【正文】 25 結(jié)論 光學(xué)相干層析技術(shù)（ OCT）是一種具有圖像分辨率高、無(wú)接觸、無(wú)損害探測(cè)、可實(shí)現(xiàn)實(shí)時(shí)成像等優(yōu)點(diǎn)的醫(yī)療影像技術(shù)，且操作簡(jiǎn)單、便攜、易于 與 內(nèi)窺鏡等技術(shù)結(jié)合，在眼科、皮膚科、牙科、胃腸以及心血管等生物醫(yī)療檢測(cè)領(lǐng)域具有巨大應(yīng)用潛力。 從結(jié)果來(lái)看，除了螺絲圖像出光學(xué)相干層析技術(shù)的圖像信息處理 23 現(xiàn)反常之外，其它圖像噪聲處理 效果 均 不錯(cuò)。 在 對(duì) 處理圖像的算法參數(shù)的選取方面， 可 經(jīng)過(guò)多次圖像處理比較，獲得一些典型的參數(shù)值， 最后 給出最優(yōu)處理結(jié)果。這個(gè) T 值的估計(jì)是基于已知噪聲模型，進(jìn)行去噪比較，對(duì)應(yīng)均方根誤差（ MSE）最小值位置即為理想閾值。選擇濾波。177。177。 光學(xué)相干層析技術(shù)的圖像信息處理 22 如圖 ，二維的 離散小波變換 只能在三個(gè)方向上進(jìn)行特征選擇，而二維的 DTCWT 具有 12 個(gè)方向小波分別在177。一維復(fù)小波變換如圖 ，它包含兩個(gè)平行的小波樹(shù)，即 樹(shù) a(Tree a)和樹(shù) b(Tree b)兩個(gè)分支，樹(shù) a 的疊加的正交濾波器組（ H0a,H1a），（ H00a,H01a）表示復(fù)數(shù)的實(shí)部， 樹(shù) b 的正交疊加濾波器組（ H0a,H1b），（ H00a,H01b）表示復(fù)數(shù)的虛部，↓ 2 表示隔點(diǎn)取樣。 雙樹(shù) 復(fù)小波算法不僅能較好的去除散斑噪聲，而且可以保持圖像的相 位信息不受破壞， 使得與 Frost濾波、 Kuan 濾波、 Lee 濾波、 中值濾波 等 去噪效果比較起來(lái)，顯示出的較好的整體效果，主要表現(xiàn)為特征突出，細(xì)節(jié)紋理和邊緣保護(hù)良好 [39,40]。 1998 年， Kingsbury 提出了雙樹(shù)復(fù)小波變換，在保留了復(fù)小波其它 諸多優(yōu)點(diǎn)的同時(shí)，保證了完全重構(gòu)性。首先，許多信號(hào)基于小波基的分解后被明顯的簡(jiǎn)化為我們熟識(shí)的圖像分布；其次，噪聲可以在不同維度和不同方向上分解出來(lái)；最后，我們可以根據(jù)需要在不同維度和不同方向復(fù)原原始信號(hào)而不丟失重要的細(xì)節(jié)信息。 2020年 Desmond C. Adler 等人 [35]應(yīng)用自適應(yīng)小波域?yàn)V波器把 OCT 圖像中的信噪比提高了 7dB， 而邊緣的銳度降低率控制在 3%以?xún)?nèi)，證明了小波方法在 OCT 圖像的噪 聲去除中有很好的作用。常使用的變換域是傅里葉濾波和小波域?yàn)V波。 光學(xué)相干層析技術(shù)的圖像信息處理 20 變換域?yàn)V波 變換域?yàn)V波是將圖像通過(guò)各種變化轉(zhuǎn)化到相關(guān)頻率域?yàn)V波的過(guò)程。 2020 年 A. Ozcan 等人 [37]總結(jié)分析了各種濾波器在 OCT 圖像的去噪效果及在去噪過(guò)程中的優(yōu)勢(shì)和劣勢(shì)。用于 OCT 圖像的空間域?yàn)V波方法包括定向掩膜變化法 [36]和常見(jiàn)的幾種數(shù)字濾波器如中值濾波器、對(duì)稱(chēng)最近鄰域?yàn)V波器等。