OCT血管造影数据的分析和可视化

摘要

提供了用于分析和可视化OCT血管造影数据的方法。在一种实施方式中，提供了用于识别在由运动对比度数据生成的二维前位图像中的中心凹无血管区的自动化方法。提供了若干3D可视化技术，其包括这样一种，其中选择运动对比度图像中的特定血管且凸显所有连接的血管。进一步的实施方式包括立体可视化方法。此外，描述了用于表征OCT血管造影图像数据的各种度量。

说明书

优先权

以下申请要求2012年5月10日提交的美国临时申请序列号 61/645,513和2012年8月20日提交的美国临时申请序列号61/691,219的 优先权，这两个申请的内容通过引用方式并入本文。

技术领域

本发明涉及医学成像，且具体地涉及通过光学相干断层成像术所获得 数据的分析和可视化方法。

背景技术

光学相干断层成像术是使用相干门(coherence gating)以获得组织微 结构的高分辨率横截面图像的无创的、非接触的成像模型。在傅立叶域 OCT(FD-OCT)中，在来自参考的光和来自样本点的背向散射光之间的 干涉信号被记录在频域(频率域)而不是时域(时间域)。波长校准后， 一维傅立叶变换被采取以获得目标散射势的A-线空间分布。在FD-OCT 中的光谱信息识别可通过在谱域OCT(SD-OCT)的情况下使用检测臂中 的色散分光计，或在扫描源OCT(SS-OCT)的情况下迅速调整扫描激光 源来完成。

近来，人们对使用基于强度(亮度、灰度，intensity)和基于相敏感 的OCT技术有大量兴趣，(它们)统称为OCT血管造影，以映射视网膜 脉管系统，或确定组织中的流动区域(例如参见，通过引用方式并入本文 的An等人，“Optical microangiography provides correlation between  microstructure and microvasculature of optic nerve head in human subjects”,J. Biomed.Opt.17,116018(2012)；Zhao等人，“Doppler standard deviation  imaging for clinical monitoring of in vivo human skin blood flow”,Optics  Letters 25,1358-1360(2000)；Fingler等人，“Mobility and transverse flow  visualization using phase variance contrast with spectral domain optical  coherence tomography”,Optics Express.Vol.15，No.20.pp 12637-12653 (2007)；Makita等人，“Optical Coherence Angiography”,Optics Express, 14(17),7821-7840(2006)；Mariampillai等人，“Optimized speckle variance  OCT imaging of microvasculature”,Optics Letters 35,1257-1259(2010)；以及 Wang等人，“Frequency domain phase-resolved optical Doppler and Doppler  variance tomography”,Optics Communications 242345-350(2004))。OCT血 管造影提供非侵害性技术来可视化和间接地量化视网膜循环通路的完整 性。在视网膜循环中的异常与眼部病理有直接关系，具体地在黄斑 (macula)内，其中，受损的血液动力学不仅可与下降的视力有关，而且 可以是用于眼部病理如视网膜静脉阻塞(RVO)、糖尿病视网膜病变(DR) 和视网膜内微脉管系统异常(IRMA)的替代的生物标志物。具体地，视 网膜脉管系统和血液流动之间的相关性是眼部缺陷中令人感兴趣的属性 (特性，attribute)。DR和RVO是可导致脉管的结构和功能早期变化的病 理，且进而可能是许多并发症如黄斑水肿、视网膜缺血和视神经病变的病 因。对这些情况，脉管系统的量化和可视化，毛细血管和流动(流量，flow) 可以是通用的诊断工具。例如，视网膜中的缺血区域可被映射以评估损害 范围，且进一步处理疾病。除了脉管丰富的视网膜，在黄斑中有小区域， 在中央凹处，其没有任何毛细血管。这就是所谓的中央凹无脉管区(FAZ)， 且该区域大小的异常变化也表明如缺血性黄斑病和DR的病理。随着时间 的推移FAZ的量化和其大小的测量变化可以是临床上用于疾病存在和发 展的显著数值评分，具体地用于DR。

