CN103784120B - 基于扫频oct技术的肿瘤边界术中探查仪 - Google Patents
基于扫频oct技术的肿瘤边界术中探查仪 Download PDFInfo
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Abstract
基于扫频OCT技术的肿瘤边界术中探查仪，包括：扫频光源、第一至第三光纤耦合器、第一和第二声光移频器、光环形器、二维MEMS扫描器、线性微马达、平衡探测器、函数发生卡、数据采集卡和计算机等。采用探头里传光光纤的端面作为参考面，它和样品构成一个共路干涉结构，而光纤端面与样品之间的光程差由另一个干涉仪来补偿，使得仪器对外界干扰不敏感和探头即插即用。采用大视场快速扫描来定位肿瘤边界，再针对边界区域进行精细扫描以进行肿瘤边界的准确鉴别，兼顾了快速成像、减少漏检和提高鉴别准确率这几个因素。还利用扫频OCT技术无需轴向扫描的优点和声光移频实时消假像技术，来实现肿瘤边界的术中实时探查。
Description
技术领域
本发明涉及医学诊疗仪器和光学相干层析成像（OCT）技术，尤其是涉及一种基于扫频OCT技术的肿瘤边界的术中实时探查仪。
背景技术
肿瘤边界的准确探查直接关系着肿瘤切除手术的成功与否，医生需要在尽可能多地保留正常组织和降低肿瘤复发率之间做出平衡。以乳腺肿瘤为例，全乳切除术（Mastectomy）和乳腺肿瘤切除术（Lumpectomy）是目前最常用的手术方式，但由于后者只切除肿瘤及其周边的正常组织而越来越成为患者的首选。虽然切除周边更多的乳腺组织能降低肿瘤复发的风险，但却会影响乳房的美容效果。肿瘤边界探查在脑部肿瘤切除手术中显得尤为重要，多切除则意味着丧失神经机能的风险更高。
遗憾的是，至今还没有被广泛认可的肿瘤边界探查手段。目前常用的方法有：冰冻切片分析、印片细胞学、术中超声、和术中X线等，但它们均存在着各自的局限性。冰冻切片分析是一种耗时和高成本的边界探查手段；印片细胞学只能检测样本表面的癌细胞；术中超声需借助耦合剂接触组织，以及它的空间分辨率有限；术中X线具有的低灵敏度、低特异性、和低空间分辨率，使其在探查散在的微小结构，尤其是不规则边界时显得无能为力。
OCT技术是一种能对组织内部结构进行三维高分辨无损实时成像的技术，它基于宽带光源的低相干特性，只采集组织内部特定层的后向散射或反射光子来形成光学切片图像。目前OCT发展出了时域和频域OCT技术，频域OCT又包含谱域和扫频OCT技术。频域OCT技术无需参考臂的轴向扫描即可同时获取样品深度方向的全部干涉光谱信息，再经傅里叶变换来得到结构信息，因此具有更快的成像速度和更高的探测灵敏度。已有大量研究结果表明：OCT能够获得和组织病理学检测相一致的结果，可清楚观察到正常组织和肿瘤组织各自具有的特征形貌，并有大量图像信息和算法可用于组织的鉴别分类。这些工作有力地支持了把OCT技术作为肿瘤边界术中探查工具的可行性。
发明内容
本发明技术解决问题：克服现有技术的不足，利用扫频OCT技术，为肿瘤切除手术提供一种多尺度结合、无损、实时、和操作方便的边界术中探查仪器，以减少手术时间、降低复发率、和减轻患者痛苦与经济负担。
本发明解决其技术问题所采用的技术方案是：基于扫频OCT技术的肿瘤边界术中探查仪，包括：扫频光源、第一光纤耦合器、第一声光移频器、偏振控制器、第一透镜、平移台、第二声光移频器、第二透镜、第二光纤耦合器、光环形器、第三光纤耦合器、第三透镜、二维MEMS扫描器、第四透镜、线性微马达、内护套、透明外护套、波分复用器、对准光源、平衡探测器、第一单模光纤、第二单模光纤、第三单模光纤、第四单模光纤、第五单模光纤、第六单模光纤、第七单模光纤、第八单模光纤、第九单模光纤、第十单模光纤、第十二单模光纤、第十二单模光纤、函数发生卡、数据采集卡和计算机；
