CN102525382B - 螺旋扫描共路干涉型内窥扫频oct实时成像方法及系统 - Google Patents
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Abstract
一种螺旋扫描共路干涉型内窥扫频光学相干层析(OCT)实时成像方法及系统。把分光器件和参考镜置于探头内部从而使系统在整体上构成共路干涉结构，运用一个安装在探头内部的微型电机来实现照明聚焦光束的平稳螺旋扫描，采用无需沿样品深度方向进行机械扫描运动的扫频OCT技术来达到快速成像的目的；最后通过对采集到的干涉信号进行一系列数字信号处理来得到被测样品的三维图像。本发明具有对各种干扰不敏感、探头即插即用、实时三维成像、图像失真少、和减少病变漏检等特点。
Description
技术领域
本发明涉及医学内窥成像技术和光学相干层析成像技术，尤其是涉及一种采用螺旋扫描方式和共路干涉结构的内窥扫频光学相干层析实时成像方法及系统。
背景技术
人类的病变大多从组织器官的内部开始。因此，许多具有层析能力的成像技术，如：计算机层析、核磁共振、X射线、和超声等，正在临床诊断方面发挥着巨大作用。然而这些技术只能提供0.1～1mm的分辨率，远未达到探测早期组织异常所要求的分辨率水平。光学相干层析成像(Optical CoherenceTomography，简称OCT)技术能非侵入地对组织器官的内部结构和某些生理功能进行成像，并具备病理分析所要求的高分辨率水平(达微米量级)，故有望在病变早期诊断方面发挥重要作用。由于光波在生物组织中的穿透深度极浅(几个毫米)，必须发展内窥技术来帮助医生直接观察内部组织器官的病变。内窥OCT技术已在肠胃、呼吸、泌尿系统，和乳腺组织等的病变探查方面获得了初步应用。
采用光纤或光纤束传光的柔性内窥探头能够通过腔道进入体内，是一种无创技术，非常适合于对肠胃、呼吸系统等内腔组织成像。现有的柔性内窥OCT系统，如美国MIT的Fujimoto小组(G J Tearney，et al.In vivo endoscopic opticalbiopsy with optical coherence tomography，Science，1997，276：2037-2039)、和加州大学Chen小组(T Xie，et al.Fiber-optic-bundle-based optical coherencetomography，Optics Letters，2005，30(14)：1803-1805)等提出的系统，一般为非共路干涉结构。由于内腔组织结构极不规则，进入其内的光纤或光纤束不可避免地存在着弯曲，导致由其传输光束的偏振态会发生变化；另外，由呼吸、生命律动、和腔内气流等扰动导致的探头抖动，会使图像质量下降。因此，必须在参考臂中对上述因素进行匹配，使得系统的构成和调节变得异常复杂和耗时。而且，针对不同部位更换使用不同长度的探头时，都需进行光程匹配、色散补偿、和偏振态调节等操作。这些问题的存在极大地制约了非共路干涉系统在实际中的运用。
共路干涉结构能完全克服上述问题，非常适合于光纤型柔性内窥成像系统。由于傅里叶域OCT技术，包括谱域OCT和扫频OCT，无需参考镜沿样品深度方向的机械扫描运动，而是通过对采集到的干涉信号进行快速傅里叶逆变换来得到样品整个深度方向的信息，从而具有比时域OCT系统更快的成像速度。参考镜无需扫描运动，为把参考镜置于探头内部使系统在总体上构成共路干涉结构提供了可能。一些采用共路干涉结构的内窥谱域OCT成像方法和系统被提了出来，如浙江大学的Ding小组(丁志华等，共路型内窥光学相干层析成像方法及系统，专利号：200710069864.9，授权日：2009/05/20)、和奥地利维也纳医科大学Drexler小组(A R Tumlinson，et al.Endoscope-tip interferometer forultrahigh resolution frequency domain optical coherence tomography in mouse colon，Optics Express，2006，14(5)：1878-1887)等提出的系统。它们采用了在探头入射端进行横向扫描的方式，这种扫描运动对于柔性探头而言显得很不稳定，会导致成像结果里存在着假象。另外，这些扫描不是遍历的，由其所观察到的区域具有偶然性。
