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基于微激励光学相干弹性成像的角膜固频在体测量.docx
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摘要
非侵入式角膜在体弹性测量具有重要临床意义却尚无金标准。提出了基于光学相干层析
(OCT)的光学相干弹性成像方法(OCE),实现了微气体(压强为 10~40 Pa)脉冲激励下软组织
的亚纳米-微米级振幅力学响应的高分辨观测。结合时域恢复曲线拟合模型(R-Model)和频
域单自由度振动模型(SDOF-Model),测量了浓度(质量分数)为 1.0%~2.0%的琼脂仿体和两
名志愿者角膜的固有频率。测量结果表明:固有频率值不受激励压强大小的影响,且与杨氏
模量的平方根正相关(皮尔逊相关系数为 r≥0.98);SDOF-Model 具有更好的可重复性,其平均
离散系数(CV)为 0.9%(琼脂仿体)和 1.7%(人眼角膜),而 R-Model 的平均 CV 则高达
8.4%(琼脂仿体)和 42.6%(人眼角膜),即基于 SDOF-Model 的微激励 OCE 方法更适合人眼
角膜固有频率的在体测量。
Abstract
In vivo and non-invasive human corneal elasticity measurement is clinically essential, but
there is no gold-standard yet. An optical coherence elastography (OCE) method is
provided for tissue natural frequency characterization. A microliter (10--40 Pa) air-pulse
stimulator is used to induce tissue displacements with the magnitudes ranging from sub-
nanometer to micrometer, and a high-resolution optical coherence tomography (OCT)
system is used to quantify the resulting tissue dynamics. Both of a temporal relaxation
model (R-Model) and a single degree of freedom Voigt model (SDOF-Model) are applied
for natural frequency measurements on agar phantoms with concentration (mass
fraction) of 1.0%--2.0% as well as on in vivo corneas of two human subjects. The
measurement results show that the natural frequency remains the same as the
stimulation force is increased from 10 Pa to 40 Pa, and is positively correlated to the
square root of Young’s modulus (Pearson’s correlation coefficient is r≥0.98). The SDOF-
model is more precise and repeatable. The average coefficients of vitiation (CVs) are
only 0.9% for agar phantoms and 1.7% for human corneas using the SDOF-Model, while
the average CVs are 8.4% for agar phantoms and 42.6% for human corneas using the R-
Model. Compared to the R-Model, the combination of the SDOF-Model with micro-force
OCE system is more suitable for in vivo human corneal biomechanics characterization.
1 引言
人眼角膜由上皮细胞层、前弹力膜层、基质层、后弹力膜层和内皮细胞层构成,占人眼总屈
光力的 70%
[1]
。角膜生物力学性能(硬度、弹性和黏性)与眼睛健康直接相关
[2-3]
。角膜疾病
(如圆锥角膜
[4]
)和手术(如屈光手术
[5-6]
、角膜胶原纤维交联术
[7]
)也常会引起角膜局部力学性
![](https://csdnimg.cn/release/download_crawler_static/87489355/bg2.jpg)
能的变化
[2,5]
。临床上医生可通过触诊方法来检查病人体表或脏器的病变情况。由于触诊方
法依赖医生的经验,故其结果具有主观性和不可量化性,且难以实现敏感组织(如角膜)的在体
诊断。弹性成像技术被称为“可视化触诊”,可对组织器官的受力响应进行成像,并对其生物力
学性能进行量化
[8]
。基于超声
[9]
和核磁共振
[10]
技术的数字化弹性成像方法具备 0.1~10.0 mm
级别的分辨力
[11]
,在临床上得到广泛应用,已成为肝硬化
[12]
、乳腺癌
[13]
等疾病的常规检测手
段。然而,由于角膜组织体积过小且结构复杂,故当前基于超声或核磁共振的弹性成像技术
并不具备足够的分辨力来实现角膜局部区域生物力学性能的高分辨在体测量
[14]
。
光学相干弹性成像技术(OCE)
[15]