扫频光源发出的光束由第一单模光纤传输至第一光纤耦合器后分成两路：一路由第二单模光纤传输至第一声光移频器，再由第三单模光纤传输至第二光纤耦合器，偏振控制器安装在第三单模光纤上，这一路传输的光信号被定义为第一参考光信号；另一路由第四单模光纤传输，然后被第一透镜准直后入射第二声光移频器，由第二声光移频器输出的光束被第二透镜耦合进第五单模光纤中，并传输至第二光纤耦合器，第一透镜固定在平移台上，这一路传输的光信号被定义为第二参考光信号；
传输至第二光纤耦合器的第一参考光信号和第二参考光信号，由第六单模光纤传输至光环形器的端口a，再由光环形器的端口b出射，然后经第七单模光纤和第三光纤耦合器后，传输至第八单模光纤的端面d，在这里光束被分成后向反射和前向透射两部分：后向反射光返回至第三光纤耦合器，把第二参考光信号中的后向反射光信号用作干涉成像的参考光；前向透射光依次经第三透镜准直、和二维MEMS扫描器后，被第四透镜聚焦在样品上，然后被样品后向散射或反射并沿原路返回至第三光纤耦合器，把第一参考光信号中被样品后向散射或反射的光信号用作干涉成像的样品光；第三透镜、二维MEMS扫描器、和第四透镜安装在内护套里，内护套安装在线性微马达的输出轴上，线性微马达再固定在透明外护套里，由线性微马达带着在内护套里传输的光束在透明外护套里进行扫描；
返回至第三光纤耦合器的样品光和参考光被分成两路：一路由第七单模光纤传输至光环形器的端口b，再由光环形器的端口c出射，然后由第九单模光纤传输至平衡探测器的正极接收端；另一路由第十单模光纤传输至波分复用器，再由第十一单模光纤传输至平衡探测器的负极接收端；
对准光源输出的可见光，由第十二单模光纤传输至波分复用器后，依次经第十单模光纤、第三光纤耦合器、第八单模光纤、第三透镜、二维MEMS扫描器、和第四透镜后聚焦在样品上，以同步指示扫描成像的位置；
扫频光源进行波长扫描的同时发出采样触发信号，去控制数据采集卡同步采集由平衡探测器接收到的干涉光谱信号；由函数发生卡提供的扫描驱动信号与扫频光源发出的采样触发信号同步，分别控制线性微马达和二维MEMS扫描器进行扫描；数据采集卡采集到的信号传输至计算机进行处理。
所述的扫频光源为近红外波段宽光谱光源。
所述的平移台带着第一透镜作线性移动，来调节第二参考光信号的光程，直至第二参考光信号与第一参考光信号的光程差和干涉成像的样品光与参考光的光程差相等。
所述的第一声光移频器的频率为ω0+ωD，第二声光移频器的频率为ω0，从而在参考光路中引入移频量ωD，以实时消除对干涉光谱信号进行傅里叶逆变换时产生的共轭项，以及直流项和自相关项等假像。
所述的第二光纤耦合器和第三光纤耦合器均为具有50:50分光比的2×1耦合器。
所述的第八单模光纤的端面d为0°切割平面，具有大约4%的后向反射率，被用作干涉成像的参考面。
所述的线性微马达进行大行程扫描的同时，二维MEMS扫描器在与线性微马达扫描相垂直的方向进行一维扫描，从而构成对样品的横向二维大视场扫描，再加上对平衡探测器采集到的干涉光谱信号进行傅里叶逆变换得到的轴向结构信息，就得到了样品的三维图像，用于快速定位肿瘤边界；定位肿瘤边界区域后，线性微马达停止工作，由二维MEMS扫描器进行精细的横向二维扫描，再加上轴向结构信息，就得到了边界区域的三维高分辨图像，用于肿瘤边界的准确鉴别。
本发明与现有技术相比的有益效果是：
（1）本发明具有对外界干扰不敏感的特点，实现了探头的即插即用。由于探头采用共路干涉结构，使得该仪器不受使用过程中光纤弯曲引起的偏振态改变和各种原因导致的探头抖动的影响，减少了仪器引入的误差；也无需进行复杂和耗时的色散匹配、偏振态调节、和零光程匹配等操作，这对临床应用具有重要意义；
（2）本发明采用大视场快速扫描方式来定位肿瘤疑似区域，然后对该区域进行精细扫描来获取高分辨图像以进行准确鉴别，兼顾了快速成像、减少漏检、和提高鉴别准确率这几个因素；
