光學(xué)相干層析技術(shù)在眼科手術(shù)導(dǎo)航方面的研究進(jìn)展

李云耀，樊金宇，蔣天亮，唐寧，史國華*

1中國科學(xué)技術(shù)大學(xué)，安徽 合肥 230026；

2中國科學(xué)院蘇州生物醫(yī)學(xué)工程技術(shù)研究所，江蘇 蘇州 215163

1 引言

隨著顯微外科手術(shù)的發(fā)展，微創(chuàng)眼科手術(shù)成為了治療青光眼、白內(nèi)障及視網(wǎng)膜病變等眼科疾病的主要手段。該類手術(shù)的實(shí)施需要在術(shù)中實(shí)時(shí)觀察眼部表面下的結(jié)構(gòu)，并對(duì)手術(shù)器械進(jìn)行精確定位。常規(guī)的手術(shù)顯微鏡只能提供正面視角的視圖，醫(yī)生須借助內(nèi)窺鏡提供深度信息，不能無創(chuàng)地觀察眼底，并且由于缺乏層析成像，可能會(huì)影響對(duì)結(jié)構(gòu)邊緣位置的判斷[1]。電子計(jì)算機(jī)層析成像(computed tomography,CT)、磁共振成像(magnetic resonance imaging,MRI)、超聲(ultrasound)和非線性光學(xué)成像等成像技術(shù)被廣泛用于術(shù)前診斷和術(shù)后觀察，但由于分辨率有限、有輻射影響、難以配合手術(shù)器械[2-3]以及依賴特定化學(xué)物質(zhì)[4]等原因，難以應(yīng)用于術(shù)中實(shí)時(shí)導(dǎo)航。

光學(xué)相干層析成像技術(shù)是一種非接觸式斷層成像技術(shù)，該技術(shù)基于光的低相干干涉原理，通過測(cè)量組織中后向散射光的干涉信號(hào)獲取被測(cè)物內(nèi)部結(jié)構(gòu)信息，從而進(jìn)行斷層成像[3]。與CT、MRI 和超聲等成像技術(shù)相比，OCT 具有非侵入、速度快、分辨率高等優(yōu)點(diǎn)，在臨床與科學(xué)研究中獲得了廣泛應(yīng)用。第一代OCT 即時(shí)域OCT 技術(shù)(time domain optical coherence tomography，TD-OCT)由于相對(duì)復(fù)雜的光學(xué)和機(jī)械設(shè)計(jì)的限制，難以在成像速度和質(zhì)量上取得提升[5]。傅里葉域OCT 技術(shù)(Fourier domain optical coherence tomography，F(xiàn)D-OCT)極大提升了OCT 的成像速度和靈敏度[6-7]，使得OCT 技術(shù)商業(yè)化程度提高，眼科OCT 由此廣泛應(yīng)用于臨床手術(shù)[8-9]，在諸如心臟病、胃腸病及癌癥成像等領(lǐng)域的應(yīng)用也日漸突出[10-14]。

OCT 于20 世紀(jì)90 年代中旬被首次報(bào)道用于眼科手術(shù)的術(shù)前規(guī)劃和術(shù)后觀察[15]，相比傳統(tǒng)的眼科儀器，OCT 能更好地在手術(shù)期識(shí)別病理結(jié)構(gòu)和術(shù)后結(jié)構(gòu)變化[16-18]。除了分辨率和成像速度的優(yōu)勢(shì)以外，基于光學(xué)原理的OCT 具有更低的成本，也更容易集成到外科器械和顯微鏡中，非常契合眼科手術(shù)對(duì)成像儀器的要求。對(duì)于眼科手術(shù)，在術(shù)中實(shí)時(shí)地提供圖像信息尤為重要，隨著21 世紀(jì)早期傅里葉域OCT 的革新，以及集成顯微鏡OCT 設(shè)備的出現(xiàn)[19-21]，術(shù)中實(shí)時(shí)OCT 成像導(dǎo)航成為了發(fā)展趨勢(shì)。

目前，基于OCT 的眼科手術(shù)導(dǎo)航設(shè)備已經(jīng)較為成熟，本文主要介紹了OCT 在眼科手術(shù)導(dǎo)航中的應(yīng)用；從成像原理、技術(shù)參數(shù)和臨床應(yīng)用等方面綜述了其研究進(jìn)展與現(xiàn)狀；分析了各類OCT 設(shè)備的優(yōu)劣，并對(duì)該技術(shù)未來發(fā)展做出了展望。

2 OCT 的原理和類型

2.1 OCT 的原理

光學(xué)相干層析成像技術(shù)起源于飛秒光學(xué)[22]，其原理是利用生物組織內(nèi)部折射率的變化，根據(jù)光波在組織中傳播后的相位變化對(duì)組織進(jìn)行成像。OCT 技術(shù)于1991 年由美國麻省理工大學(xué)的Fujimoto 小組首次提出[23]，該技術(shù)基于低相干光干涉原理，使用一個(gè)參考臂作為縱向深度參考，通過移動(dòng)參考臂對(duì)低相干干涉儀的光束進(jìn)行掃描。對(duì)被測(cè)組織不同深度返回的干涉光進(jìn)行分析處理，可以得到其縱向的一維結(jié)構(gòu)(A掃描)[24]。在橫向平面上控制參考臂，將所獲得的A掃描結(jié)合起來，就能得到具有被測(cè)組織深度信息的二維圖像(B 掃描)。對(duì)一系列連續(xù)的B 掃描進(jìn)行處理，可以生成被測(cè)組織的三維圖像。