将载荷激励系统和光学相干层析成像系统(OCT)相结合
[16-
19]
,通过量化载荷激励下软组织的应变或机械波传播速度等参数来测量其生物力学性能
[15,20-
21]
。OCE 的激励方法主要有压电驱动法、声辐射力法、脉冲激光激励法和气体激励法等
[22-
23]
。OCT/OCE 的探测方法主要分为散斑跟踪技术和相敏探测技术。散斑 OCT 的探测分辨
力为微米量级
[24]
,主要应用于早期的静态 OCE 中
[15]
。相敏探测法已成为当前动态 OCE 探测
的主要方法
[23]
,其分辨力取决于相位的稳定性和系统的信噪比(SNR),理论上可达到亚纳米量
级
[25]
。OCE 技术继承了许多由超声弹性成像技术和核磁共振弹性成像技术发展起来的力学
测量模型和重构模型,如最广泛使用的剪切波模型
[21]
。然而,Pelivanov 等
[26]
发现剪切波模型
并不适用于层数较多的结构和边界复杂的组织(如角膜、皮肤)。Han 等
[27]
发现机械波在角
膜的传播过程中会发生多次反射和散射,从而形成多阶且复杂的 Rayleigh-Lamb 波。使用单
阶的剪切波模型来计算角膜的杨氏模量会引起很大的测量误差
[26]
。因此,开发适用于 OCE
技术的弹性测量方法和量化模型对人眼角膜生物力学性能的在体测量具有极大意义。
近年来,研究者提出了基于 OCE 测量软组织固有频率的新方法
[28-31]
。固有频率简称固频,也
称为自然频率,是弹性系统(如生物软组织)的固有属性。当系统受到扰动时,其振动频率与初
始条件(扰动大小和频率)无关,仅与系统的固有性质(质量、形状、材质等)有关。当振动频
率为系统的固有频率时,将产生共振现象
[32]
。研究者基于共振现象已实现了离体组织和弹性
样本的固有频率测量,并验证了固有频率与杨氏模量(应力和应变之比)的平方根线性相关
[33]
,
证实了固有频率作为评估样本弹性特性指标的有效性
[34]
。然而,这些产生共振的方法或为侵
入式(嵌入式纳米粒子换能器的磁力
[35]
),或为直接接触式(超声产生的声辐射力
[28]
),或为大范
围的激励方式(扬声器的声波激励
[29]
),均难以满足敏感组织(人眼)的在体 OCE 弹性测量需
求。为实现更安全的人眼角膜在体激励,Wang 等
[36]
开发了聚焦型微气体脉冲方法,采用局
部、短时间(1~4 ms)、低气压(10~60 Pa)的激励力诱发样本或组织小幅度(微米级)的直接
形变和后续更小振幅(亚微米级衰减至零)的阻尼振动过程。与临床上的气冲印压激励方法
[37-41]
相比,这种微气体脉冲激励方法所采用的气压仅为前者的几千分之一。微激励方式引起
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的微振幅组织形变需要利用高灵敏度的 OCT 探测方式进行测量。OCT 相位探测的灵敏度
取决于干涉相位的稳定性。常规 OCT 系统的样品臂和参考臂位于不同的空间位置,环境因
素(如振动)会对 OCT 系统的干涉相位造成极大干扰。在环境因素扰动下,早期的 OCE 系统
可实现微米级形变的测量
[30]
,但难以实现小振幅阻尼振动的高分辨量化。基于微气体脉冲的
激励方法,Wu 等
[30,42]
在时域上对微米级形变的组织恢复响应过程建立了指数衰减模型(以下
简称 R-Model),通过曲线拟合可获得组织的固有频率参数。为进一步提高相敏 OCT 的相位
稳定性和探测灵敏度,Lan 等
[25]
提出了将样品臂和参考臂共光路的 OCT 相敏探测方法(共光
路 OCT)。在相同的测量环境下,共光路 OCT 可将系统的相位噪声(~21 Hz)从
(1.60±0.11)μm 降到(0.24±0.07)nm,从而保证了相位的稳定性
[25]
。这种高探测灵敏度的共光
路动态 OCE 测量方法使软组织亚微米-亚纳米级幅值阻尼振动的高分辨测量成为了可能。
在此基础上,Lan 等
[31]
在频域上发展了单自由度 Voigt 振动模型(以下简称 SDOF-Model),实
现了基于亚纳米振动幅值软组织固有频率的计算,并实现了人眼角膜固有频率的高分辨和高
可重复性的在体测量
[43]
。
在体人眼角膜的 OCE 弹性测量是一大难点。角膜对刺激反应敏感,稍大的激励载荷就会使
人感到不适,出现躲闪、眨眼等应激眼动。因此,微激励是适合角膜弹性测量的首选方案,但
微激励引起的角膜形变幅值也很小,需要高分辨成像方法进行探测,这对成像分辨力研究提
出了更高的要求。在微气体脉冲 OCE 技术提出的前 7 年内(2013—2020 年),其应用仅局
限在仿体、离体眼和麻醉动物眼的生物力学特性测量中
[36]
。同样,R-Model 的量化方法自
2015 年提出以来,也一直局限于仿体
[30]
、离体眼
[44]
和麻醉动物眼
[45]
的力学测量。2020—
2021 年,Lan 等
[46]
结合共光路高相敏 OCE 系统与眼动补偿和解耦合方法,初步实现了基于
微气体脉冲激励 OCE 的人眼角膜在体剪切波测量
[20]
和 SDOF-Model 的固有频率测量
[43]
。
人眼角膜在体 OCE 测量的研究工作仍处于起步阶段,且少有关于人眼角膜固有频率的测量
结果报道。
本文基于微激励 OCE 测量系统,采用 R-Model 和 SDOF-Model 量化模型,开展人眼角膜固
有频率的在体测量研究。首先,搭建了微激励高相敏 OCE 弹性测量系统,该系统中使用了线
性-波数光谱分光技术
[47-48]
和共光路稳相方法
[25]
,具有亚纳米级的动态探测能力。然后,采用
不同浓度(质量分数,1.0%、1.5%和 2.0%)的琼脂仿体来模拟不同弹性(杨氏模量)的组织样
本,以评估组织固有频率和其杨氏模量的相关性。最后,开展了人眼角膜在体固有频率测量
的初步研究,对两种模型的测量结果进行一致性检验,以评估这两种方法的测量精度和可重
复性。
2 测量方法
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