CN103959040B - 在智能手机上附接光学相干断层成像系统 - Google Patents

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    • G01N21/4795—Scattering, i.e. diffuse reflection spatially resolved investigating of object in scattering medium

Abstract

一种与干涉仪相结合的多模式成像和光学特性测量设备。由多成像模式并行获取的数据包括使得能表征样品中不同深度区域内的不同范围的单散射光、多散射光和漫射光的测量结果。该系统包括不同的干涉仪配置和不同的成像模式，并且具有信号处理单元，信号处理单元将干涉测量的、多光谱的和对偏振灵敏的测量结果相关联和共配准从而导出和分析样品的光学特性，并增强样品的图像显示。

Description

在智能手机上附接光学相干断层成像系统
相关申请的交叉引用
本申请要求于2011年8月21日提交的美国临时专利申请第61/525,783号的优先权和于2011年10月20日提交的美国临时专利申请第61/549,487号的优先权，这些专利申请通过引用并入本文。
技术领域
本发明涉及光学相干断层成像(OCT)系统领域，并且更特别地涉及一种实现多个观察和处理配置的OCT系统。
背景技术
图1A显示的是根据先前技术的光学相干断层成像(OCT)系统50。OCT系统50包括用于产生光束的光源90，例如，宽带(白色)光源。OCT系统50还包括低相干干涉仪72，低相干干涉仪72包括分束器70(作为Michelson干涉仪的部件)，以便将光束分离成样品光束和参照光束，样品光束射向样品80并且光束从样品80上反射，参照光束射向镜子85并从镜子85上反射。干涉仪72被布置用于接收样品光束和参照光束的反射，并产生由检测器95(例如光敏二极管)测量的干涉图样。因为光源的光谱带宽很宽，只有当从参照臂与样品臂反射的光之间的光路长度在光源的时间相干长度内才会出现干涉图样。A深度扫描(A-扫描)可以在不同的配置下形成。时间域OCT图像在轴向方向上物理地扫描参照臂，从而改变延迟并使得能探测样品中的不同深度。谱域OCT图像保持参照臂的位置不变，但将检测器换成由例如耦合到检测器线性阵列(例如CCD相机)上的色散元件(例如透镜)组成的分光仪。从光谱干涉图样的傅里叶逆变换中发现A-扫描。或者，当保持参照臂位置固定和当使用点检测器的时候，通过在狭窄的单色光带上扫描(或“扫”或“调谐”)光源也可以获得光谱干涉图样。此OCT配置要求使检测器获取时间与瞬时光源波长同步。在此配置(已知称为扫频源OCT)中，A-扫描也从光谱干涉图的傅里叶逆变换中确定。创建二维(2D)或三维(3D)OCT图像需要在样品上扫描光束。扫描OCT配置扫描连续的A-扫描之间的光束，而全场OCT是使用一维(1D)或二维(2D)检测器阵列从多个平行的横向位置(即成像配置)获取的。
以下文件阐述了先前技术的一些方面。Zuluaga和Richards-Kortum在1999年("Spatially resolved spectral interferometry for determination of subsurfacestructure",光学快报24:8第519-521页)公开了一种二维非扫描OCT系统。美国专利申请第2008/0158550号公开了一种在二维中的非扫描OCT实现，以及Abdulhalim在2011年("Non-display bio-optic applications of liquid crystals",今日液晶20:2第44-66页)公开了一种利用液晶装置控制光束特性的多模式OCT系统。
发明内容