2.2 時(shí)域OCT

最早的OCT 系統(tǒng)使用基于時(shí)域的探測(cè)器，因此將此類OCT 簡(jiǎn)稱為時(shí)域OCT(TD-OCT)。TD-OCT 的主要結(jié)構(gòu)如圖1 所示。TD-OCT 是低相干系統(tǒng)，一般使用低相干光源。入射光通過光纖耦合器后分為兩束，分別作為參考光束和探測(cè)光束進(jìn)入?yún)⒖急酆蜆悠繁?。探測(cè)光束在被測(cè)樣品的不同深度產(chǎn)生背散射光，在光纖耦合器中與參考臂中平面鏡反射回的參考光發(fā)生干涉，得到的干涉光中含有樣品的內(nèi)部信息。在此過程中，通常使用偏振調(diào)制器調(diào)節(jié)光線傳播的偏振方向以得到較強(qiáng)的干涉信號(hào)，并利用相位調(diào)制器和解調(diào)器來處理干涉光中的噪聲，提高信噪比。

圖1 時(shí)域OCT 系統(tǒng)示意圖。SLD：低相干光源；FOC：光纖耦合器；PC：偏振調(diào)制器；PM：相位調(diào)制器；D：光電探測(cè)器；DM：解調(diào)器Fig.1 System schematic of the TD-OCT system.SLD: super luminescent diode;FOC: fiber optic couplers;PC: polarization modulators;PM: phase modulator;D: detector;DM: demodulator

TD-OCT 系統(tǒng)一般使用光電探測(cè)器接收干涉信號(hào)，通過樣品臂的縱向掃描獲得樣品不同深度的信號(hào)并將這些信號(hào)疊加，得到樣品的一維結(jié)構(gòu)信息。再通過樣品臂的橫向掃描對(duì)一維信息疊加，得到樣品的二維斷層掃描信息。干涉光在經(jīng)過解調(diào)器、A/D 轉(zhuǎn)換器后由計(jì)算機(jī)進(jìn)行數(shù)字圖像處理，從而得到樣品內(nèi)部結(jié)構(gòu)的二維圖像[25]。

TD-OCT 的成像速度受機(jī)械掃描機(jī)構(gòu)的限制，最早的TD-OCT 系統(tǒng)生成單個(gè)二維截面圖像需要的時(shí)間約為190 s[26]。后續(xù)的TD-OCT 中引入了可旋轉(zhuǎn)的立方體反射鏡系統(tǒng)[27]、高靈敏度的干涉接收器[28-30]以及雙通道快速掃描光學(xué)延遲線系統(tǒng)等技術(shù)，使成像速度能夠達(dá)到兩千赫茲(每秒鐘A 掃描次數(shù))[31]，雖然相比早期的TD-OCT 具有了極大提升，但仍然難以滿足臨床應(yīng)用的需要。

2.3 頻域OCT

頻域OCT(FD-OCT)又稱傅里葉域OCT，是TDOCT 問世十年后(2001 年)誕生的新一代OCT 技術(shù)[28]。FD-OCT 系統(tǒng)舍棄了TD-OCT 中的機(jī)械掃描結(jié)構(gòu)，不需要移動(dòng)參考臂來對(duì)樣品進(jìn)行縱向掃描，而是通過對(duì)干涉光信號(hào)做傅里葉變換獲得樣品的深度信息。FDOCT 不僅在成像速度上遠(yuǎn)超TD-OCT[7,32]，還擁有極高的靈敏度，這使得FD-OCT 在高速成像的同時(shí)，不會(huì)因?yàn)殪`敏度低而損失圖像質(zhì)量[33]。

根據(jù)不同的光源和干涉信號(hào)采集方式，可將FDOCT 分為譜域OCT(spectral-domain OCT,SD-OCT)和掃頻OCT(swept-source OCT,SS-OCT)兩類。SDOCT 使用近紅外超發(fā)光二極管作為光源(中心波長約840 nm)，使用光譜儀對(duì)干涉信號(hào)進(jìn)行分光后，再用線陣探測(cè)器采集信號(hào)[32,34]。SS-OCT 使用可調(diào)諧的掃頻激光器作為光源(中心波長約1050 nm)，對(duì)光源進(jìn)行分光后使用單個(gè)光電二極管作為探測(cè)器采集信號(hào)[35-36]。

隨著光源和采集設(shè)備的發(fā)展，F(xiàn)D-OCT 的成像速度不斷提升。SD-OCT 的成像速度已經(jīng)達(dá)到十萬赫茲，而SS-OCT 則超過了二十萬赫茲[28,31,36]。憑借成像速度快、成像質(zhì)量高的優(yōu)點(diǎn)，F(xiàn)D-OCT 技術(shù)迅速搶占了OCT 市場(chǎng)，并取得了廣泛的臨床應(yīng)用。盡管SDOCT 和SS-OCT 的成像速度都可以滿足臨床需求，但成本較低的SD-OCT 系統(tǒng)的商業(yè)化應(yīng)用更為廣泛[26]。

3 手持式術(shù)中OCT

傳統(tǒng)的臺(tái)式OCT 系統(tǒng)由于其物理結(jié)構(gòu)的限制，在用于眼科成像時(shí)需要患者采用站姿或坐姿，并使用托腮板和頭枕等設(shè)備保持頭部穩(wěn)定，難以對(duì)處于仰臥或麻醉狀態(tài)的患者進(jìn)行成像。隨著小型化光學(xué)元件的發(fā)展，具有更小外形的OCT 系統(tǒng)開始出現(xiàn)，手持式OCT(Handheld OCT,HHOCT)應(yīng)運(yùn)而生[28,37]。HHOCT技術(shù)的出現(xiàn)使患者在仰臥狀態(tài)下也能進(jìn)行成像。相比臺(tái)式OCT 系統(tǒng)，HHOCT 在軸向和橫向測(cè)量方面都有更好的重復(fù)性和再現(xiàn)性[38]，并且具有更低的成本和操作難度，因此適合作為商業(yè)化OCT 設(shè)備的替代。