可视化视网膜脉管系统的传统技术在本质上是侵害性的，且使用药理 学技术来修改在成像视网膜中的对比度(contrast)。当代临床实践涉及注 射荧光染料(如荧光素或吲哚菁绿(ICG))进入体循环(系统循环)，且 然后扫描眼睛以生成图像，其选择性地示出通过脉管网络染料的路径(FA， 荧光素血管造影)。没有关于脉管系统深度结构的信息被该方法捕获。相 反，通过检查OCT强度或相信号生成的脉管图像是无创的，且在捕获具 有血液流量对比的现有脉管网络与其深度编码方面提供相当的保真度。

当代文献中已有一些详述FAZ检测的说明，但所有讨论的方法要么 是手动的，由专家完成，要么是半自动的，要求手动选择起点或区域的下 游方法的知情引导。一些相关出版物和其参考文献用来告知现存的现有技 术(例如参见，通过引用方式并入本文的Kim等人，“Noninvasive Imaging  of the Foveal Avascular Zone with High-Speed,Phase-Variance Optical  Coherence Tomography”Investigative Ophthalmology&Visual Science,53 (1)，85-92(2012)；Zheng等人，“Automated segmentation of foveal avascular  zone in fundus fluorescein angiography”Retina.51(7):3653-3659(2010)； Yong等人，“Novel Noninvasive Detection of the Fovea Avascular Zone Using  Confocal Red-Free Imaging in Diabetic Retinopathy and Retinal Vein  Occlusion”Retina.52:2649-2655(2011)；以及Wang等人，“Imaging Retinal  Capillaries Using Ultrahigh-Resolution.Optical Coherence Tomography and  Adaptive Optics”Invest.Ophthalmol.Vis.Sci.52.6292-6299(2011))。

诊断上，脉管和通常无脉管视网膜两者的变化是显影视网膜病理的重 要指标。虽然脉管结构的可视化有助于推进该成像技术的诊断效力，但它 可进一步通过增加与来源于识别视网膜脉管和无脉管部分的一些突出的 量化和度量的可视化来支撑(起杠杆作用)。所关注的主要量是全部的(整 体的)或结构特定的视网膜血液流量动力学，其可因为相对于该技术的时 间分辨率的低流速和相对于探测光束的毛细管的几乎垂直取向而对量化 有挑战性。除可视化之外，从用来帮助区分健康和患病眼睛中的毛细管网 络的血管造影数据衍生的数量词(quantifier)也是可取的。

近来，一些研究小组已探索用于血管造影数据的定量方法以构建脉管 病理的有意义数字指标。如分形(fractal)维数分析的技术已被用于研究 血管形态、分布和相关功能。Avakian等人展示人类视网膜的荧光素血管 造影(FA)图像的分形特性的使用以在健康和患病视网膜之间进行区分(例 如参见，Avakian等人，“Fractal analysis of region-based vascular change in  the normal and iion-proliferative diabetic retina,”Curr.Eye Res.24,274-280, 2002)。Schmoll等人应用相关分形维数算法来分析非侵害性地使用OCT 血管造影图像的中心凹周围毛细管网的完整性(例如参见，Schmoll等人， “Imaging of the parafoveal capillary network and its integrity analysis using  fractal dimension”Biomed.Opt.Express 2,1159-1168,2011)。此外，Jia等 人和An等人应用更简单的血管密度测量来定量地评价使用OCT血管造影 方法的人类视神经头内的毛细管网(例如参见，Jia等人，“Quantitative OCT  angiography of optic nerve head blood flow,”Biomed.Opt.Express 3, 3127-3137,2012和An等人，“Optical micro angiography provides  correlation between microstructure and micro vasculature of optic nerve head  in human subjects,”J.Biomed.Opt.17,116018,2012)。

通过OCT血管造影捕获的一条重要解剖信息是深度信息，或视网膜 组织中血管的空间分布。为可视化复杂的毛细管网，且为利用通过相较于 传统血管造影方法如FA的OCT血管造影获得的额外深度信息，OCT血 管造影数据通常显示为具有彩色编码深度信息的2D投影(参见Kim等人， “In vivo volumetric imaging of human retinal circulation with phase variance  OCT,”Biomedical Optics Express,2(6),1504-1513(2011))。这样的2D投影 至少允许区分不同深度的毛细管层。然而，他们缺乏3D感，且也没有提 供容易理解的信息，其中较大的视网膜血管供排不同的毛细管网区。

