌组织偏振解调结果
[0034] (a)强度图像 (b)未平均的相似穆勒矩阵方法处理的双折射相位延迟[0035] (c)采用优化平均相似穆勒矩阵方法处理的双折射相位延迟
[0036] 图5，人体指甲组织偏振解调结果
[0037] (a)强度图像 (b)未平均的相似穆勒矩阵方法处理的双折射相位延迟[0038] (c)采用优化平均相似穆勒矩阵方法处理的双折射相位延迟
具体实施方式
[0039] 下面结合
实施例和附图对本发明的一种对导管偏振敏感光学相干层析成像偏振解调平均去噪方法做出详细说明。
[0040] 本发明的一种对导管偏振敏感光学相干层析成像偏振解调平均去噪方法，利用穆勒矩阵表征系统和样品的偏振特征，通过矩阵分解消除了系统和样品的消偏和双衰减效应。通过对穆勒矩阵的平均减弱了噪声，通过推导样品传输矩阵和PS-OCT信号矩阵的内在联系，即两矩阵相似且相似矩阵的迹是相等的这一条件，得到样品双折射相位延迟，实现了导管PS-OCT图像的偏振解调。
[0041] 本发明的一种对导管偏振敏感光学相干层析成像偏振解调平均去噪方法，用于如图1所示的导管偏振敏感光学相干层析成像(PS-OCT)系统，其工作原理是：
[0042] 导管PS-OCT系统的扫描
光源1的出射光由1:99光纤
耦合器2的1端口进入，并以1:99的比例分别从2、3端口分配到样品臂和参考臂。1:99光纤耦合器2的2端口的出射光进入样品臂，进入样品臂的光束入射到三环偏振控制器3后入射到长为18.5米的保偏光纤4，进入到环形器6的1端口，光从环形器6的2端口出射，出射光经过
旋转机构8进入到成像导管
11，经过样品反射后的光从成像导管11返回到环形器6中，并通过环形器6的3端口出射。1:
99光纤耦合器2的3端口的出射光进入参考臂，进入参考臂的光入射到长为18.5米的单模光纤5，出射光进入环形器7的1端口，从2端口出射进入反射式光纤延迟线10，反射光通过环形器7的2端口入射，从3端口出射到三环偏振控制器9。样品臂经过环形器6的3端口的出射光和参考臂经过三环偏振控制器9的出射光分别从光纤耦合器12的1、2端口入射到50:50的光纤耦合器12中发生干涉，并以50:50的比例分别从3、4端口进入到三环偏振控制器13和三环偏振控制器14，出射光分别入射到偏振分束器15、16，光纤分束器15的出射光分别从端口1、
2入射到平衡探测器17、18，偏振分束器16的出射光分别从端口1、2入射到平衡探测器17、
18，平衡探测器17、18的
电信号被采集卡19接收，传输到计算机20中。
[0043] 光源采用快速扫描光源，系统中采用保偏光纤产生
正交偏振态的延迟，通过偏振分束器进行偏振分集采集，保偏光纤长度取决于其双折射产生相位延迟等于普通OCT成像深度的一半。这种方法保证了系统可以在一幅图像中同时呈现正交两种输入偏振态的偏振分集成像，为后续消除导管旋转引入的系统双折射变化提供可能。
[0044] 如图2所示，本发明的一种对导管偏振敏感光学相干层析成像偏振解调平均去噪方法，包括如下步骤：
[0045] 1、参考光与输入光偏振调整
[0046] 首先调节系统，分别调节三环偏振控制器9、三环偏振控制器13和三环偏振控制器14使得参考光在两个平衡探测器17、18(H、V通道)上的光强相等，然后调节三环偏振控制器
3使得输入光在两个平衡探测器17、18(H、V通道)上的光强也相等。
[0047] 2、样品穆勒矩阵获取
[0048] 调节完系统后开始扫描样品，在两个平衡探测器17、18直接采集到的携带样品信息的信号，分别经过数值色散补偿、插值傅里叶变换得到信号H、V，经过自相关寻峰取得分割阈值，将信号分割成四部分H1，H2，V1，V2。将整个样品看成由一个个孤立的点组成，取样品同一个点处对应的四个部分的值组成像素点复信号的琼斯矩阵，z位置处点的琼斯矩阵写做 利用琼斯矩阵转换穆勒矩阵公式将之转换成穆勒矩阵S(z)。