本发明的一个方面提供了一种光学相干断层成像(OCT)系统，该OCT系统包括：光源，其被布置为产生光束；干涉仪，其被配置为从光束产生针对样品的样品光束和针对反射表面(如反射镜)的参照光束，并被配置为将样品光束的样品反射和参照光束的参照反射叠加以生成测量光束(干涉图样)；成像单元，其包括被布置为从测量光束导出OCT数据的OCT检测器或探测器阵列、观察检测器或者检测器阵列(包括例如多光谱成像和/或偏振光成像)和信号处理单元；以及分束器，其被配置为将样品反射投射到观察检测器阵列上以便产生样品图像，其中信号处理单元被布置为将OCT数据和样品图像相关联并共配准以生成样品的多模式测量结果。
附图说明
为了更好地理解本发明的实施例和显示如何实现本发明的实施例，现在将纯粹通过示例的方式参考附图进行描述，在全部附图中，相同的标号指示对应的元件或部分。
在附图中：
图1B是根据本发明的一些实施例的样品中不同的测量区域的示意图，
图2A-图2D是根据本发明的一些实施例的OCT系统的高级示意图，
图3是根据本发明的一些实施例的与计算装置相关联的OCT系统的高级示意图，
图4A-图4C是根据本发明的一些实施例的使用光纤实现的OCT系统的高级示意图，以及
图5A和图5B是根据本发明的一些实施例的说明OCT方法的高级示意流程图。
具体实施方式
就对附图的详细特定参考而言，强调了所示出的细节是通过举例的方式并且只是出于对本发明的优选实施例的示例性讨论的目的，并且由于提供被认为在本发明的原理和概念方面是最有用和容易理解的描述的原因而提供这些细节。在这方面，除了从本质上理解本发明所必须的细节外，没有试图更详细地示出本发明的结构细节，结合附图的说明使得本领域技术人员能获知本发明的多种形式如何在实践中实施。
在详细解释本发明的至少一个实施例之前，应该理解本发明的应用不限于下列说明书所阐述或附图中所示的元件的结构和布置细节。本发明适用于其他实施例，或以各种方式实践或执行。同样，应该理解在此所用的措辞和术语目的在于描述，而不应该被认为是限制性的。
光在组织中的传播主要受到散射和吸收的引导。光的散射可以根据数量和方向性被量化，而光的吸收只能根据数量进行量化。散射因数μs是散射事件的数量的度量。其被定义为连续散射事件之间的平均距离的逆。类似地，吸收因数μa被定义为连续吸收事件之间的平均距离的逆。散射方向性g是散射光的方向性的度量，即沿着偏振角方向的散射能量的余弦均值。
其他影响光在组织内传播的组织特性包括折射指数n，组织双折射率Δn和组织米勒矩阵M。折射指数n描述的是相对于真空而言光在介质中的传播有多快。双折射率Δn描述的是在材料的正常轴和非常轴之间折射指数的最大差值。双折射率取决于样品中的光的偏振和传播方向。米勒矩阵M描述的是场(如Stokes矢量所描述的)的不同偏振光通过材料传播的方式。相比Δn而言，它是材料的偏振特性的更加完整的描述。
基于光散射的平均次数(由无量纲量光学深度μsz给出)，在诸如组织的浑浊介质中的光的散射可划分为3个区域。
图1B是根据本发明的一些实施例的样品80中不同测量区域的示意图。相对于样品光束照射在其上的样品80的表面而言，最靠近表面的区域80A是单散射区域，这是通过例如偏振光成像进行测量的，以导出如参数μs(散射因数)、Δn(双折射率参数)和M(米勒矩阵)。位于样品80更深处的区域80B是多散射区域，这是通过OCT或者共焦激光扫描显微镜测量的，以导出如μs(散射因数)和g(散射的各向异性因数)。在区域80A和80B周围的区域80C是光漫射区域，这可通过如多光谱成像进行测量，以导出如μa’(减小的散射系数，等于μs乘以(1-g))和μa(吸收系数)的参数。此提出的系统组合了来自所有三种类型区域80A、80B、80C的数据，从而生成详细的多模式点测量和/或成像。
当光学深度小于1时，认为光位于单散射区域中，即平均而言它已经经历一个或少于一个散射事件。单散射光保持如相位、偏振和相干等基本特性。在如CLSM和OCT的成像应用中，单散射光在样品表面部分中的图像中形成强烈而界限清晰的结构。测量单散射光的光学特性时，一般认为人们可以拟合一个参数，即μs。