视网膜血管连通性措施还被已知用于眼底摄影(眼底照相)，然而， 他们只集中于2D眼底图像的一些主要视网膜血管，而不是可视密集的、 复杂的旁中心凹毛细管网的供应(例如参见，Al-Diri等人，“Automated  analysis of retinal vascular network connectivity,”Computerized Medical  Imaging and Graphics,34,462-470(2010))。Ganesan等人调查在共焦显微 镜图像中从最大血管到最小毛细管的小鼠视网膜中血管的连通性，以便显 影网络模型(例如参见，Ganesan等人，“Development of an Image-Based  Network Model of Retinal Vasculature,”Annals of Biomedical Engineering 38(4)1566-1585(2010))。然而，他们并没有描述使用这样的方式来交互地 可视化人体血管造影所得物。

发明内容

本文所描述的方法是生成视网膜脉管系统(或血流)图像的无创的计 算技术，所述图像然后被用于任一提取有关视网膜微循环的各种诊断上相 关的度量，和/或随后可被用于可视化有关视网膜组织结构的脉管和毛细管 结构。脉管系统的解剖位置被定义为有明显运动对比度(motion contrast) 的位置，其通常是由于血液的流动。有各种检测运动对比度的基于OCT 的方法如Doppler OCT、斑点或强度变化和相分辨方法。在大多数这些方 法中，运动对比度是通过在大致相同的位置获取至少两个OCT测量(其 中两个测量在时间上由预定间隔分隔开)以及通过应用算法以查找复杂 OCT信号或其组合如强度或相中的变化所确定。这些测量的精度可通过最 小化由于在轴向样品整体运动所致的运动相关错误(包括但不限于去除信 号)来改善。

在本发明的优选实施方式中，提取的脉管结构被后处理以去除离群值 (outlier)且使血管结构平滑。该衍生结构然后被深度编码且显示在已呈 递的视网膜解剖(幅值图像)上。另外，特定深度范围内的后处理的脉管 结构可沿轴向概括或整合以生成投影图，其示出脉管系统作为前位视图 (en face view)，没有任何深度信息。通过检查该图像的顺序或强度统计， 没有任何脉管系统的区域(如FAZ)可自动划定，且其形状和大小可被量 化。可替换地，先前获得的眼底图像，连同凹(中央凹)探测器，可配准 (记录，register)到脉管系统的该合成前位图像，以协助在其周围有找到 FAZ高机会的中心凹的检测。通过详述完全自动化(没有人工干预)方法 来精确地确定缺乏视网膜区域的毛细管，通过优先对比血管区域视网膜图 像强度含量统计性质的检查，所提出的发明偏离已知的现有技术。

除无脉管区之外，其他度量，如脉管系统密度、毛细管密度、血管几 何形状、毛细管直径、毛细管间距离、由毛细管环为界的区域等，可通过 标准的数学模型和工具来确定。这些度量可在中心凹附近或在关注的其他 区域，如旁中心凹的或视乳头周的区域、乳头黄斑束或视神经头内被识别。 该技术可进一步扩展到自动识别病理中视网膜缺血的区域，如分支视网膜 静脉阻塞(BRVO)和中央视网膜静脉阻塞(CRVO)。此外，这些技术还 可帮助识别视网膜内微脉管异常(IRMA)。IRMA通常是导致毛细管扩张 区域和新毛细管床视网膜内形成的DR相关病症。通常，有关IRMA的新 血管形成通过无灌注或缺血的区域发生在视网膜组织以充当分流(shunt)。 上述所定义度量中的变化可用作监视是否出现了脉管系统的新生长或在 无灌注或缺血区域中变化的准则。

在本发明的进一步实施方式中，提供了用于以有意义方式有效地可视 化OCT血管造影所得物且定量地表征脉管系统网的新方法。检查员可选 择OCT血管造影所得物内的血管且程序会示出下到毛细管网的所有连接 血管。关于不同视网膜血管连通性的信息也可用于定量评价OCT血管造 影所得物，且将其与规范(正常，normative)数据库进行比较。