由于扫频OCT技术采用点探测器接收干涉信号，而近红外波段的点探测器比线阵CCD探测器(谱域OCT要求)更容易获得和成本更低，使得扫频OCT技术成为当前OCT技术研究的热点，并在医学领域显得极具应用价值。华盛顿大学的Li小组(H L Fu，et al.Flexible miniature compound lens design forhigh-resolution optical coherence tomography balloon imaging catheter，Journal ofBiomedical Optics，2009，13(6)：060502)提出了一个在探头入射端进行螺旋扫描的内窥扫频OCT成像系统。这种螺旋遍历式扫描，能减少病变漏检，能更好地满足病变探查的需求。而在探头顶端进行螺旋扫描、和采用共路干涉结构的扫频OCT成像方法和系统还未见报道。微型螺旋运动电机的出现，为实现这一构想提供了物质保证。
发明内容
为了克服背景技术的不足，本发明的目的是提供一种螺旋扫描共路干涉型内窥扫频OCT实时成像方法及系统，具有对各种干扰不敏感、探头即插即用、实时三维成像、图像失真少和减少病变漏检等优点。
本发明解决其技术问题所采用的技术方案是：
一、螺旋扫描共路干涉型内窥扫频OCT实时成像方法，其特征在于包括以下步骤：
第一步，计算机控制扫频光源进行波长λ的等间隔快速扫描，并同步触发平衡探测器采集干涉信号并传输至计算机进行处理；
第二步，计算机同时驱动旋转电机带着照明光束对样品横向扫描一周，得到一帧图像，由平衡探测器采集到的干涉信号记为Ii1(k，ci，z1)，i＝1～N，N为沿螺旋运动的圆周方向c的采样点数，波数k＝2π/λ，z为螺旋运动的直线方向坐标；
第三步，对干涉信号Ii1(k，ci，z1)进行插值处理使之成为波数k空间的均匀采样函数，记为I′i1(k，ci，z1)；
第四步，对I′i1(k，ci，z1)进行关于波数k的快速傅里叶逆变换，得到关于样品深度位置a的函数Ii1(a，ci，z1)＝δi1(a，ci，z1)+ACi1(a，ci，z1)+Si1(a，ci，z1)+Mi1(-a，ci，z1)，其中：δi1(a，ci，z1)为直流背景项，ACi1(a，ci，z1)为自相关项，Si1(a，ci，z1)为有用的样品信号项，Mi1(-a，ci，z1)为镜像项；
第五步，将函数Ii1(a，ci，z1)减去该帧图像均值后可滤除直流背景项δi1(a，ci，z1)；生物组织的自相关项ACi1(a，ci，z1)较弱，忽略不计；镜像项Mi1(-a，ci，z1)由系统设计来保证与样品信号项Si1(a，ci，z1)在空间上分离，在输出显示时可直接舍弃；从而只得到有用的样品信号项Si1(a，ci，z1)；
第六步，计算机驱动旋转电机继续扫描，得到沿螺旋运动的直线方向z的第j圈的干涉信号Iij(k，ci，zj)，i＝1～N，j＝1～M，M为平衡探测器沿螺旋运动的直线方向z的采样点数；
第七步，重复上述第三步至第五步，即可得到样品的三维图像S(a，c，z)。
二、螺旋扫描共路干涉型内窥扫频OCT实时成像系统：
包括扫频光源、第一单模光纤、光环形器、第二单模光纤、光耦合器、第三单模光纤、气囊、内窥探头、第四单模光纤、第五单模光纤、平衡探测器、旋转电机、连接线和计算机；扫频光源发出的光经第一单模光纤至光环形器的输入端口a，然后由光环形器的中间端口b出射并经第二单模光纤、光耦合器和第三单模光纤至内窥探头；内窥探头和第三单模光纤的末端由气囊包裹；从内窥探头返回的光经第三单模光纤到达光耦合器后被分成两部分：一部分经第二单模光纤返回至光环形器的中间端口b，然后由光环形器的输出端口c出射并经第五单模光纤接平衡探测器的一个输入接口，另一部分光经第四单模光纤接平衡探测器的另一个输入接口；计算机分别经数据传输线连接扫频光源和平衡探测器的输出端口，并经连接线接旋转电机，旋转电机置于内窥探头里；计算机控制扫频光源进行波长的等间隔快速扫描，并同步触发平衡探测器采集干涉信号并传输至计算机进行处理，计算机同时驱动旋转电机带着照明光束对样品进行螺旋扫描，即可得到样品的三维图像