当光学深度大于10时，认为光位于漫射区域，在此区域，光的传播可以按照漫射定律进行充分近似，能量从高浓度(或注量率)移动到较低的浓度。漫射光已经失去了其所有基本的波特性如相位、相干和偏振等，并且实际上不再以波的形式运动。人类眼睛所能察觉的和大多数摄影应用(包括多光谱成像)中的光大多数是漫射光，其中光进入样品，向周围漫射，继而退出样品，使得漫射光被检测器或眼睛感测到。在测量漫射光的光学特性时，引导光在组织中传播的目标参数是μs’和μa。
认为已经平均经历介于1和10之间的散射事件的光位于多散射区域中。在此，光部分维持其波特性以至于它不再被简单地划分为上述的散射区域中的任一种。人们发现，多散射光大部分位于在OCT图像和一些CLSM图像中观察到的深结构中。多散射光允许进行分开μs和g的无损测量，这对于其他方法而言是不可能的。
有几种方法测量来自组织的光学特性。一般来说，这些方法包括进行实验测量，并借助各种分析和计算方法将数据拟合到理论或数值预测中。
传统而言，用于测量光学特性的最普遍的方法是积分球，在积分球中，人们测量从一块组织反射或传播通过一块组织的总光通量，这一块组织被捕捉到与检测器耦合的高度反射的球体中。需要用来确定所有三个光学散射特性的第三个(和有难度的)测量是通过样品的准直传播。总的漫反射率和总的漫透射率测量都是针对漫射区域中的光，而准直传播是针对单散射区域中的光。总的漫反射率和总的漫透射率以及准直传播测量随后被用于一种算法(如反向倍增法)中，此算法间接回生成μs、μa和g。额外的好处在于积分球可进行对光谱灵敏的测量，这给出了样品的更完整描述。
积分球方法有一些缺陷。首先且最重要的是，它需要相同薄的(移植的)组织块，而这样的组织块很难制备，并且实际上意味着不可能进行活体测量。另外，测量会被侧向散射(其中，散射光通过组织块的侧面退出但被错认为被吸收)破坏。结果，在通常用于进行这种估计的反向倍增(IAD)算法中高估了μa。鉴于不容易的组织制备的缺点、μa的高估、以及准直传播测量的总体难度，积分球方法并不被认为是测量光学特性的最佳方法。
然而，没有方法能够同时和无破坏性地(即不需要对组织进行任何处理和修改)测量所有三个光散射特性(μs、μa和g)。这是因为每种其他方法在一个散射区域或其他散射区域进行操作而不是在所有的散射区域进行操作。本发明的方法在所有三个散射区域内进行操作。
图2A-图2D是根据本发明的一些实施例的多模式OCT系统100的高级示意图。OCT系统100包含观察检测器130，以允许对OCT图像进行附加的处理和参考。观察检测器130提供允许测量光学特性和强化OCT数据的关于样品80的附加视觉数据。因此OCT系统100通过提供关于样品80的多模式信息对先前技术的OCT系统50进行改善。
如图2A所示，光学相干断层成像(OCT)系统100包含：被布置用来产生光束(适用于实现低相干干涉，如由扩散器准直和/或扩散并被过滤，例如以便具有明确定义的偏振)的光源90；干涉仪72(包含如分束器70)，其被配置用来从光束中生成参照光束和照射到样品80上的样品光束，并被配置为将样品光束的样品反射和参照光束的参照反射叠加以生成测量光束；成像单元105，其包含被布置用来从测量光束中导出OCT数据的OCT检测器140、观察检测器130和信号处理单元106；以及分束器110，其被配置为将样品反射通过滤光器131投射到观察检测器130上，从而生成样品图像。照射到样品80上的样品光束可被准直使得其以散射模式成像。信号处理单元106被布置用来将OCT数据和样品图像相关联并共配准，从而生成样品80的多模式测量结果或图像，例如，信号处理单元106可生成OCT数据和多光谱数据的组合的和共配准的图像。使用以下所述的各种可能的配置，样品80的多模式图像可包含点测量、直线测量、区域测量、或空间测量以及样品80的二维或三维图像。例如，成像系统100可生成样品80的三维图像，该图像包含多光谱数据、偏振数据和OCT数据。光源90可包含具有各种波长范围与用于不同模态的偏振模式的光源以及扩散器的结合，以便使得光的辐射均匀。系统100可被布置用来允许获得样品80的相邻区域的图像并将这些图像铺在一起形成样品图像，即，生成样品80的镶嵌图像。系统100生成多模式图像的方式是无破坏性和非入侵性的。