附图说明

图1示出根据本发明涉及处理运动对比度(motion contrast)OCT数 据的各种步骤的流程图。

图2示出可用于运动对比度数据的收集的一般化的眼科OCT成像系 统。

图3示出由使用标准化向量差分方差(vector difference variance)的 OCT数据生成的前位脉管系统图像。

图4示出说明三种不同血管丛(plexus)和其所包含的层的视网膜 OCT图像。

图5a示出OCT血管造影数据的3D可视化和图5b示出对应的2D投 影图像。

图6示出立体图像对如何由使3D可视化类型成为可能的运动对比度 数据生成。

图7示出可用于识别中心凹无脉管区(FAZ)的前位脉管系统图像的 强度直方图(灰度直方图)。

图8示出根据本发明的一方面的前位脉管系统图像的等照度线划分 结果。

图9示出FAZ如何与图8中等照度线划分后图像数据的其他部分分 离。

图10示出在围绕中心凹放射状分布区中的血管密度的图。

具体实施方式

用于脉管系统增强OCT数据处理的优选和替代实施方式示于图1的 示意图中。该图示出三种可能方式来生成和使用来自OCT系统101中获 取和重建的复杂OCT数据102的脉管系统数据。下文将每种可能组合提 及为“方法”、A、B或C，取决于哪种方法路径已被采取来生成用于所讨 论实施方式的输入数据。在每种方法中，复杂数据的不同部分(仅强度、 仅相，或同时有强度和相)经历不同处理步骤(层分割、运动对比度、前 位图像生成的整合/总和(加合))来生成不同脉管系统的相关信息。

OCT数据可用使用多种扫描模型的OCT系统的任何类型收集，例如， 谱域OCT系统，或扫描源OCT系统，其使用不同波长如840nm或1060nm 的激光源。一般化的OCT系统的示意图示于图2。来自源201的光被发送， 其通常通过光纤205来照射样品210，典型样品为人眼中的组织。源201 可要么是在SD-OCT情况下具有短时间相干性长度的宽带光源，要么是在 SS-OCT情况下的波长可调激光源。光被扫描，通常用在光纤输出和样品 之间的扫描器207，以便光束(虚线208)被横向扫描(在x和y中)越 过待成像的区域或体积。从样品散射的光被收集，通常进入用于为样品照 明发送光的相同光纤205。在涉及光纤203和具有可调节光延时的后向反 射器204的情况下，来源于相同源201的参考光行进单独的路径。本领域 技术人员认识到透射参考路径也可使用，且可调节延时可被置于干涉仪的 样品或参考臂中。收集的样品光与参考光结合，通常在光纤耦合器202中， 以在检测器220中形成光干扰。虽然单光纤端口示出转到检测器，本领域 技术人员认识到干涉仪的各种设计可用于干扰信号的平衡或不平衡检测。 从检测器的输出供给处理器221。结果可存储在处理器221中或显示在显 示器222上。处理和存储功能可在OCT仪器内定位，或功能可在收集数 据被传输的外处理单元完成。该单元可专用于数据处理或完成其他任务， 其是相当普遍的且不专用于OCT装置。

在干涉仪中的样品和参考臂可由体形光学(bulk-optics)、光纤光学或 混合体形光学系统构成，且可具有如本领域技术人员所知道的不同架构， 如Michelson,Mach-Zehnder或基于公共路径的设计。如本文所用光束应理 解为任何周密定向的光路径。在时域系统中，参考臂需具有可调光延时来 生成干扰。平衡检测系统通常用在TD-OCT和SS-OCT系统中，而光谱仪 用在用于SD-OCT系统的检测端口。本文所描述的发明可应用到能够为功 能分析生成数据的任何类型的OCT系统。

干扰引起干涉光强度在整个谱中变化。干涉光的傅里叶变换揭示在不 同路径长度下散射强度的轮廓(谱，profile)，且因此揭示作为样品中深度 (z方向)的函数的散射(例如参见，Leitgeb等人，“Ultrahigh resolution  Fourier domain optical coherence tomography,”Optics Express 12(10):2156 (2004))。通常，傅里叶变换导致复杂数据，且该复杂数据的绝对值制成表 以构造强度图像。复杂OCT信号也编码有关由局部样品运动所引起相移 的信息，且可用来推断有关高灵敏度样品中主导散射器物理运动的数量。 作为深度函数的散射轮廓称为轴向扫描(A-扫描)。在样品中邻近位置测 量的一组A-扫描产生样品的横截面图像(断层图像或B-扫描)。在样品上 不同横向位置收集的B扫描集合构成数据量(数据体)或多维数据集(数 据立方体)。对于数据的特定量，术语快轴(fast axis)是指沿单个B扫描 的扫描方向，而慢轴(slow axis)是指沿其收集多个B-扫描的轴。