所述的内窥探头包括第三单模光纤、光纤套管、格林透镜、第一支撑套、分光柱透镜、参考镜、聚焦透镜、第二支撑套、限位螺母、旋转电机丝杆、旋转电机、连接线、第三支撑套和透明外护套；第三单模光纤的末端被光纤套管固定，光纤套管与格林透镜胶合并由第一支撑套固定；由第三单模光纤发出的光经格林透镜后至分光柱透镜的左端面，在这里光束被分成两部分：一部分穿过分光柱透镜后至参考镜，另一部分经聚焦透镜至样品；由参考镜和样品后向反射的光经原路返回至第三单模光纤并最终至平衡探测器；聚焦透镜由第二支撑套固定；分光柱透镜和参考镜由第二支撑套固定，然后接限位螺母，限位螺母接旋转电机丝杆，旋转电机丝杆是旋转电机的一部分；旋转电机经第三支撑套接透明外护套，并经连接线接计算机。
所述的光耦合器为具有50∶50分光比的2×1耦合器。
所述光纤套管的右端面和格林透镜的左端面是具有8°斜角的切面，且这两个切面相互配合接合在一起；格林透镜的长度能保证由第三单模光纤发出的光通过它之后为平行光。
所述分光柱透镜的左端面镀透反比为10∶90的分光膜，右端面镀增透膜；分光柱透镜引入的色散应能补偿由聚焦透镜、透明外护套和样品引入的色散。
所述参考镜至分光柱透镜左端面中心的光程小于但接近于样品的表面至分光柱透镜左端面中心的光程。
本发明与现有技术相比的有益效果是：
(1)本发明具有对各种干扰不敏感的特点：由于采用了共路干涉结构，由光纤弯曲引起的偏振态改变，呼吸、生命律动、和腔内气流扰动导致的探头抖动，以及环境温度变化和器件色散等因素导致的图像质量下降问题得以避免；
(2)本发明真正实现了探头的即插即用：由于干涉结构被置于探头内部，参考臂和样品臂的光程差和色散匹配由设计来提供保证，从而在针对不同组织结构更换使用不同长度的探头时均无需对系统进行复杂的调节。而现有内窥OCT系统一般需进行色散匹配、偏振态调节、和零光程调节等复杂和费时的操作；
(3)本发明为三维实时成像系统：由于扫频OCT技术无需沿样品深度方向的机械扫描运动，而是通过光源波长的快速扫描(几十KHz量级)和对干涉信号的数字信号处理来获取整个深度方向的信息，使得系统具有了快速成像的能力；再加上沿样品横向的快速螺旋扫描运动，可直接获得样品的三维成像结果；
(4)本发明采用在探头顶端沿横向进行螺旋扫描，这种扫描布局对于柔性探头而言具有运动平稳的特点，可减少图像的失真；而且这种螺旋遍历式扫描，能避免病变漏检的问题，能更好地满足病变探查的需求。
附图说明
图1是本发明的系统结构示意图；
图2是本发明的内窥探头示意图；
图3是用于确定内窥探头里干涉结构尺寸的示意图；
图4是本发明的控制系统示意图。
图中：1.扫频光源，2.第一单模光纤，3.光环形器，4.第二单模光纤，5.光耦合器，6.第三单模光纤，7.气囊，8.内窥探头，9.第四单模光纤，10.第五单模光纤，11.平衡探测器，12.光纤套管，13.格林透镜，14.第一支撑套，15.分光柱透镜，16.参考镜，17.聚焦透镜，18.第二支撑套，19.限位螺母，20.旋转电机丝杆，21.旋转电机，22.连接线，23.第三支撑套，24.透明外护套，25.样品，26.计算机。
具体实施方式
如图1所示，本发明提出的螺旋扫描共路干涉型内窥扫频OCT实时成像系统包括：扫频光源1、第一单模光纤2、光环形器3、第二单模光纤4、光耦合器5、第三单模光纤6、气囊7、内窥探头8、第四单模光纤9、第五单模光纤10、平衡探测器11、旋转电机21、连接线22和计算机26。扫频光源1为波长快速扫描的近红外宽波段光源，由其发出的光经第一单模光纤2至光环形器3的输入端口a，然后由光环形器3的中间端口b出射并经第二单模光纤4到达光耦合器5。光耦合器5为具有50∶50分光比的2×1耦合器。通过光耦合器5的光经第三单模光纤6传输至内窥探头8，内窥探头8和第三单模光纤6的末端由气囊7包裹，气囊7采用柔软并对近红外波段光束透明的材料。从内窥探头8返回的光，包括参考光和样品信号光，经第三单模光纤6到达光耦合器5后被平均分成两部分：一部分经第二单模光纤4返回至光环形器3的中间端口b，然后由光环形器3的输出端口c出射并经第五单模光纤10接平衡探测器11的一个输入接口；另一部分光经第四单模光纤9接平衡探测器11的另一个输入接口。