（3）本发明可实现肿瘤边界的术中实时探查，可显著减少手术时间，从而减轻患者痛苦。本发明利用扫频OCT技术无需轴向扫描的优点，并采用声光移频技术来实时消除共轭项、直流项、和自相关项等假象，来确保系统的实时性。
附图说明
图1是本发明的系统结构示意图；
图2是本发明的控制系统示意图。
图中：1.扫频光源，2.第一光纤耦合器，3.第一声光移频器，4.偏振控制器，5.第一透镜，6.平移台，7.第二声光移频器，8.第二透镜，9.第二光纤耦合器，10.光环形器，11.第三光纤耦合器，12.第三透镜，13.二维MEMS扫描器，14.第四透镜，15.线性微马达，16.内护套，17.透明外护套，18.样品，19.波分复用器，20.对准光源，21.平衡探测器，22-33.第一至第十二单模光纤，34.函数发生卡，35.数据采集卡，36.计算机。
具体实施方式
本发明的系统结构如图1示，包括：扫频光源1、第一光纤耦合器2、第一声光移频器3、偏振控制器4、第一透镜5、平移台6、第二声光移频器7、第二透镜8、第二光纤耦合器9、光环形器10、第三光纤耦合器11、第三透镜12、二维MEMS扫描器13、第四透镜14、线性微马达15、内护套16、透明外护套17、样品18、波分复用器19、对准光源20、平衡探测器21、第一至第十二单模光纤22-33、函数发生卡34、数据采集卡35和计算机36。
波长快速扫描的近红外波段宽光谱扫频光源1发出的光信号，由第一单模光纤22传输至第一光纤耦合器2后被分成两路：一路通过第二单模光纤23传输至第一声光移频器3，再通过第三单模光纤24传输至第二光纤耦合器9，用于平衡样品光和参考光之间偏振态的偏振控制器4安装在第三单模光纤24上，这一路传输的光信号被定义为第一参考光信号；另一路通过第四单模光纤25传输，然后被第一透镜5准直后入射第二声光移频器7，由第二声光移频器7输出的光束被第二透镜8耦合进第五单模光纤26中，并传输至第二光纤耦合器9，这一路传输的光信被定义为第二参考光信号。平移台6带着固定在其上的第一透镜5作线性移动，来调节第二参考光信号的光程，直至第二参考光信号与第一参考光信号的光程差和干涉成像的样品光与参考光的光程差相等。第一声光移频器3的频率为ω0+ωD，第二声光移频器7的频率为ω0，从而在参考光中引入移频量ωD，以实时消除对干涉光谱信号进行傅里叶逆变换时产生的共轭项，以及直流项和自相关项等假像。
传输至第二光纤耦合器9的第一参考光信号和第二参考光信号由第六单模光纤27传输至光环形器10的端口a，再由光环形器10的端口b出射，然后经第七单模光纤28和第三光纤耦合器11后，传输至第八单模光纤29的端面d。第二和第三光纤耦合器9和11均为具有50:50分光比的2×1耦合器。第八单模光纤29的端面d为0°切割平面，具有大约4%的后向反射率，被用作干涉成像的参考面，在这里光束被分成后向反射和前向透射两部分：后向反射光返回至第三光纤耦合器11，把参考光信号2中的后向反射光信号用作干涉成像的参考光；前向透射光依次经第三透镜12准直、和二维MEMS扫描器13后，被第四透镜14聚焦在样品18上，然后被样品18后向散射或反射并沿原路返回至第三光纤耦合器11，把参考光信号1中被样品18后向散射或反射的光信号用作干涉成像的样品光。第三透镜12、二维MEMS扫描器13、和第四透镜14安装在内护套16里，内护套16安装在线性微马达15的输出轴上，线性微马达15再固定在透明外护套17里，由线性微马达15带着在内护套16里传输的光束在透明外护套17里进行扫描。透明外护套17起着保护在其内部作扫描运动的器件，以及使光束自动对焦在样品18上的作用。