理想情况下，当如在通过引用方式并入本文的美国专利公开号 2012/0249956中描述的用于任何运动的监测和校正时，收集数据。若干 OCT血管造影技术(相方差、斑点方差、Doppler、超高敏光学微血管造 影(UHS-OMAG)等)的任何一个可应用于所得复杂OCT数据集以检查 运动对比度。该分析的结果可提供含有血管位置的容积限定(volumetric  definition)的图像作为高信号(例如参见，Kim等人，“In vivo volumetric  imaging of human retinal circulation with phase variance OCT,”Biomedical  Optics Express,2(6),1504-1513(2011))。基于强度的局部搜索或全局方法 可用在幅值图像上以提取突出层，其随后用作强度总和的边界。提取的边 界仅用来包括先验知道具有血管的总和中的该组织范围。该求和过程的结 果是沿着(和进入)成像轴查看体积的平面视图(投影)，且在该投影(前 位脉管系统图像)中的特征捕获脉管分布(图1中的方法A)。由于总和 合并出沿轴向的深度，该视图仅捕获脉管系统的综合性形态，且在深度方 向上不定位。

通过由完成如在通过引用方式并入本文的美国专利公开号 2012/0277579中描述的标准化向量差分方差(vector difference variance) 生成的运动对比体积，图3示出通过选择性总和生成的前位脉管系统图像 (图1，方法A)。由箭头301和302指示的亮脉管系统在深色背景反衬下 显得醒目。中心区中血管的缺乏指示中心凹无脉管区(FAZ)。从图3可 清楚看出，该技术生成视网膜血液循环回路的良好图像(再现)。在该实 施例中，用于选择性总和(求和)的边界层是内限制膜(ILM)和位于其 下50微米的层。解剖学上，脉管系统分布在视网膜的3个主要部分中(图 4)：浅表毛细管丛(SCP)，中间毛细管丛(ICP)和深部毛细管丛(DCP) (例如参见，通过引用方式并入本文的Kim等人，“Noninvasive Imaging of  the Foveal Avascular Zone with High-Speed,Phase-Variance Optical  Coherence Tomography”Investigative Ophthalmology&Visual Science,53 (1),85-92(2012))。这些丛的每个是由有限数量的视网膜层组成，其中， 在可替换的实施方式中，可用作用于选择性总和的边界层以生成示出脉管 系统网三种特定类型的脉管系统前位视图。生成前位图像不需要选择性总 和，且选择性总和的其它实例或表示多个作为单一代表值的强度值的其他 方式(例如，积分、求和、最小值、最大值、中间值等)可由本领域技术 人员设想(例如参见，通过引用方式并入本文的美国专利号7301644、美 国专利公开号2011/0034803和美国专利公开号2008/0100612)。

如先前提到的，投影视图缺乏任何深度信息，因为发信号告知存在脉 管系统的高信号像素沿轴向求和。解剖学上，视网膜脉管系统分布在视网 膜组织的三维空间中，具有在每个特定丛内还变化的脉管系统的分布和特 征(图4)。在本发明的优选实施方式中，在呈现于图3视图中的深度信息 可通过明确使用脉管系统的容积限定(对比相数据运动后)，且绘制三维 空间(3D，图1中的方法B)中的体积来保留。通常，该方法，其延伸方 法B，将需要保留使用阈值或选择标准所取得体积中的高强度位置，且完 成某些后处理以实施脉管系统的解剖连通性。3D脉管系统图(map)预期 形式的示意图示于图5a，其中黑线描绘出3D空间中的血管路径。相应2D 投影视图示于图5b。3D可视化模型将提供在成像视网膜空间中的脉管体 系结构/分布的可视化图像。包括在3D图像中的数据可限制于特定丛，使 用上述方法，来限制显示在视网膜中特定位置的数据。在视网膜中的位置 可由邻接物定义为特定位置，如质心(centroid)或由分割确定的边界，或 位置可限制为在两个这样的边界之间。用这种方式每丛的3D血管模型可 独立地审阅。