观察检测器130和OCT检测器140可以是点检测器、直线检测器或者检测器阵列，并且可结合扫描和/或并行多元素检测(图像)。在下文中，为了简化的目的，观察检测器130指观察检测器阵列130，并且OCT检测器140指OCT检测器阵列140，而不限制本发明的范围，。
在实施例中，可在观察检测器130前加上交叉偏振器，以便过滤单散射光。
光学元件如透镜、镜子、狭缝/小孔、和空间滤波器/空间光调解器可位于合适的位置来控制光束。例如，透镜可包括类似显微镜物镜之类的复合棱镜组。滤光器可用来控制光束的波长范围、偏振、相前，例如，滤光器111控制光束的波长范围和相前，滤光器131和141控制由观察检测器阵列130和OCT检测器140(图2A)接收的光特性(如偏振)。滤光器111和131以及141还可用于修正成像像差或增加各种成像模式的信噪比。色散元件61可用于将干涉图样分离成不同的波长范围。在实施例中，根据系统100的特定光学设计，光学元件可包含光学涂层(高反射率和/或抗反射)来引导光的单向传播。
在本申请中术语“偏光镜”或“偏振滤光器”被定义为影响从中通过的光束的偏振的光学元件。例子包括本领域中已知的各种不同类型的线性偏光镜和圆偏光镜。
图2A进一步图示了普通的路径配置，其中，参照光束沿着与样品光束相同的光路，并且样品臂中的反射面用作为参照物。
在实施例中，OCT系统100可包含被布置用来测量样品80的光学散射参数的观察检测器阵列130和/或OCT检测器阵列140，从而增强OCT数据。例如，OCT信号可建模为R＝ρexp(-μz)，其中ρ是由μs b(g)Δz给出的反射率，μ是由2G(μsa(g)+μa)给出的衰减率，可测量光学特性如(间接地)测量粒子密度的散射系数μs、(间接地)测量粒子尺寸的各向异性因数g、或吸收系数μa以增强生成的图像，G是由物镜的数值孔径导致的几何因数，a(g)是描述g如何影响浑浊介质中的聚焦的数值因数，而b(g)代表物镜收集的反向散射光的部分。关于这些测量的更多细节会在下文中呈现。用于测量光学散射参数的其他模型包括单散射模型和扩展的Huygens-Fresnel模型。
测量光学特性的很多方法基于来自样品的漫反射率。因为这些方法基于漫射光，其中光已经穿过很长的路径，所以不可能分离μs和g，相反μs和g被观察为集中参数μs’(减小的散射系数)。然而，长的路径的确使得能够测量μa，μa通常来说要比μs小很多并且如果没有长路径测量无法被检测到。
测量漫反射率的一种通常方式与在距离光源r处测量的点照明和点检测有关。组织的光学特性确定了光将如何传播以及在不同的r值处会有多少光逸出。因此，通过测量逃逸的光作为光源-检测器距离r的函数(也称为R(r)测量)，人们可以创建符合理论模型的数据集。Farrell，Patterson，和Wilson在1992年求解了来自点照明的空间解析漫反射的最被认可的分析方程("A diffusion theory model of spatially resolved,steady-statediffuse reflectance for the noninvasive determination of tissue opticalproperties in vivo",Medical Physics 19(4),879-888)。该模型假定光可以被建模为好像从点源(位于样品表面下方的一个平均自由程(mfp)的位置)漫射。为了考虑组织表面，附加的边界条件假定负点源位于样品表面上方7mfp的位置。并且尽管该模型基于点照明和点检测，但也有可能对任何形状的光源和检测器卷积该表达式。