3.1 外部HHOCT 探頭

1997 年，Boppart 等研發(fā)了首個(gè)手持式OCT 探頭[39]。該探頭采用壓電材料移動(dòng)光纖，對(duì)聚集光束掃描的部分進(jìn)行成像。基于光纖的HHOCT 結(jié)構(gòu)緊湊，但相比傳統(tǒng)振鏡掃描的方式，視野更小且圖像采集速率低[40]。隨后振鏡被引入HHOCT 中，一種外置的手持OCT 探頭被開發(fā)出來，基于振鏡的HHOCT 探頭尺寸和重量更大，能夠?qū)崿F(xiàn)更高速的光學(xué)掃描[41]，并且其非接觸式的特點(diǎn)適用于無創(chuàng)手術(shù)的術(shù)中導(dǎo)航。

早期的HHOCT 探頭使用兩個(gè)電機(jī)控制振鏡提供X和Y方向掃描，從而將其集成到手持探頭中[42]。2001 年，Radhakrishnan 等設(shè)計(jì)了一種基于振鏡的眼科HHOCT (圖2(a))[41]。探頭的光學(xué)元件可將樣品臂末端的放大圖像轉(zhuǎn)移到前段，同時(shí)將振鏡平面成像到物鏡平面。研究人員使用該手持設(shè)備完成了對(duì)5 名受試者眼前節(jié)的高速實(shí)時(shí)成像(圖2(b))，實(shí)現(xiàn)了角膜層的劃分和角膜結(jié)構(gòu)的全厚度可視化(圖2(c))，并對(duì)角膜上皮、基質(zhì)厚度以及前房角進(jìn)行了測(cè)量。2007 年，美國Bioptigen 公司商業(yè)化了一款同樣使用振鏡的眼科HHOCT 探頭[43]。Bioptigen HHOCT 探頭被首次用于兒童、嬰兒眼部成像[44]，并于2009 年被引入臨床眼科手術(shù)進(jìn)行術(shù)中成像[45]。此后，類似的HHOCT 也相繼被開發(fā)并用于眼科手術(shù)[46-48]。

圖2 Boppart 等研發(fā)的HHOCT 探頭[39]。(a) HHOCT 探頭結(jié)構(gòu)；(b) 使用HHOCT 探頭掃描眼部；(c) 角膜的實(shí)時(shí)OCT 成像Fig.2 HHOCT probes developed by Boppart et al[39].(a) The structure of the HHOCT probe;(b) Eye scan using HHOCT probe;(c) Real-time OCT imaging of the cornea

盡管基于振鏡的HHOCT 探頭減小了傳統(tǒng)臺(tái)式OCT 的尺寸，振鏡掃描所采用的兩個(gè)正交方向的電機(jī)仍然限制了其最小尺寸和重量[42]。為了進(jìn)一步提高HHOCT 的便攜性，微機(jī)電系統(tǒng)(micro electro mechanical system，MEMS)開始被引入掃描裝置中。使用半導(dǎo)體技術(shù)制造的MEMS 掃描鏡可以封裝在一枚緊湊的集成芯片上，在此基礎(chǔ)上開發(fā)的二維MEMS 掃描鏡可以提供兩個(gè)方向的掃描(圖3)，因此可以替代體積較大的振鏡掃描儀，目前已被廣泛應(yīng)用于緊湊型HHOCT 探頭[49-51]。

圖3 二維MEMS 掃描鏡[50]。(a) 掃描示意圖；(b) 封裝后的MEMS 掃描鏡Fig.3 Two dimensional MEMS scanning mirror[50].(a) Layout of the scanning system;(b) Packaged MEMS scanning mirror

MEMS 掃描鏡大幅改善了便攜性后，HHOCT 探頭開始追求更高的成像速度。隨著SS-OCT 技術(shù)的進(jìn)步，HHOCT 探頭得以實(shí)現(xiàn)更高的成像速度和更寬的視場(chǎng)[52-53]。2013 年，麻省理工大學(xué)的Lu 等基于SSOCT 設(shè)計(jì)了一種用于眼科視網(wǎng)膜成像的HHOCT 探頭(圖4(a),4(b))，展示了截止當(dāng)時(shí)所有HHOCT 設(shè)備的最高成像速度，并實(shí)現(xiàn)了對(duì)五名受試者眼底的高清晰度實(shí)時(shí)成像(圖4(c))[42]。此外，一些HHOCT 探頭利用SS-OCT 的高成像速度實(shí)現(xiàn)了眼底的三維成像，這是HHOCT 技術(shù)的一個(gè)重大進(jìn)步[54-55]。

圖4 Lu 等研發(fā)的HHOCT 探頭[42]。(a,b)探頭外觀及結(jié)構(gòu)；(c) 使用HHOCT 得到的眼底黃斑區(qū)圖像Fig.4 HHOCT probes developed by Lu et al[42].(a,b) The probe and its structure;(c) HHOCT imaging of the macula