在實(shí)際情況中，很難準(zhǔn)確的把噪聲的種類(lèi)分辨出來(lái)，因此文中在去噪過(guò)程中不考慮單一種類(lèi)噪聲的去除，而是綜合的對(duì)圖像中的噪聲用數(shù)字圖像處理方法進(jìn)行去除。 通過(guò) 改進(jìn)系統(tǒng) ， 能降低或消除一部分噪聲，如掃 描噪聲和探測(cè)器噪聲，但散斑及系統(tǒng)光學(xué)相干層析技術(shù)的圖像信息處理 19 中的白噪聲是不可能消除的，因此 需要對(duì)成像做進(jìn)一步的處理。目前 ， 針對(duì)如何減小OCT 散斑噪聲的方法除了偏振混合法 ，空域混合法，頻域混合法 [3234]外，還有去卷積算法，小波變換法，自適應(yīng)濾波 [35]等信號(hào)處理算法，這些方法雖然能減少散斑噪聲，但同時(shí)也犧牲了圖像的分辨率。 OCT 系統(tǒng)成像時(shí)，散斑現(xiàn)象是不可避免的 ，且散斑噪聲與信號(hào)是共存的。不僅大量散射 顆粒形成多次散射，使散射波前形成復(fù)雜的畸變可形成散斑； 在相干長(zhǎng)度內(nèi)不同深度截面上的散射光，由于光程差引起的相位差已經(jīng)構(gòu)成了散斑生產(chǎn)的條件，也會(huì)形成散斑。 OCT 系統(tǒng)把大量雜散光 和其它 層面的光排除在外，只有與參考光束光程差在相干長(zhǎng)度范圍內(nèi)的散射光才能與參考光相干成為 OCT 圖像信號(hào)，也只有符合這些條件的散射光才能形成散斑。散斑噪聲使圖像 像素 振幅隨機(jī)化分布，產(chǎn)生模糊的粒狀分布結(jié)構(gòu)，使圖像的細(xì)微特征變得模糊，只能從中分辨圖像的大致輪廓。由于低頻噪聲一般按 1f 的規(guī)律隨著頻率的增加快速衰減，而 OCT 系統(tǒng)采用交流信號(hào)探測(cè)，并且干涉項(xiàng)的載頻一般在 10kHz 以上，所以低頻噪聲對(duì) OCT 系統(tǒng)的影響很小。探測(cè)器表面 工藝狀態(tài)對(duì)低頻噪聲影響很大。 熱噪聲屬于白噪聲，降低溫度和通帶，可減少 熱 噪聲功率。 ⑵ 熱噪聲 熱噪聲存在于任何導(dǎo)體與半導(dǎo)體中，它是由于載流子的熱運(yùn)動(dòng)而引起電流或電壓的隨機(jī)起伏。 ⑴ 散粒噪聲 散粒噪聲 是一種在光電子發(fā)射器件和光伏型探測(cè)器中出現(xiàn)的噪聲，是由電子的離 散特性與運(yùn)動(dòng)的隨機(jī)性引起的噪聲。 探測(cè)器噪聲 探測(cè)器噪聲是指光電探測(cè)器在將光信號(hào)轉(zhuǎn)化為電信號(hào)的過(guò) 程中引入的噪聲。 一旦頻帶偏移超出濾波器的 帶寬，頻帶受損，中心頻率 偏離帶寬中心，超出帶寬的信號(hào)就會(huì)被濾除，則信號(hào)強(qiáng)度減弱，圖像的列中突然變亮或變暗，在行上表現(xiàn)出亮線或暗線。信號(hào)帶寬由掃描速度決定，帶通濾波器帶寬的選擇既要保證系統(tǒng)具有較高的分辨率，又要具有很高的靈敏度，最佳帶寬為24 cf v L?? ? ? ，為了不喪失深度方向的分辨率，既要區(qū)分深度方向上相距cL 的兩個(gè)峰， 也要使系統(tǒng)的帶寬 大于信號(hào)帶寬。 掃描器在深度方向掃描時(shí)，由于多普勒效應(yīng)將信號(hào)調(diào)制到中心頻率 0f處，多普勒頻移為 2Dfv??? ，避開(kāi)了直流分量和低頻噪聲的干擾。 OCT 系統(tǒng)參考臂大多數(shù)采用機(jī)械掃描，也有采用壓電陶瓷完成縱向掃描的。噪聲的來(lái)源為 生物 組織、掃描機(jī)構(gòu)、光源和電路等。 