内窥探头8的结构如图2所示，它由第三单模光纤6、光纤套管12、格林透镜13、第一支撑套14、分光柱透镜15、参考镜16、聚焦透镜17、第二支撑套18、限位螺母19、旋转电机丝杆20、旋转电机21、连接线22、第三支撑套23和透明外护套24构成。第三单模光纤6的末端被光纤套管12固定，光纤套管12的右端面和格林透镜13的左端面是具有8°斜角的切面，以消除由它们产生的后向反射杂散光，这两个斜角端面相互配合接合在一起，然后由第一支撑套14固定到透明外护套24的内壁上。由第三单模光纤6发出的光束经过格林透镜13后变成平行光束，并传输至分光柱透镜15的左端面。分光柱透镜15的左端面镀有透反比为10∶90的分光膜，右端面镀增透膜。平行入射光束在分光柱透镜15的左端面被分成透射光和反射光：透射光穿过分光柱透镜15后至参考镜16，反射光由聚焦透镜17聚焦在样品25的内部。由参考镜16后向反射的参考光和被样品25后向反射或散射的信号光，经原路返回并被格林透镜13耦合进第三单模光纤6，并最终传输至平衡探测器11。聚焦透镜17由第二支撑套18固定。分光柱透镜15和参考镜16由第二支撑套18固定，然后固定到限位螺母19上，限位螺母19通过螺纹连接在旋转电机丝杆20上，旋转电机丝杆20是旋转电机21的一部分。旋转电机21经第三支撑套23固定到透明外护套24的内壁上，并经连接线22连接计算机26。旋转电机21的旋转运动通过涡轮蜗杆机构转换成旋转电机丝杆20的螺旋输出运动，从而带着被聚焦透镜17聚焦于样品25的照明光束做螺旋扫描，实现了对样品25的螺旋扫描成像。透明外护套24选用对近红外波段透明、不会引起人体不良反应的材料，并有足够的强度来保证探头内部器件的正常工作和患者的安全。
图3用于确定内窥探头8里干涉结构的尺寸。设分光柱透镜15的折射率和长度分别为n1和e，聚焦透镜17的折射率和厚度分别为n2和g，透明外护套24的折射率和厚度分别为n3和h，以及样品25的折射率和聚焦深度分别为n4和k，则它们应满足关系式n1e＝n2g+n3h+n4k以平衡参考臂和样品臂之间的色散。设参考镜16至分光柱透镜15右端面中心的几何距离为f，内窥探头8的轴心线至样品25表面附近z0位置处的几何距离为z，则它们应满足关系式f＝z-n2g-n3h，这意味着参考镜16的位置对应着样品臂里的位置z0。位置z0和样品25之间存在着一个微小的距离Δz，是为了使干涉信号经傅里叶逆变换后得到的有用样品信号项和它的镜像项在空间上不发生混叠，从而可以直接舍弃镜像项而只显示样品信号项。由于零光程位置附近的成像结果最为理想，所以距离Δz也不能太大，即参考镜16的位置应尽量接近样品25。
本发明的控制系统如图4所示。计算机26分别经数据传输线连接扫频光源1和平衡探测器11的输出端口，并经连接线22接旋转电机21，旋转电机21置于内窥探头8里。计算机26控制扫频光源1进行波长的等间隔快速扫描，并同步触发平衡探测器11采集干涉信号并传输至计算机26进行处理。计算机同时驱动旋转电机21旋转并通过旋转电机丝杆20带着被聚焦透镜17聚焦于样品25的照明光束做螺旋扫描运动，从而实现对样品25的三维扫描成像。