3.2 HHOCT 探針

由于HHOCT 探頭非侵入方式成像的局限性，此類設(shè)備無法繞開眼內(nèi)不透明組織和渾濁介質(zhì)，因此難以掃描視網(wǎng)膜最外圍部分[3,56]。與HHOCT 探頭相比，探針型HHOCT 系統(tǒng)的結(jié)構(gòu)更加緊湊，能夠在微創(chuàng)條件下進(jìn)入眼內(nèi)，對(duì)眼底結(jié)構(gòu)進(jìn)行成像，同時(shí)也可以優(yōu)化與光學(xué)顯微鏡等設(shè)備的體積干涉問題。HHOCT 探針一般使用23G(外徑0.64 mm)～27G(外徑0.41 mm)針管，通過手術(shù)切口插入眼內(nèi)后，可以將掃描光投射到眼內(nèi)任意位置的目標(biāo)組織[56]。2013 年，Joos 等設(shè)計(jì)了25G(外徑0.51 mm)薄壁HHOCT 探針[57](圖5(a))，該探針將一根直徑為125 μm 的光纖(圖5(b))置于34G(外徑0.18 mm)針管內(nèi)，34G 針管末端部分制成彎曲的“S”形，34G 針管外套一根28G(外徑0.36 mm)針管，28G 管沿34G 針管彎曲部分滑動(dòng)時(shí)會(huì)迫使單模光纖振動(dòng)，從而形成橫向掃描。探針外管規(guī)格為25G，可以通過同樣為25G 的玻璃體切口進(jìn)入眼內(nèi)(圖5(c))，對(duì)眼底進(jìn)行成像。2016 年，Asami 等設(shè)計(jì)了一種使用電機(jī)驅(qū)動(dòng)光纖掃描的23G 術(shù)中HHOCT探針[56](圖5(d),5(e),5(f))，完成了對(duì)離體豬眼、兔眼視網(wǎng)膜組織的成像，并在隨后的人體臨床病例中檢測(cè)到了視網(wǎng)膜、脈絡(luò)膜、視盤和睫狀體等微小結(jié)構(gòu)。

圖5 HHOCT 探針。(a-c) Joos 等設(shè)計(jì)的25G 手持OCT 探針[57]；(d-f) Asami 等設(shè)計(jì)的23G 手持OCT 探針[56]Fig.5 Needle-based HHOCT probes.(a-c) 25G needle-based fiber HHOCT probe designed by Joos et al[57];(d-f) 23G needle-based fiber HHOCT probe designed by Asami et al[56]

3.3 OCT 集成手術(shù)器械

使用HHOCT 探針進(jìn)行眼內(nèi)成像時(shí)，會(huì)出現(xiàn)手術(shù)器械末端在圖像中不可見、器械投影影響OCT 成像的問題[58]，OCT 集成手術(shù)器械的出現(xiàn)有效地改善了此類問題。約翰霍普金斯大學(xué)的研究團(tuán)隊(duì)證明，在眼科手術(shù)器械末端的外沿或內(nèi)部安裝光纖，可以對(duì)器械末端附近區(qū)域進(jìn)行A 掃描[58-60]。通過這種方法將OCT 集成到手術(shù)器械中，可以保證圖像與器械末端對(duì)齊，有利于術(shù)中對(duì)器械位置的判斷。2013 年，Song 等將光纖式OCT 探針集成到眼科手術(shù)鉗中，設(shè)計(jì)了SMART 微型手術(shù)鉗(圖6(a))[58]。該手術(shù)鉗內(nèi)部植入一根單模光纖，手術(shù)鉗末端的運(yùn)動(dòng)可由電機(jī)微調(diào)。控制手術(shù)鉗移動(dòng)的電機(jī)使用PID(proportional-integralderivative)控制方案，在接收OCT 信號(hào)后高速調(diào)節(jié)手術(shù)鉗末端位置，使其與手術(shù)目標(biāo)的距離保持在預(yù)定值，而不受醫(yī)生手部震顫和手術(shù)目標(biāo)位移的影響。2015 年，Yu 等將OCT 探針植入了25G 手術(shù)鉗(圖6(b),6(c))[61]，該設(shè)計(jì)中掃描探針與手術(shù)器械末端共面，從而在確保成像不被器械末端投影影響的同時(shí)，也能保證手術(shù)鉗末端穩(wěn)定出現(xiàn)在成像畫面中，而不需要添加額外的定位裝置。在后續(xù)試驗(yàn)中，研究人員使用該OCT 集成手術(shù)鉗實(shí)現(xiàn)了對(duì)離體山羊眼視網(wǎng)膜成像(圖6(d))，并剝離了10 μm 厚的人造視網(wǎng)膜。

圖6 集成OCT 的手術(shù)器械。(a) SMART 微型手術(shù)鉗[58]；(b,c) Yu 等設(shè)計(jì)的OCT 集成手術(shù)鉗[61]；(d) 使用OCT 集成手術(shù)鉗接近離體山羊眼視網(wǎng)膜[61]Fig.6 OCT-integrated surgical instruments.(a) SMART micro forceps[58];(b,c) OCT-integrated micro forceps designed by Yu et al[61];(d) Approaching goat retinal using OCT-integrated micro forceps[61]

4 手術(shù)顯微鏡集成OCT

在眼科手術(shù)中進(jìn)行術(shù)中成像時(shí)，手持OCT 具有如下局限性：外部HHOCT 探頭在成像時(shí)需要放置在患者面部，因此需要移開手術(shù)顯微鏡和手術(shù)器械，進(jìn)而中斷手術(shù)；HHOCT 探針可以在進(jìn)行手術(shù)時(shí)使用，但需要額外的切口來進(jìn)入眼內(nèi)，且一般需要一名助手來操作；集成在手術(shù)器械中的OCT 探針可由主刀醫(yī)生手持且無需額外切口，但是光纖體積和掃描范圍的限制導(dǎo)致其圖像質(zhì)量受限，因此只在需要觀察特殊位置或結(jié)構(gòu)的情況下適用。

術(shù)中OCT 成像的另一種方法是將OCT 樣品臂集成到顯微外科手術(shù)使用的手術(shù)顯微鏡中，這種手術(shù)顯微鏡集成OCT(microscope-integrated OCT,MIOCT)在使用時(shí)無需中斷手術(shù)或增加操作人員，目前已被廣泛地應(yīng)用于眼科手術(shù)中。