OCT 系統(tǒng)的噪聲分析 OCT 成像過(guò)程中，由于系統(tǒng)中存在各種噪聲干擾，使光電流的變化出現(xiàn)異常，而圖像的灰度與弱相干光對(duì)應(yīng)的電信號(hào)成比例，因此光電流的異常造成圖像清晰度變差。為了提高 OCT 系統(tǒng)的成像質(zhì)量，必須通過(guò)硬件或軟件的方法消除噪聲的影響 。 光學(xué)相干層析技術(shù)的圖像信息處理 15 3. OCT 圖像 去噪 在 OCT 系統(tǒng)中由于組織的高散射性、掃描和光電檢測(cè)的非線性、光源和電路的量子干擾，系統(tǒng)中存在著多種噪聲，使得圖像失真、分辨率下降，影響了成像的清晰度。 在圖像處理中，通常用峰值信噪比（ peak signal to noise ratio, PSNR）來(lái)評(píng)價(jià)圖像質(zhì)量 [5]，其計(jì)算公式 225510 log( )PSNR M SE? () 其中 MSE（ mean square error）是原圖像與處理圖像的均方誤差，如下式表示： 1 ()F ram e siz e nnnIPM SE Fra m e si ze??? ? () 以上幾個(gè)參數(shù)在搭建 OCT 系統(tǒng)時(shí)非常重要，分辨率、信噪比決定了整個(gè)系統(tǒng)的優(yōu)劣，成像速度與成像深度決定了 OCT 技術(shù)的推廣和延伸。 一般情 況下，一個(gè)系統(tǒng)的信噪比近似地與入射光功率成正光學(xué)相干層析技術(shù)的圖像信息處理 14 比，與系統(tǒng)的帶寬成反 比 [23,24]。 信噪比 ：信 噪比是表征系統(tǒng)獲得高質(zhì)量圖像的能力，與成像速度相互制約，提高信噪比 就意味著降低成像速 度 。由于 Rs 最大 值是 1，系統(tǒng)的動(dòng)態(tài)范圍可表示為 sR 的最大值與最小可探測(cè)量 minsR 的比值。因?yàn)?OCT 的主要用途是用來(lái)對(duì)生物組織，以及人體的醫(yī)學(xué)病理進(jìn)行測(cè)量，因此，對(duì)于強(qiáng)散射的樣品如皮膚組織來(lái)說(shuō)，要求 OCT系統(tǒng)必須有很高的動(dòng)態(tài)測(cè)量范圍，這樣才能滿足生物樣品的成像要求 [20]。 提高成像的對(duì)比度主要是從后續(xù)的圖像信息處理著手。 由于 OCT 系統(tǒng)探測(cè)的生物組織大部分是光學(xué)相干層析技術(shù)的圖像信息處理 13 活體組織，因而對(duì)成像速度要求很高，如果成像速度不夠快 就會(huì) 因?yàn)榛铙w組織的蠕動(dòng) 影響圖像的分辨率。 成像深度 ：在 OCT 系統(tǒng)中，我們對(duì)所要探測(cè)的樣品組織要有一定成像深度的要求，由于 OCT 技術(shù)的 領(lǐng)域主要是用于探測(cè)活體組織，例如 眼球 ，由于眼球是透明組織，選取合適的波長(zhǎng)，其成像深度可以達(dá)到 2cm， 而對(duì)于皮膚等高散射性組織，其成像深度可以達(dá)到 2~3mm[19]。 在 OCT 系統(tǒng)中，我們要探測(cè)生物組織的樣品信息，最好生成 的圖像要保持一定的清晰度，因此對(duì)分辨率的要求較高。 OCT 系統(tǒng) 的性能評(píng)價(jià)參數(shù) 評(píng)價(jià) OCT 系統(tǒng)性能的參數(shù)主要包括分辨率、成像深度、成像速度、 成像對(duì)比度 以及動(dòng)態(tài)范圍和信 噪比 ，下面 對(duì)幾個(gè)參數(shù)進(jìn)行逐一分析 [18]。 目前，超輻射 發(fā)光二極管，即 SLD 光源，是使用最為普遍的一類(lèi)寬帶光源，它的輻射發(fā)光是由自發(fā)放大輻射引起的，具有較低的時(shí)間相干性和較高的空間相干性，同時(shí)它具有較高的輻射功率，價(jià)格又比較適中，有很高的性?xún)r(jià)比，但是它的輸出功率較低。