线性微马达15进行大行程扫描的同时，二维MEMS扫描器在与线性微马达15扫描相垂直的方向进行一维扫描，从而构成对样品18的横向二维大视场扫描，再加上对平衡探测器21采集到的干涉光谱信号进行傅里叶逆变换得到的轴向结构信息，就得到了样品18的三维图像，用于快速定位肿瘤边界。定位肿瘤边界区域后，线性微马达15停止工作，由二维MEMS扫描器进行精细的横向二维扫描，再加上轴向结构信息，就得到了边界区域的三维高分辨图像，用于肿瘤边界的准确鉴别。这样的成像方式兼顾了快速成像、减少漏检、和提高鉴别准确率这几个相互矛盾的因素。
返回至第三光纤耦合器11的样品光和参考光被分成两路：一路由第七单模光纤28传输至光环形器10的端口b，再由光环形器10的端口c出射，然后由第九单模光纤30传输至平衡探测器21的正极接收端；另一路由第十单模光纤31传输至波分复用器19，再由第十一单模光纤32传输至平衡探测器22的负极接收端。
对准光源20输出的可见光，由第十二单模光纤33传输至波分复用器19后，依次经第十单模光纤31、第三光纤耦合器11、第八单模光纤29、第三透镜12、二维MEMS扫描器13、和第四透镜14后聚焦在样品18上，以同步指示扫描成像的位置。
本发明的控制系统如图2示。扫频光源1进行波长扫描的同时发出采样触发信号，去控制数据采集卡35同步采集由平衡探测器21接收到的干涉光谱信号。由函数发生卡34提供的扫描驱动信号与扫频光源1发出的采样触发信号同步，分别控制线性微马达15和二维MEMS扫描器13进行扫描。数据采集卡35采集到的信号传输至计算机36进行处理。
第一光纤耦合器2和第二光纤耦合器9之间为一个Mach-Zehnder干涉仪，用于补偿探头里样品18和第八单模光纤29端面d之间的光程差，该干涉仪可封装起来保持不动，而可移动的探头部分采用了共路干涉结构，使得本系统具有对外界干扰不敏感和探头即插即用的特点，对于临床应用具有重要意义。此外，本系统利用扫频OCT技术无需轴向扫描的优点，并采用声光移频技术来实时消除共轭项、直流项、和自相关项等假象，来实现肿瘤边界的术中实时探查，可显著减少手术时间和减轻患者痛苦。
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 (7)
1.基于扫频OCT技术的肿瘤边界术中探查仪，其特征在于：包括扫频光源(1)、第一光纤耦合器(2)、第一声光移频器(3)、偏振控制器(4)、第一透镜(5)、平移台(6)、第二声光移频器(7)、第二透镜(8)、第二光纤耦合器(9)、光环形器(10)、第三光纤耦合器(11)、第三透镜(12)、二维MEMS扫描器(13)、第四透镜(14)、线性微马达(15)、内护套(16)、透明外护套(17)、波分复用器(19)、对准光源(20)、平衡探测器(21)、第一单模光纤(22)、第二单模光纤(23)、第三单模光纤(24)、第四单模光纤(25)、第五单模光纤(26)、第六单模光纤(27)、第七单模光纤(28)、第八单模光纤(29)、第九单模光纤(30)、第十单模光纤(31)、第十一单模光纤(32)、第十二单模光纤(33)、函数发生卡(34)、数据采集卡(35)和计算机(36)；
扫频光源(1)发出的光束由第一单模光纤(22)传输至第一光纤耦合器(2)后分成两路，一路由第二单模光纤(23)传输至第一声光移频器(3)再由第三单模光纤(24)传输至第二光纤耦合器(9)，偏振控制器(4)安装在第三单模光纤(24)上，这一路传输的光信号被定义为第一参考光信号；另一路由第四单模光纤(25)传输，然后被第一透镜(5)准直后入射第二声光移频器(7)，由第二声光移频器(7)输出的光束被第二透镜(8)耦合进第五单模光纤(26)中，并传输至第二光纤耦合器(9)，第一透镜(5)固定在平移台(6)上，这一路传输的光信号被定义为第二参考光信号；