4.1 MIOCT 光學(xué)設(shè)計(jì)

1998 年，Boppart 等設(shè)計(jì)了首個(gè)MIOCT 設(shè)備，其集成方式是在顯微物鏡后使用雙色鏡將OCT 光源整合到顯微鏡的光軸中[20,62]，OCT 和顯微鏡系統(tǒng)不共用任何光學(xué)器件，因此兩個(gè)光學(xué)系統(tǒng)相互獨(dú)立，可以分別優(yōu)化。然而，這種集成方式會(huì)縮短設(shè)備的工作距，導(dǎo)致手術(shù)操作空間被壓縮。此外，術(shù)中成像顯示在獨(dú)立顯示器上，醫(yī)生在進(jìn)行手術(shù)時(shí)不能看到[63]。此后的MIOCT 為了更好地用于手術(shù)，采用在顯微鏡物鏡前整合的方式[21,64-65]，此類設(shè)計(jì)的工作距更長，并且OCT 可以永久地集成到顯微鏡中。但由于OCT 系統(tǒng)和顯微鏡光路耦合，其性能通常會(huì)受到一些影響。

首個(gè)應(yīng)用于人體的MIOCT 采用將OCT 整合到顯微鏡相機(jī)端口的設(shè)計(jì)(圖7(a))[64,66-68]：在顯微鏡的光學(xué)變焦模塊之前使用雙色鏡將OCT 光束折疊至顯微鏡的一個(gè)目鏡中，在物鏡前對(duì)光束進(jìn)行放大后，獲得的圖像分辨率最高可達(dá)23 μm。該設(shè)計(jì)的一大優(yōu)點(diǎn)是只需對(duì)顯微鏡進(jìn)行最小程度的修改就可以得到MIOCT 設(shè)備，而不會(huì)改變?cè)@微鏡的高度和工作距。其缺點(diǎn)是OCT 和顯微鏡的光學(xué)變焦耦合后，顯微鏡放大倍數(shù)的改變會(huì)引起OCT 分辨率和視場(chǎng)的變化，而這會(huì)導(dǎo)致在某些放大倍數(shù)下OCT 的光學(xué)性能降低。

圖7 研究階段MIOCT 設(shè)備。(a) 在顯微鏡相機(jī)端口集成的MIOCT[64]；(b,c) 顯微鏡物鏡前集成的MIOCT[68]Fig.7 Research-grade MIOCT systems.(a) MIOCT scanner coupled onto the camera port of a microscope[64];(b,c) MIOCT integrated prior to the objective[68]

另一種MIOCT 通過放置于顯微鏡物鏡前、光學(xué)變焦模塊后的雙色鏡來集成OCT 和顯微鏡[21,68]，這種集成方式下兩種系統(tǒng)共用的光學(xué)元件最少，且OCT得以從顯微鏡的光學(xué)變焦中解耦，避免了其光學(xué)性能隨顯微鏡放大倍數(shù)改變而變化。然而，在物鏡前的空間中放置雙色鏡會(huì)增加顯微鏡的高度以及手術(shù)區(qū)域和顯微鏡之間的距離；并且為使OCT 分辨率達(dá)標(biāo)，需要在物鏡前增加額外光學(xué)設(shè)備以放大OCT 光束，而這會(huì)導(dǎo)致儀器末端體積增加。上述情況都可能對(duì)手術(shù)的人機(jī)工程產(chǎn)生負(fù)面影響。2014 年，Tao 等采用電動(dòng)可調(diào)節(jié)透鏡對(duì)這種集成方式進(jìn)行了改良(圖7(b),7(c))[68]，電調(diào)透鏡可提供45 mm～120 mm 的焦距調(diào)整，允許實(shí)時(shí)調(diào)節(jié)OCT 焦平面，以保證與顯微鏡視圖同焦。近年來，將顯微鏡和OCT 在物鏡前集成的設(shè)計(jì)方案已經(jīng)被商業(yè)化的眼科手術(shù)導(dǎo)航設(shè)備采納，例如蔡司RESCAN 700(圖8(a))和徠卡EnFocus 等。在DISCOVER 研究中，RESCAN 700被用于一系列臨床病例的術(shù)中成像(圖8(b),8(c),8(d))[69-71]，在包括眼前節(jié)和眼后節(jié)的一系列手術(shù)中實(shí)現(xiàn)了對(duì)角膜、鞏膜、視網(wǎng)膜、黃斑等結(jié)構(gòu)的觀察，并提供了手術(shù)器械和對(duì)應(yīng)結(jié)構(gòu)的相對(duì)位置信息。

圖8 商業(yè)化MIOCT：蔡司RESCAN 700。(a) RESCAN 700 機(jī)體[3]；(b) 醫(yī)生在手術(shù)中使用RESCAN 700[69]；(c) RESCAN 700 光學(xué)顯微鏡眼底成像[68]；(d) RESCAN 700 OCT 系統(tǒng)眼底成像[71]Fig.8 Commercialized MIOCT system: Zeiss RESCAN 700.(a) RESCAN 700 system[3];(b) Surgeon using RESCAN 700 during ocular surgeries[69];(c) Microscope imaging of the RESCAN 700 system[68];(d) OCT imaging of the RESCAN 700 system[71]

4.2 實(shí)時(shí)二維MIOCT

目前應(yīng)用最為廣泛的MIOCT 設(shè)備采用的傅里葉域OCT 技術(shù)為譜域OCT，其A 掃描頻率一般在40 kHz 以下[21,66]，僅能在手術(shù)暫停時(shí)實(shí)現(xiàn)短暫的密集采樣，且不能實(shí)時(shí)呈現(xiàn)采集到的數(shù)據(jù)。因此，術(shù)中實(shí)時(shí)成像采用連續(xù)的高分辨率B 掃描，在商業(yè)化的MIOCT 設(shè)備中，一般采用單幅或正交掃描的方式(圖9(a),9(b))[72-73]，或者采用多個(gè)(一般為3～5 個(gè))平行B 掃描來對(duì)目標(biāo)區(qū)域成像(圖9(c))[69]。實(shí)時(shí)二維(two-dimensional,2D)OCT 成像技術(shù)的出現(xiàn)，進(jìn)一步提高了眼科手術(shù)的水平，使得眼底的精密手術(shù)成為可能。