在本发明的进一步实施方式中，检查者可使用数据输入装置如鼠标或 触摸屏接口选择体积内的血管，且程序然后将凸显下至毛细管水平的连接 血管。这样的可视化可改善阻塞或泄漏的识别。连接脉管系统的可视化可 通过以下实现，例如仅显示特定连接的脉管系统或仅在体积内凸显它以便 对比它与其它脉管系统。连接脉管系统的可视化还可包括图像系列或电 影，其中电影仅从最初选择的血管开始，其然后生长，直到所有连接的血 管被示出。连接血管被增加的速度可通过它们的血管直径来标准化，以便 模拟网络内的血液传播速度。

由血管分割算法创建的信息可作为附加的定量参数，其可用于比较数 据集与标准数据库，或用于追踪随着时间推移在特定患者中的变化。这样 的参数可以是总血管长度、分支(bifurcation)数量、小动脉对比静脉毛 细管的毛细管密度、父母/子女血管的血管直径、分支角度、脉管迂曲度 (tortuosity)、毛细管网体积对比静态组织体积。

在本发明的可替换实施方式中，在视网膜中脉管位置的实际深度可用 作视差映射(disparity map)，以生成可由临床医生观察以获得空间中脉管 分布更好想法的血管网的立体图像对。以视网膜中脉管特征的实际物理深 度知识，选择优选的数值范围以映射可能距离的范围(例如，从0mm到 2mm)，其后左和右体积对可生成且融合成如图6中所示立体对。这要么 通过一副专用3D眼镜，要么经由3D显示技术来呈现。通过视网膜解剖、 用以生成有关视网膜各层的脉管映射的幅值图像中编码的深度，该可替换 实方式的扩展还允许增强该立体视图。来源于三个丛的血管可优先彩色编 码以生成更多信息图像融合方法来可视化。

优选实施方式采用脉管系统前位图像的用途来推导临床显著信息，其 中最重要的是中心凹无脉管区或FAZ的自动检测。FAZ的检测使用了方 法A的输出(图1)，且可通过创建脉管系统前位图像的强度直方图来完 成。强度直方图(图7)在生成沿横坐标表示图像中强度值的频率分布(沿 该图的纵坐标表示)的图像处理中是非常常用的作图技术。许多软件系统 包括用于图像直方图生成的标准和优化库。优选实施方式通过检测直方图 的峰值开始检测方法。如图7所示，脉管前位图像的直方图示出特征性双 峰分布，且在FAZ和映射其他部分之间的转变是位于这些峰A和B之间。 这是经验观察，且适用于一大组脉管前位图像。优选实施方式评价该转变 区如强度水平i＝i1+(i2–i1)/3。计算该特征强度值后，前位图像为具有 该特定强度值的像素被询问。类似强度的线被称为等照度线，且强度水平 i的等照度线(isophote)迹线提供有最大包括FAZ在里面且脉管视网膜在 外面的识别等高线(contour)的优选实施方式(图8)。等照度线通常由 等高线运算描绘，其中等高线运算需要以如图8箭头所示水平I处所需等 照度线小邻域阈值化图像上强度水平。

等照度线描绘的结果示于图8。由于信号的噪声性质，一些小孤立等 高线还可看出，但在优选实施方式中所采用的算法保证凸的且具有最大周 长的等照度线将总是包围FAZ。在选择所需等照度线的等高线生成方法 中，优选实施方式报告多个匹配(图8中的小孤立等高线)作为每个等高 线x和y坐标的列表。这些坐标可用于计算每个等高线周长的简单方式。 最好描绘FAZ的等高线是具有最高周长的一个。

在FAZ等高线内的区域可从如图9所示等高线的其余部分中孤立出 来。一旦等照度线分布已如前段描述的被孤立，且通过基本形态运算如腐 蚀和膨胀，或其任意组合来清洗，所得FAZ区域的形态参数可根据具体 情况计算以定量FAZ。作为合理定量的示例，对于图9的情况，区域被计 算为计数“开(on)”像素的数量，以每个像素的区域测量，且是5675像 素单元。在这种情况下，所描绘FAZ具有与104.7像素单元(523.5微米) 长轴和73.1像素单元(548.5微米)短轴的0.71的偏心率。