作为实施例，扫频光源1可采用Santac公司的HSL-2000-1.31μm高速扫频激光光源，所有的光纤(包括第一单模光纤2、第二单模光纤4、第三单模光纤6、第四单模光纤9、第五单模光纤10)均采用带FC/APC接头的SMF-28e光纤，光环形器3和光耦合器5可分别采用Thorlabs公司的CIR-1310-50-APC和FC1310-70-50-APC(为2×2耦合器，使其一个端口闲置，作为2×1耦合器使用)产品，平衡探测器11采用Thorlabs公司的PDB145C型InGaSn点探测器。也可直接选用Thorlabs公司的INT-MSI-1300产品，它集成了光环形器3、光耦合器5、和平衡探测器11的功能。旋转电机21采用Faulhaber公司的03A S3型产品，它包括无刷直流微型电机、行星减速箱、和旋转电机丝杆20。分光柱透镜15、参考镜16、聚焦透镜17、第一支撑套14、第二支撑套18、第三支撑套23、和透明外护套24，均为自制。其余器件，可从市场购得。
本发明提出的螺旋扫描共路干涉型内窥扫频OCT实时成像方法，其具体步骤如下：
第一步，计算机控制扫频光源进行波长λ的等间隔快速扫描，并同步触发平衡探测器采集干涉信号并传输至计算机进行处理；
第二步，计算机同时驱动旋转电机带着照明光束对样品横向扫描一周，得到一帧图像，由平衡探测器采集到的干涉信号记为Ii1(k，ci，z1)，i＝1～N，N为沿螺旋运动的圆周方向c的采样点数，波数k＝2π/λ，z为螺旋运动的直线方向坐标；
第三步，对干涉信号Ii1(k，ci，z1)进行插值处理使之成为波数k空间的均匀采样函数，记为I′i1(k，ci，z1)；
第四步，对I′i1(k，ci，z1)进行关于波数k的快速傅里叶逆变换，得到关于样品深度位置a的函数Ii1(a，ci，z1)＝δi1(a，ci，z1)+ACi1(a，ci，z1)+Si1(a，ci，z1)+Mi1(-a，ci，z1)，其中：δi1(a，ci，z1)为直流背景项，ACi1(a，ci，z1)为自相关项，Si1(a，ci，z1)为有用的样品信号项，Mi1(-a，ci，z1)为镜像项；
第五步，将函数Ii1(a，ci，z1)减去该帧图像均值后可滤除直流背景项δi1(a，ci，z1)；生物组织的自相关项ACi1(a，ci，z1)较弱，忽略不计；镜像项Mi1(-a，ci，z1)由系统设计来保证与样品信号项Si1(a，ci，z1)在空间上分离，在输出显示时可直接舍弃；从而只得到有用的样品信号项Si1(a，ci，z1)；
第六步，计算机驱动旋转电机继续扫描，得到沿螺旋运动的直线方向z的第j圈的干涉信号Iij(k，ci，zj)，i＝1～N，j＝1～M，M为平衡探测器沿螺旋运动的直线方向z的采样点数；
第七步，重复上述第三步至第五步，即可得到样品的三维图像S(a，c，z)。
上述具体实施方式用来解释说明本发明，而不是对本发明进行限制。在本发明的精神和权利要求的保护范围内，对本发明作出的任何修改和改变，都落入本发明的保护范围。
Claims (6)
1.螺旋扫描共路干涉型内窥扫频OCT实时成像方法，其特征在于包括以下步骤：
第一步，计算机控制扫频光源进行波长λ的等间隔快速扫描，并同步触发平衡探测器采集干涉信号并传输至计算机进行处理；
第二步，计算机同时驱动旋转电机带着照明光束对样品横向扫描一周，得到一帧图像，由平衡探测器采集到的干涉信号记为Ii1(k，ci，z1)，i=1～N，N为沿螺旋运动的圆周方向c的采样点数，波数k＝2π/λ，z为螺旋运动的直线方向坐标；
第三步，对干涉信号Ii1(k，ci，z1)进行插值处理使之成为波数k空间的均匀采样函数，记为I′i1(k，ci，z1)；
第四步，对I′i1(k，ci，z1)进行关于波数k的快速傅里叶逆变换，得到关于样品深度位置a的函数Ii1(a，ci，z1)＝δi1(a，ci，z1)+ACi1(a，ci，z1)+Si1(a，ci，z1)+Mi1(-a，ci，z1)，其中：δi1(a，ci，z1)为直流背景项，ACi1(a，ci，z1)为自相关项，Si1(a，ci，z1)为有用的样品信号项，Mi1(-a，ci，z1)为镜像项；
第五步，将函数Ii1(a，ci，z1)减去该帧图像均值后可滤除直流背景项δi1(a，ci，z1)；生物组织的自相关项ACi1(a，ci，z1)较弱，忽略不计；镜像项Mi1(-a，ci，z1)由系统设计来保证与样品信号项Si1(a，ci，z1)在空间上分离，在输出显示时可直接舍弃；从而只得到有用的样品信号项Si1(a，ci，z1)；