圖9 使用MIOCT 進(jìn)行術(shù)中實(shí)時(shí)2D 成像。(a) 使用單個(gè)B 掃描對(duì)視網(wǎng)膜成像[71]；(b) 使用正交B 掃描對(duì)角膜成像[73]；(c) 使用5 束平行B 掃描對(duì)視網(wǎng)膜成像[69]Fig.9 Intrasurgical live 2D imaging with MIOCT.(a) Retinal imaging using single B-scan[71];(b) Corneal imaging using two orthogonal B-scans[73];(c) Retinal imaging using 5 parallel B-scans[69]

4.3 實(shí)時(shí)三維MIOCT

由于眼科手術(shù)視野本質(zhì)上是三 維(threedimensional,3D)的，大多數(shù)手術(shù)操作并不只在單個(gè)橫截面進(jìn)行。當(dāng)手術(shù)操作區(qū)域偏離成像平面時(shí)，實(shí)時(shí)2D 成像將不能提供完整的圖像信息。隨著圖形處理器(graphics processing unit,GPU)的出現(xiàn)和發(fā)展，3D 和4D(體積隨時(shí)間變化)OCT 技術(shù)成為可能。GPU擁有極高的運(yùn)算速度，在OCT 激光器重復(fù)頻率高達(dá)千赫茲時(shí)也能實(shí)時(shí)處理數(shù)據(jù)，并能進(jìn)行實(shí)時(shí)體繪制來達(dá)到圖像可視化。

2010 年，Probst 等設(shè)計(jì)了首個(gè)采用GPU 輔助的實(shí)時(shí)體成像的MIOCT 系統(tǒng)[67]，實(shí)現(xiàn)了4D MIOCT 成像。約翰霍普金斯大學(xué)的Kang 等于2011 年開始報(bào)道了一系列4D OCT 的研究[74-75]，采用雙GPU 架構(gòu)實(shí)現(xiàn)4D 成像，其中一個(gè)GPU 用于SD-OCT 的數(shù)據(jù)處理，另一個(gè)用于體積渲染和顯示，通過頻率為128 kHz 的A 掃描，得到了5 單位體積/秒的三維圖像。研究者在該4D OCT 的術(shù)中引導(dǎo)下完成了人工視網(wǎng)膜手術(shù)、牛視網(wǎng)膜動(dòng)脈血管分離術(shù)等模擬眼科手術(shù)。盡管4D OCT 技術(shù)在上述研究中展現(xiàn)出眼科手術(shù)可視化的潛力，但由于SD-OCT 系統(tǒng)成像速度和靈敏度的限制，這一階段的4D OCT 設(shè)備難以應(yīng)用到術(shù)中實(shí)時(shí)導(dǎo)航。

隨著掃頻光源技術(shù)和高速數(shù)字采集卡的發(fā)展，SS-OCT 的采集速度、成像深度、掃描范圍等方面的性能都超過了SD-OCT?；赟D-OCT 的三維實(shí)時(shí)成像MIOCT 發(fā)展受限后，SS-OCT 開始被引入到MIOCT 中。

2015 年，Li 等使用SS-OCT 開發(fā)了一種MIOCT系統(tǒng)，并首次報(bào)道了對(duì)離體兔眼的青光眼手術(shù)引導(dǎo)結(jié)果[76]。該系統(tǒng)使用帶1310 nm 的掃頻光源的OCT，采用雙GPU 架構(gòu)來提高數(shù)據(jù)處理速度，可以實(shí)現(xiàn)實(shí)時(shí)體積渲染。2020 年，復(fù)旦大學(xué)以及中科院蘇州生物醫(yī)學(xué)工程技術(shù)研究所的研究人員基于Li 等研發(fā)的MIOCT 系統(tǒng)，以離體豬眼為對(duì)象，輔助眼科醫(yī)生進(jìn)行了眼科基本操作的成像實(shí)驗(yàn)[77]與青光眼手術(shù)導(dǎo)航試驗(yàn)(圖10)[78]，這些模擬實(shí)驗(yàn)的結(jié)果表明，SS-OCT集成手術(shù)顯微鏡可有效提高手術(shù)長度方向的精度以及深度方向的操作精度。同時(shí)，使用該系統(tǒng)定量化手術(shù)導(dǎo)航也能對(duì)醫(yī)生起到訓(xùn)練效果，使其在傳統(tǒng)手術(shù)顯微鏡下的操作精度也得到提升(圖11)。

圖10 使用基于掃頻OCT 的MIOCT 對(duì)眼前節(jié)手術(shù)(淚道成形術(shù))成像[78]。(a,b) 切開淺層鞏膜瓣后的MIOCT 圖像；(c,d) 插入小梁切刀后的MIOCT 圖像；(e,f) 借助MIOCT 圖像確認(rèn)集束管擴(kuò)張F(tuán)ig.10 Real-time images of anterior segment surgery(canaloplasty) from the microscope-integrated swept-source optical coherence tomography (MIOCT) system[78].(a,b) MIOCT image after incision of a superficial scleral flap;(c,d) MIOCT image after insertion of a custom-made trabeculotomy;(e,f) Confirming expansion of the collector vessel using MIOCT image