在可替换实施方式中，脉管映射的剩余部分(在所描绘FAZ外部) 可用于计算毛细管密度，尤其作为离中央凹中心距离的函数，且生成在围 绕如图10所示中央凹放射状分布区中密度的映射。以脉管前位中FAZ位 置的知识，放射状区可分析且“开”比“关”像素的比率可用于生成粗扇 形血管密度映射。“开”和“关”像素的定义可通过明智阈值选择来制定。

对于FAZ中存在毛细血网显著侵蚀的情况，可替换实施方式(方法 C，图1)允许使用利用中心凹检测算法(例如参见通过引用方式并入本 文的美国专利号8079711)由幅值图像的中心凹先验知识，以创建局部直 方图，且因此限制搜索脉管无脉管转变区到更小区域。在这种情况下，通 过在由方法A生成的图像上的优选实施方式的FAZ检测将最可能不能限 定最大周长标准。这种情况在形态清洗步骤后将被空(零)FAZ检测(即， 图9中空白图像)标记。使用利用中心凹检测算法的中心凹位置先验知识 将帮助引导(boot-strap)非常靠近FAZ预期位置的检测方法。本领域技 术人员可意识到假如脉管病理在中央凹是严重的，可以修改控制流以采取 可替换路线检测FAZ。

可来源于前位脉管系统图像(从一个或多个丛)或来源于3D OCT血 管造影数据体积的其他临床显著可量化特性或度量，包括总毛细管体积 (超过给定阈值强度的所有像素总和)，以及可来源于血管图案的度量， 如迂曲度、规则性、分割长度、总交叉点(total crossings)、分支数量、血 管宽度参数、小比大血管的比率、毛细管密度、在小动脉和静脉毛细管之 间的毛细管密度比率、毛细管直径、毛细管间距离、由毛细管环为界的区 域(area bounded by capillary loops)等。也可以考虑包括源自不同丛度量 之间的关系，如比率或差值，或源自眼睛不同区域度量之间的关系，如在 周围中心凹(peri-fovea)和外中心凹(extra-fovea)、中心凹、乳头黄斑束、 和视神经头区域中。一旦度量确定，其可比较于正常眼睛或已知病理眼睛 的数据库以诊断或追踪特定疾病或病症进展。

使用该信息的另一种方式是使用中心凹无脉管区作为一种区域，在该 区域上评价其他特性如层厚度或来源于OCT图像的其他参数，或其它配 准图像。例如，FAZ内的感光层厚度应具体地有关视锥细胞(cones)，而 不是视杆细胞(rods)。包括关于感光体其他信息图像的记录，如自适应光 学图像，可允许影响中心凹区域多个度量的量化。相比使用不同模态(如 眼底成像)同时所获图像的血管图像呈现，将有助于使用血管数据来引导 其他模态的检查，反之亦然。这种共同显示在通过引用方式并入本文的美 国专利公开号2008/0100612中描述。

在不同访问(在一个或更多丛中)的毛细管网的视觉比较可揭示与加 剧疾病如糖尿病性视网膜病相关的变化。上面讨论的任何度量的纵向分 析，具体地FAZ区域也可揭示加剧的损伤。纵向分析也可测量在视网膜 脉管系统中的修改，如由于缺血或如IRMA的DR有关病症的发展导致的 非灌注区域中的变化。在一个图像中选择血管后，连接血管下至毛细管网 的范围可潜在地连续评价，在初始图像中且在随后获取并记录的数据集 中，从而确定该特定血管的血管网范围是否因治疗而扩大或因病理恶化而 收缩。

上述优选实施方式是指与这些相关的视网膜毛细血管和度量的可视 化。类似方法可应用到脉络膜脉管系统，其包括脉络膜毛细血管、Sattler 层和Haller层。虽然并入本发明教导的各种应用和实施方式已示出且详细 地描述在本文，本领域技术人员可容易地想出仍并入这些教导的其他变化 实施方式。虽然本发明的说明书在这里是针对人眼样本进行讨论的，但本 发明的应用并不限于眼睛而是可应用到使用OCT的任何应用中。

以下参考文献通过引用方式并入本文：

专利文献

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非专利文献

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