第六步，计算机驱动旋转电机继续扫描，得到沿螺旋运动的直线方向z的第j圈的干涉信号Iij(k，ci，zj)，i=1～N，j=1～M，M为平衡探测器沿螺旋运动的直线方向z的采样点数；
第七步，重复上述第三步至第五步，即可得到样品的三维图像S(a，c，z)。
2.螺旋扫描共路干涉型内窥扫频OCT实时成像系统，其特征在于：包括扫频光源(1)、第一单模光纤(2)、光环形器(3)、第二单模光纤(4)、光耦合器(5)、第三单模光纤(6)、气囊(7)、内窥探头(8)、第四单模光纤(9)、第五单模光纤(10)、平衡探测器(11)和计算机(26)；扫频光源(1)发出的光经第一单模光纤(2)至光环形器(3)的输入端口a，然后由光环形器(3)的中间端口b出射并经第二单模光纤(4)、光耦合器(5)和第三单模光纤(6)至内窥探头(8)；内窥探头(8)和第三单模光纤(6)的末端由气囊(7)包裹；从内窥探头(8)返回的光经第三单模光纤(6)到达光耦合器(5)后被分成两部分：一部分经第二单模光纤(4)返回至光环形器(3)的中间端口b，然后由光环形器(3)的输出端口c出射并经第五单模光纤(10)接平衡探测器(11)的一个输入接口，另一部分光经第四单模光纤(9)接平衡探测器(11)的另一个输入接口；计算机(26)分别经数据传输线连接扫频光源(1)和平衡探测器(11)的输出端口，并经连接线(22)接旋转电机(21)，旋转电机(21)置于内窥探头(8)里；计算机(26)控制扫频光源(1)进行波长的等间隔快速扫描，并同步触发平衡探测器(11)采集干涉信号并传输至计算机(26)进行处理，计算机(26)同时驱动旋转电机(21)带着照明光束对样品(25)进行螺旋扫描，即可得到样品的三维图像；
所述的内窥探头(8)包括第三单模光纤(6)、光纤套管(12)、格林透镜(13)、第一支撑套(14)、分光柱透镜(15)、参考镜(16)、聚焦透镜(17)、第二支撑套(18)、限位螺母(19)、旋转电机丝杆(20)、旋转电机(21)、连接线(22)、第三支撑套(23)和透明外护套(24)；第三单模光纤(6)的末端被光纤套管(12)固定，光纤套管(12)与格林透镜(13)胶合并由第一支撑套(14)固定；由第三单模光纤(6)发出的光经格林透镜(13)后至分光柱透镜(15)的左端面，在这里光束被分成两部分：一部分穿过分光柱透镜(15)后至参考镜(16)，另一部分经聚焦透镜(17)至样品(25)；由参考镜(16)和样品(25)后向反射的光经原路返回至第三单模光纤(6)并最终至平衡探测器(11)；聚焦透镜(17)由第二支撑套(18)固定；分光柱透镜(15)和参考镜(16)由第二支撑套(18)固定，然后接限位螺母(19)，限位螺母(19)接旋转电机丝杆(20)，旋转电机丝杆(20)是旋转电机(21)的一部分；旋转电机(21)经第三支撑套(23)接透明外护套(24)，并经连接线(22)接计算机(26)。
3.根据权利要求2所述的螺旋扫描共路干涉型内窥扫频OCT实时成像系统，其特征在于：所述的光耦合器(5)为具有50:50分光比的2×1耦合器。
4.根据权利要求2所述的螺旋扫描共路干涉型内窥扫频OCT实时成像系统，其特征在于：所述光纤套管(12)的右端面和格林透镜(13)的左端面是具有8°斜角的切面，且这两个切面相互配合接合在一起；格林透镜(13)的长度能保证由第三单模光纤(6)发出的光通过它之后为平行光。
5.根据权利要求2所述的螺旋扫描共路干涉型内窥扫频OCT实时成像系统，其特征在于：所述分光柱透镜(15)的左端面镀透反比为10:90的分光膜，右端面镀增透膜；分光柱透镜(15)引入的色散应能补偿由聚焦透镜(17)、透明外护套(24)和样品(25)引入的色散。
6.根据权利要求2所述的螺旋扫描共路干涉型内窥扫频OCT实时成像系统，其特征在于：所述参考镜(16)至分光柱透镜(15)左端面中心的光程小于但接近于样品(25)的表面至分光柱透镜(15)左端面中心的光程。
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