圖11 使用基于掃頻OCT 的MIOCT 導(dǎo)航眼科手術(shù)操作的實(shí)驗(yàn)結(jié)果[77]。(a) 術(shù)中OCT 成像；(b) 術(shù)后OCT 切口分析；(c) 精度測(cè)試結(jié)果。Trial 1：使用(+)和未使用(－)MIOCT 的對(duì)比；Trial 2：經(jīng)MIOCT 訓(xùn)練(+/－)和未經(jīng)MIOCT 訓(xùn)練(－/－)后使用傳統(tǒng)顯微鏡的手術(shù)精度對(duì)比(＊代表統(tǒng)計(jì)學(xué)顯著不同)Fig.11 Experimental results of ophthalmic surgeries navigated by swept-frequency OCT-based MIOCT.(a) Intraoperative OCT image;(b) Postoperative suture analysis using OCT;(c) Accuracy test results.Trial 1: comparison of the results with (+) and without (-) MIOCT;Trial 2: accuracy of traditional microscope guided surgeries with (+/－) and without (－/－) MIOCT training (＊ represents statistically significant difference)

2016 年，Carrasco-Zevallos 等使用SS-OCT 開發(fā)了用于眼科手術(shù)成像的4D MIOCT 系統(tǒng)[79-81]，該系統(tǒng)使用1040 nm 的掃頻光源，其A 掃描速率可以達(dá)到100 kHz，為普通術(shù)中SD-OCT 的3～5 倍。該4D MIOCT 系統(tǒng)實(shí)現(xiàn)了三維體積的實(shí)時(shí)可視化，并在后續(xù)研究中被用于視網(wǎng)膜下出血測(cè)量、視網(wǎng)膜下注射、玻璃體切除術(shù)中視網(wǎng)膜脫離等特殊場(chǎng)合下的導(dǎo)航(圖12)[81-84]。

圖12 4D MIOCT 實(shí)時(shí)成像。(a) 觀測(cè)視網(wǎng)膜上的陶瓷球體[82]；(b) 手術(shù)工具抓取視網(wǎng)膜色素上皮細(xì)胞層的實(shí)時(shí)圖像[83]；(c) 玻璃體切除術(shù)中視網(wǎng)膜下積液的二維和三維圖像[84]Fig.12 4D MIOCT real-time imaging.(a) Observing a ceramic ball on the retina[82];(b) Real-time image of a surgical tool grasping the retinal pigment epithelial cell layer[83];(c) 2D and 3D images of subretinal fluid during vitrectomy[84]

4.4 平視顯示和OCT 可視化

醫(yī)生在進(jìn)行眼科手術(shù)時(shí)，如果實(shí)時(shí)OCT 圖像使用獨(dú)立的顯示器，則需要醫(yī)生暫停手術(shù)才能看到OCT 圖像，不能達(dá)到實(shí)時(shí)指導(dǎo)手術(shù)的效果。平視顯示系統(tǒng)(Heads-up displays,HUD)可以將OCT 圖像顯示在手術(shù)顯微鏡的目鏡上，從而實(shí)現(xiàn)術(shù)中OCT 的實(shí)時(shí)反饋。常見的使用HUD 的MIOCT 一般在目鏡上顯示實(shí)時(shí)2D OCT 圖像[85-86]。4D MIOCT 技術(shù)日趨成熟后，出現(xiàn)了能夠?qū)崟r(shí)在目鏡上顯示三維圖像的立體HUD(圖13)[79]，這種緊湊型的HUD 比一般的商用HUD 體積更小，并且在一定程度上提高了圖像的對(duì)比度。目前，HUD 技術(shù)已經(jīng)成為MIOCT 設(shè)備中至關(guān)重要的部分，研究表明，醫(yī)生在進(jìn)行手術(shù)時(shí)更傾向于使用HUD，而不是外部獨(dú)立顯示器[85]。

圖13 可實(shí)現(xiàn)三維可視化的HUD 集成MIOCT[79]。(a) 醫(yī)生在手術(shù)中使用帶有HUD 的MIOCT 系統(tǒng)；(b) 左右目鏡中的實(shí)時(shí)圖像Fig.13 HUD-integrated MIOCT for 3D visualization[79].(a) HUD-integrated MIOCT in use during a surgery;(b) Real-time image displayed on both oculars

4.5 術(shù)中圖像增強(qiáng)

近年來，術(shù)中實(shí)時(shí)三維成像成為了MIOCT 的發(fā)展趨勢(shì)，目前的圖像處理算法已基本滿足3D 可視化的采集速度和渲染速度，然而，三維OCT 圖像仍然存在結(jié)構(gòu)表面模糊、邊緣清晰度差以及手術(shù)器械難以識(shí)別等問題[84]。提高目標(biāo)組織與器械在圖像中的對(duì)比度，是解決上述問題的關(guān)鍵。

Carrasco-Zevallos 等于2016 年提出了體積增強(qiáng)渲染算法[81]，并使用其對(duì)1040 nm 掃頻光源的MIOCT三維圖像進(jìn)行了優(yōu)化。該算法在傳統(tǒng)圖像處理的基礎(chǔ)上，引入了體積過濾、邊緣加強(qiáng)、特征增強(qiáng)、基于深度的陰影上色以及Phong 光照模型，在利用GPU 進(jìn)行采集和圖像處理的基礎(chǔ)上，使用逐步增強(qiáng)的體積渲染方式，對(duì)豬眼的視網(wǎng)膜血管、黃斑內(nèi)緣膜等結(jié)構(gòu)進(jìn)行了三維成像(圖14)。該算法被證明能夠改善術(shù)中MIOCT 三維圖像，隨著GPU 硬件的處理速度上升，未來將有可能實(shí)現(xiàn)高分辨率和對(duì)比度的術(shù)中實(shí)時(shí)三維成像。