传输至第二光纤耦合器(9)的第一参考光信号和第二参考光信号由第六单模光纤(27)传输至光环形器(10)的端口a，再由光环形器(10)的端口b出射，然后经第七单模光纤(28)和第三光纤耦合器(11)后，传输至第八单模光纤(29)的端面d，在这里光束被分成后向反射和前向透射两部分，后向反射光返回至第三光纤耦合器(11)，把第二参考光信号中的后向反射光信号用作干涉成像的参考光；前向透射光依次经第三透镜(12)准直、二维MEMS扫描器(13)后，被第四透镜(14)聚焦在样品(18)上，然后被样品(18)后向散射或反射并沿原路返回至第三光纤耦合器(11)，把第一参考光信号中被样品(18)后向散射或反射的光信号用作干涉成像的样品光；第三透镜(12)、二维MEMS扫描器(13)、和第四透镜(14)安装在内护套(16)里，内护套(16)安装在线性微马达(15)的输出轴上，线性微马达(15)再固定在透明外护套(17)里，由线性微马达(15)带着在内护套(16)里传输的光束在透明外护套(17)里进行扫描；
返回至第三光纤耦合器(11)的样品光和参考光被分成两路，一路由第七单模光纤(28)传输至光环形器(10)的端口b，再由光环形器(10)的端口c出射，然后由第九单模光纤(30)传输至平衡探测器(21)的正极接收端；另一路由第十单模光纤(31)传输至波分复用器(19)，再由第十一单模光纤(32)传输至平衡探测器(22)的负极接收端；
对准光源(20)输出的可见光，由第十二单模光纤(33)传输至波分复用器(19)后，依次经第十单模光纤(31)、第三光纤耦合器(11)、第八单模光纤(29)、第三透镜(12)、二维MEMS扫描器(13)和第四透镜(14)后聚焦在样品(18)上，以同步指示扫描成像的位置；
扫频光源(1)进行波长扫描的同时发出采样触发信号，去控制数据采集卡(35)同步采集由平衡探测器(21)接收到的干涉光谱信号；由函数发生卡(34)提供的扫描驱动信号与扫频光源(1)发出的采样触发信号同步，分别控制线性微马达(15)和二维MEMS扫描器(13)进行扫描；数据采集卡(35)采集到的信号传输至计算机(35)进行处理。
2.根据权利要求1所述的基于扫频OCT技术的肿瘤边界术中探查仪，其特征在于：所述的扫频光源(1)为近红外波段宽光谱光源。
3.根据权利要求1所述的基于扫频OCT技术的肿瘤边界术中探查仪，其特征在于：所述的平移台(6)带着第一透镜(5)作线性移动，来调节第二参考光信号的光程，直至第一参考光信号与第二参考光信号的光程差和干涉成像的样品光与参考光的光程差相等。
4.根据权利要求1所述的基于扫频OCT技术的肿瘤边界术中探查仪，其特征在于：所述的第一声光移频器(3)的频率为ω0+ωD，第二声光移频器(7)的频率为ω0，从而在参考光路中引入移频量ωD，以实时消除对干涉光谱信号进行傅里叶逆变换时产生的共轭项，以及直流项和自相关项假像。
5.根据权利要求1所述的基于扫频OCT技术的肿瘤边界术中探查仪，其特征在于：所述的第二光纤耦合器(9)和第三光纤耦合器(11)均为具有50:50分光比的2×1耦合器。
6.根据权利要求1所述的基于扫频OCT技术的肿瘤边界术中探查仪，其特征在于：所述的第八单模光纤(29)的端面d为0°切割平面，具有4％的后向反射率，被用作干涉成像的参考面。
7.根据权利要求1所述的基于扫频OCT技术的肿瘤边界术中探查仪，其特征在于：所述的线性微马达(15)进行大行程扫描的同时，二维MEMS扫描器在与线性微马达(15)扫描相垂直的方向进行一维扫描，从而构成对样品(18)的横向二维大视场扫描，再加上对平衡探测器(21)采集到的干涉光谱信号进行傅里叶逆变换得到的轴向结构信息，就得到了样品(18)的三维图像，用于快速定位肿瘤边界；定位肿瘤边界区域后，线性微马达(15)停止工作，由二维MEMS扫描器进行精细的横向二维扫描，再加上轴向结构信息，就得到了边界区域的三维高分辨图像，用于肿瘤边界的准确鉴别。
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