光学相干断层扫描是一种光学成像技术，提供生物组织高分辨率的深度层析成像。一般来说，一个成像光束在组织表面扫描获得两到三维图像。这种技术常用在眼科和心血管领域。在心血管领域中，一根成像探头预先被导入病人的冠状动脉，光学相干断层成像光束通过该探头传输。探头发出的成像光束沿着血管壁旋转式扫描，同时脉内探头从动脉中撤出5~10cm长度来评估血管壁的情况。由此产生分辨率约为10µm的数据集，如此高分辨率的图像能够显示血管壁的病理情况（如动脉粥样硬化等），并能辅助冠状动脉的干预治疗（心血管支架）。

经皮冠状动脉重建术（PCR），即封闭冠状动脉的基于导管开放化技术，通常在X射线造影的指导下实施，提供冠状动脉腔的二维可视化。血管造影法的几个局限性，如：缺乏三维信息，缺乏血管壁解剖信息，有限的空间分辨率，对于附壁血栓的灵敏度不佳，以及无法可视化射线可穿透的设备。这些让血管内成像在PCR中扮演着重要的角色。最近的研究已经开始探索各种基于导管成像技术的临床应用。PCR技术已成为急性心脏病患者或急性冠脉综合征（ACS）患者的标准治疗干预措施。最近插管术实验室患者从惯常的心绞痛患者转变为急性冠脉综合征患者，这意味着血栓切除术、支架和气球干预措施被运用于更复杂的血管区域，即异构组织成分和血栓。局部组织结构和成分的充足可视化在这种环境下变得更加重要。血管内光学相干成像术（IV-OCT）是一种基于探头的成像技术，提供分辨率为10µm的动脉的综合立体显微镜观察。

血管内光学相干成像术应用于临床已近十年，产生了大量的数据，加深了我们对冠状动脉疾病和基于导管干预疗法的了解。然而有一些问题主要是欠采样、心脏运动伪影和不均匀旋转扭曲（NURD）等影响了血管内光学相干成像术图像的质量和可解释性，尤其是在容量数据集中更是如此。光学相干成像术数据采集速率受限于导管扫描速率和光学相干成像术引擎速率。成像的动脉需要通过透明介质冲刷来营造一个只能允许几秒钟扫描的无血场。商业化系统的探头后移速度是20~40mm·s–1，成像速度是100~180fps，并在3~5s内完成成像。由此产生的数据集将涵盖几个心动周期，且探头设置后移运动导致图像伪影。腔相对于探头的纵向位移导致帧间距不准确性，并可能导致帧秩序不准确性，影响数据[1,2]纵向渲染保真度和三维重建长度测量。传统探头后移成像中，帧距为200µm，而光束宽度为30µm，意味着渲染体积在纵向会导致7倍欠采集。因此，纵向渲染图像质量和横截面图像质量相比有明显差别。不均匀旋转扭曲是由于探头中空心转动轴的旋转摩擦所造成的，导致成像近端至成像前端中间出现各种扭力传递，呈现为单帧的扭曲或帧与帧之间的摆动。

血管内光学相干成像术的运动和取样的局限性可以通过快速扫描来克服，即在两次左心室收缩之间获得数据，从而避免过度运动。探头扫描得到数据，并能使帧距小于成像光束的宽度。快速扫描可以通过远端执行器完成，该机器也能消除旋转机制下不同摩擦加载量所导致的不均匀旋转扭曲。成像时间短的一个额外好处是减少必要的冲洗量。在本报道中，我们描述了一个血管内成像系统，称为“心动光学相干成像术”[3]，该技术便是基于这一原则，依靠高速光学相干成像术引擎和一个直径1mm的微电机。该系统的功能可以通过体外和体内成像实验来评估。

图1显示了我们所建探头的照片。该装置包含一个同步微电机，提供驱动电流通过四个铜线索，而外径仅为1.1mm。微电机由我们团队开发[4]，在Kinetron BV(荷兰蒂尔堡)生产。镶镜光纤探针创建一个成像光束，其焦点位于探头外1mm。镜子安装在电动机的转轴上，扫描光束沿血管壁采集组织。因为该微电机是同步电动机，所以它的转速是由驱动电流的频率决定的。电流0.7A时，导管因电阻发热升温小于1K，很适合体内血管内成像。该电流所允许的最高转速为4000rev·s–1。

《图1》

图1.外直径1.1mm探头的缩影照片。(a)微电机；(b)安装在电机轴的支架上电极；(c)GRIN光钎透镜；(d)电机导线。

我们使用导管和扫描速度2.8MHz的傅里叶域锁模激光系统进行体外成像实验。该激光系统由德国Robert Huber教授为首的研究小组研发[5]。图2（a）显示了新一代生物相容性血管支架的人活体冠状动脉的横断面图像，该支架能在植入人体两年内被完全吸收。图中可以看到铜导线投射下的4个阴影。图2（b）和（c）通过后移速度为100mm·s–1的后移数据集来比较纵向部分。在图2（b），电机驱动400rev·s–1，纵向帧距250µm，可以与商业化系统相媲美。尽管横断面图像的线密度非常大，图像采样却较差。在图2（c），电机转速是3200rev·s–1，帧距31µm。这个帧距约等于焦点波束宽度。因此，纵向图像正确地采样并显示与截面相同的细节。各个方向的数据都实现了正常采样，并呈现出了非常精准的三维（3D）重建。图3显示了活体钙化斑块的3D渲染图。

《图2》

图2.(a)植入生物相容性血管支架的人活体冠状动脉的横断面图像。忠实呈现血管壁结构和支架；(b)动脉纵切面，帧距250µm，导致欠采样；(c)动脉纵切面，帧距31µm。

《图3》

 

图3.人冠状动脉的活体钙化斑块的3D渲染图，由心动光学相干成像术所得(线率1.6MHz，电动机转速3200rev·s–1)[6]。

探头设置于体内时后移速度至少为100mm·s–1。由此，可以对6~7cm的冠状动脉进行各向同性抽样成像，并且在两心室收缩期间没有心脏运动伪影。为了实现这一点，由实验对象的心电图触发探头后移和数据采集。心脏左心室运动是产生伪影的最主要的因素，与心电图的T波相关联。在测量同步化中采用适当的、尽可能根据患者个性化的延迟将使我们能够避免心脏运动对数据的影响。结果数据平稳且包含各个方向的采样。这些数据在光学相干成像术下将使得长度测量更可靠，并能提供针对患者的血管生物力学计算指标。这些进展将使心动光学相干成像术在冠状动脉干预措施指导和冠状动脉粥样硬化个性化预后成像中扮演重要角色。