圖14 使用體積增強(qiáng)渲染算法處理MIOCT 圖像[81]。(a) 渲染前的人眼MIOCT 圖像；(b) 增強(qiáng)渲染后的人眼MIOCT 圖像；(c) 原始視網(wǎng)膜(Epiretinal membrane,ERM)及黃斑孔(macular hole,MH)MIOCT 圖像；(d) 增強(qiáng)渲染后的視網(wǎng)膜及黃斑孔MIOCT 圖像Fig.14 MIOCT images with enhanced volume rendering[81].(a) Original MIOCT image of human eye;(b) Enhanced MIOCT image of human eye;(c) Original MIOCT image of an epiretinal membrane (ERM) and a macular hole (MH);(d) Enhanced MIOCT image of an epiretinal membrane (ERM) and a macular hole (MH)

另一種提高對(duì)比度的方法是基于深度以及強(qiáng)度信號(hào)在體積繪制過程中進(jìn)行偽彩著色。該方法由美國杜克大學(xué)的Bleicher 等于2018 年提出[87]。該研究使用帶有1060 nm 掃頻光源的MIOCT 系統(tǒng)，在進(jìn)行體積渲染的過程中，對(duì)沿著B 掃描軸向的給定位置分配獨(dú)特的顏色，并在每?jī)蓚€(gè)位置之間用插值法分配顏色梯度，從而對(duì)三維圖像進(jìn)行著色(圖15)。在術(shù)中成像測(cè)試中，該著色方法被證明提高了區(qū)分視網(wǎng)膜、正確識(shí)別儀器與膜的接觸以及識(shí)別視網(wǎng)膜變形的能力，能在一定程度上改善手術(shù)的效率和準(zhǔn)確性。

圖15 視網(wǎng)膜剝離術(shù)中的MIOCT 圖像及其著色[87]。(a) 術(shù)中MIOCT 圖像；(b) 著色后的MIOCT 圖像Fig.15 Original and colorized MIOCT images of retinal membrane peeling[87].(a) Intraoperative MIOCT image;(b) Colorized MIOCT image

5 總結(jié)與展望

OCT 技術(shù)能夠提供具有深度信息的術(shù)中成像，其成像速度快、分辨率高以及非侵入性的特點(diǎn)十分適用于眼科手術(shù)的術(shù)中導(dǎo)航。自20 世紀(jì)90 年代問世以來，OCT 技術(shù)經(jīng)過了時(shí)域OCT、傅里葉域OCT 的技術(shù)迭代，在臨床眼科學(xué)領(lǐng)域發(fā)展出了手持OCT、集成顯微鏡OCT 等用于術(shù)中導(dǎo)航的設(shè)備。在各種動(dòng)物眼、人眼模型以及人體臨床實(shí)驗(yàn)中，OCT 在眼科手術(shù)術(shù)中導(dǎo)航的重要作用得到了驗(yàn)證，商業(yè)化的OCT手術(shù)導(dǎo)航設(shè)備也在眼科臨床手術(shù)中得到了廣泛應(yīng)用。目前OCT 眼科手術(shù)導(dǎo)航設(shè)備仍存在該技術(shù)在未來的發(fā)展方向有：

1) 結(jié)合手術(shù)機(jī)器人。隨著醫(yī)學(xué)機(jī)器人的發(fā)展，機(jī)器人輔助手術(shù)開始成為眼科手術(shù)的研究趨勢(shì)。OCT集成手術(shù)器械可以移植到手術(shù)機(jī)器人中，作為機(jī)器人的末端執(zhí)行器，有利于判斷器械末端和目標(biāo)組織的相對(duì)位置。在集成OCT 的手術(shù)機(jī)器人中，如何提高OCT 機(jī)械掃描的穩(wěn)定性、確保光路和手術(shù)設(shè)備的高精度配合將成為研究的難點(diǎn)。

2) 圖像渲染算法。隨著數(shù)據(jù)采集和圖像處理技術(shù)的發(fā)展，術(shù)中實(shí)時(shí)三維成像是未來OCT 手術(shù)導(dǎo)航的發(fā)展趨勢(shì)，而目前的實(shí)時(shí)三維OCT 成像仍存在對(duì)比度不足的問題。采用更高效的算法對(duì)圖像進(jìn)行實(shí)時(shí)渲染增強(qiáng)，提高目標(biāo)組織、手術(shù)器械以及結(jié)構(gòu)邊緣輪廓的可識(shí)別度是未來OCT 手術(shù)導(dǎo)航技術(shù)的研究重點(diǎn)之一。

3) 高分辨率血管成像。由于眼球運(yùn)動(dòng)以及眼球曲率的變化，OCT 尚不能對(duì)血管系統(tǒng)進(jìn)行高質(zhì)量成像，該問題在血液流速較慢的眼前段尤為明顯[88]。如何改善掃描方式，并通過更先進(jìn)的圖像處理算法實(shí)現(xiàn)高分辨率的實(shí)時(shí)血管成像，是眼科OCT 亟待解決的問題之一。

4) 人工智能。將人工智能引入醫(yī)療儀器是近年的研究熱點(diǎn)，在完善的數(shù)據(jù)庫基礎(chǔ)上，通過深度學(xué)習(xí)算法實(shí)現(xiàn)目標(biāo)結(jié)構(gòu)自動(dòng)識(shí)別，并在術(shù)中成像時(shí)提供實(shí)時(shí)反饋，可以有效地提高手術(shù)效率和成功率，并且促進(jìn)手術(shù)的智能化。

隨著圖像處理技術(shù)、圖像和眼科醫(yī)學(xué)的進(jìn)步，在不久的將來，OCT 手術(shù)導(dǎo)航設(shè)備將會(huì)進(jìn)一步推動(dòng)眼科醫(yī)學(xué)手術(shù)的創(chuàng)新，從而促進(jìn)整個(gè)人類眼科領(lǐng)域的發(fā)展。