[0049] 3、将获取的穆勒矩阵进行平均处理
[0050] z位置处的穆勒矩阵可以表示为：
[0051]
[0052] 利用移动平均窗口，与周围点进行平均，平均后的穆勒矩阵表示为：
[0053]
[0054] 其中I为所选的平均窗口包含的区域，t指代区域中所有的点，N为窗口所包含的点数，s为平均窗口的中心点,平均过程即窗口内的平均值代替中心位置处的值。移动平均窗口处理所有数据点得到所有数据点平均后的穆勒矩阵，代替原穆勒矩阵进行计算。
[0055] 4、选取样品特殊点作为参考点，利用平均后的穆勒矩阵计算测量矩阵[0056] 设MST是样品往返穆勒矩阵，Min，Mout表示系统光路的穆勒矩阵，Qin，Qref表示输入光和参考光的等效穆勒矩阵，则z位置处的平均穆勒矩阵可以表示为：
[0057]
[0058] 确定导管外表面或样品表面为参考点，取这些点平均后的穆勒矩阵写作则有
[0059]
[0060] 将 和 分别做运算得到样品在z处的测量矩阵M(zref,z)：
[0061]
[0062] 5、对测量矩阵进行穆勒矩阵分解，利用矩阵相似关系求相位延迟量[0063] 由于本发明的最终目的是求相位延迟量，而穆勒矩阵中包含有关于消偏和双衰减效应的部分，因此要进行矩阵分解，去除关于消偏和双衰减效应的部分。
[0064] 对4*4的穆勒矩阵M进行Lu-Chipman法分解成如下形式：
[0065] M＝MΔMRMD (13)
[0066] 其中MΔ为退偏矩阵，MR为双折射矩阵，MD为双衰减矩阵，只取其中的MR。
[0067] 将测量矩阵M(zref,z)进行矩阵分解，消除消偏和双衰减效应得到只包含双折射的穆勒矩阵：
[0068]
[0069] 其中MR(zref,z), 和 是只包含双折射成分的穆勒矩阵，对应于M(zref,z),MST(z),Mout和Qref。
[0070] 利用矩阵相似关系，通过公式由只包含双折射的测量穆勒矩阵计算得到在极坐标下的相位延迟量R，公式如下：
[0071]
[0072] tr()表示矩阵的迹。
[0073] 6、将相位延迟量由极坐标转换成笛卡尔坐标
[0074] 对极坐标下的相位延迟量进行坐标插值变换由极坐标转换成笛卡尔坐标，最终得出导管偏振敏感光学相干层析成像系统样品的相位延迟量图像，即偏振图像。
[0075] 所述的坐标插值变换是由于在PS-OCT系统的
数据采集过程中，是对深度信息A-Scan和横向信息B-Scan进行成像，最终成像结果输出的是极坐标图像，但实际需求是管腔内的图像，所以需要把处理后的极坐标
图像处理成为笛卡尔坐标下的PS-OCT图像。
[0076] 如图3-5所示，为本发明所用的对导管偏振敏感光学相干层析成像偏振解调平均去噪方法效果图，左边为强度图像，中间为传统穆勒矩阵
算法下的偏振图像，右边为平均穆勒矩阵算法下的偏振图像。第一行为鸡胸肉图像处理结果，第二行为猪心肌图像处理结果，第三行为指甲图像处理结果。
[0077] 本发明使得PS-OCT系统能够完整表达样品的双折射信息，提高血管内微观病变的分析能力，较传统OCT强度图像获得动脉粥样硬化斑块更多特征信息，通过对组织偏振信息的提取和解读，获得额外的血管内微观病变分析的能力，同时通过平均减弱噪声，使得双折射图像具有更高的清晰度。本发明利用穆勒矩阵表征系统和样品的偏振特征，通过矩阵分解消除了系统和样品的消偏和双衰减效应。通过对穆勒矩阵的平均减弱了噪声，通过推导样品传输矩阵和PS-OCT信号矩阵的内在联系，即两矩阵相似且相似矩阵的迹是相等的这一条件，得到样品双折射相位延迟，实现了导管的PS-OCT图像的偏振解调。
[0078] 尽管上面结合附图对本发明进行了描述，但是本发明并不局限于上述的具体实施方式，上述的具体实施方式仅仅是示意性的，而不是限制性的，本领域的普通技术人员在本发明的启示下，在不脱离本发明宗旨的情况下，还可以做出很多
变形，这些均属于本发明的保护之内。