并且功率過(guò)高的 光源會(huì)帶來(lái)額外的噪聲。由于干涉信號(hào) 光電流 與物體反射回來(lái)的光功率的平方根成正比，這樣伴隨著光源光功率的增加，系統(tǒng)能夠獲得更多的來(lái)自生物組織內(nèi)部的后向散射光，也就可以獲得更好的層析圖像。除了光源的寬帶以外，光源光譜形狀以及光譜的平滑程度，也是影響 OCT 成像的至關(guān)重要的因素，它們不僅影響著系統(tǒng)的分辨率，也對(duì)系統(tǒng)的動(dòng)態(tài)范圍有一定的影響，不平滑的光譜會(huì)引 起自相關(guān)函數(shù)的旁瓣，這些旁瓣不能通過(guò)帶通濾波去掉，會(huì)降低圖像的對(duì)比度 [17]。 一般而言，光源光譜帶寬 越寬 ， OCT 系統(tǒng)的分辨 率和對(duì)比度就越好。光源的時(shí)間相關(guān)性決定了 OCT 技術(shù)的縱向分辨率 ，光源的相干長(zhǎng)度反比于光源光譜帶寬，可以表示為： 光學(xué)相干層析技術(shù)的圖像信息處理 11 20c cl c t v ? ?? ? ? ??? () 其中 cl 為相干長(zhǎng)度 ， c 為光速， t? 為相干時(shí)間， t a v? ? ?? ，比例系數(shù) a 與譜型有關(guān)， ? 為光源中心波長(zhǎng)， v? 和 ?? 分別為光源的頻寬和譜寬半峰全寬（簡(jiǎn)稱(chēng) FWHM）。另一方面，考慮到樣品光經(jīng)樣品散射后非常微弱， 還必須盡可能的減少光在光纖傳輸中的損耗 ，我們選用 中心波長(zhǎng)為 1550nm 的光源，這個(gè)波段的傳輸窗口是現(xiàn)代 光纖 通信領(lǐng)域的三個(gè)傳輸窗口之一 [15]，符合現(xiàn)代發(fā)展趨勢(shì)，而且對(duì)生物組織幾乎沒(méi)有損傷。對(duì)于生物組織特別是對(duì) 于軟組織來(lái)說(shuō)，吸收系數(shù)和散射系數(shù)隨著波長(zhǎng)的增加而減少 。 光源的輻射波長(zhǎng) 要求 在近紅外區(qū)主要是由成像 生物組織的吸收和散射特性決定的。 OCT 系統(tǒng)光源的選擇主要從波長(zhǎng)、帶寬、功率、 穩(wěn)定性等幾個(gè)方面考慮。同時(shí)，系統(tǒng)中的干涉信號(hào)是頻率為調(diào)頻差的交流信號(hào)，能夠有效的放大信號(hào)，進(jìn)一步提高信噪比；在光外差探測(cè)法中，光探測(cè)器差頻輸出的振 幅、頻率、相位都隨信號(hào)光的振幅、頻率、相位而變光學(xué)相干層析技術(shù)的圖像信息處理 10 化，光學(xué)外差探測(cè)法可獲得光信號(hào)更加豐富的信息；光學(xué)外差探測(cè)系統(tǒng)能有效的濾除雜散背景光，因此光外差探測(cè)法具有良好的濾波性能等優(yōu)點(diǎn) [13]。它們的信號(hào)轉(zhuǎn)換功率增益為 2m a x( ) 4 rssI PGIP?? () 通常情況下 rsPP?? ， G 可高達(dá) 7810 ~10 。而樣品臂各深度的反射光信號(hào)與參考光相干形成的干涉信號(hào)，被調(diào)制到這個(gè)中頻載波信號(hào)上，通過(guò)調(diào)解恢復(fù)原始的干涉信號(hào)強(qiáng)度，因而得到 生物組織縱深各點(diǎn) 掃描的輪廓。 OCT 系統(tǒng)采用的就是固定頻移法（光學(xué)超外差法）外差檢測(cè)方式。對(duì)于差頻分量，只有該項(xiàng)的頻率