除了空间解析漫反射的测量以外，一种用来测量组织的漫射光学特性的替代方法涉及在空间或时间上调节照明。因为到达检测器的光量取决于组织的照明和光学特性，所以空间调节(例如使用空间模式照明)可作为光学断层成像装置的一部分用来测量光学特性。使用空间模式可通过观察检测器130或OCT检测器140来改善样品80的成像效果。
时间调节(例如使用斩波器或脉冲光源)创建一种调节的漫射方式使得其通过样品在光子密度波中传播。这些光子密度波(与照明的那些相关)的振幅和相位扩散通过样品并且包含与其光学特性相关的信息。因此，照明的空间或时间频率扫描创建了一个数据集，从该数据集有可能确定光学特性。
扩散理论在靠近光源、检测器和边界的地方是不成立的。如果光源-检测器距离很小，也会出现这些情况，并且收集到的光在避开样品之前散射得不多。在这些情况下，我们可以使用如Monte Carlo(MC)模拟法(用于为如散射步长和方向建立模型的普遍方法)数值地建立光在组织中传播的模型。MC将光模型化成电力传输，将光分割成“光子”(很小的能量粒子)并使用随机数生成器来确定这些光子如何在介质中传播(例如散射和吸收)。MC程序(如Wang，Jacques和Zheng1995年提出的MCML(“MCML-光在多层组织中传播的Monte Carlo建模”，计算机方法和程序生物医学47(2)131-146)中模型化的最常见的随机事件是散射事件与新光子轨道之间的距离。因为MC方法在控制样品的几何形状、照明/收集等方面的内在灵活性，所以MC方法已经取代了光在组织中传播的很多分析模型。
在本发明的某些实施例中，基于Monte Carlo的方法可用来确定光学特性。在这些情况下，光源-检测器的距离(至少部分)是小的。一个例子是宽场照明和相机成像配置。在此，宽照明光束可细分成无穷小的“笔形光束”的二维阵列。相对于检测阵列像素(相机所覆盖的区域)，有些照明笔形光束足够远，所以收集到的光是扩散的，有些不是。当甚至部分光学几何形状包含小的光源-检测器距离时，这些情况需要进行MC建模和反向MC分析。
反向MC分析涉及到前推MC模拟来绘出实验输出数据将如何根据几个变量而变化。该绘图可用多种方式进行。一种这样的绘图方法是数值式的，也就是说，创建连接输入参数值和输出参数值的坐标方格，并在坐标方格的范围内插入实验结果。进行绘图的另一种方法是通过将输出数据描述为输入参数的函数解析地使用分析回归。两种方法的共同点在于使用正向模拟来解决反向问题。已经使用反向MC分析等来测量漫反射(和透射)测量中的光学特性(μs’，μa)以及从OCT和CLSM数据的深度扫描测量光学特性(μs，g)。
如图2B所示，OCT系统100可包含观察分束器120，观察分束器120将不干扰OCT参考的样品反射分离成通过不同的滤光器131、136并被至少两个对应的观察检测器130、135检测的至少两个光束，从而比较样品反射的过滤参数。可选择滤光器131、136来增强样品图像的指定特征并允许对其做进一步的处理。
图2B进一步图示了使用色散元件60扫描波长范围从而生成一系列的单色光束。该系列光束可由信号处理单元106使用来提取关于样品80的深度信息，原因是来自不同波长的光束的干涉图样生成关于样品不同深度处的不同样品层的信息。这样，三维OCT成像可由二维传感器阵列产生(或者二维图像可由一维阵列产生)。扫描可关于时域或频域进行，并且还可被实现在光束或参照光束中(例如，在可用于相位移动干涉仪测量的OCT配置中，作为参照臂中的相位调制器来提供延迟而不是物理扫描的滤光器86)。
如图2C所示，OCT系统100可包含被布置用于使用样品光束扫描样品80的扫描滤光器62。此外，OCT系统100可包含测量分束器150，测量分束器150将测量光束分离成通过不同的滤光器141、146并由至少两个对应的OCT检测器阵列140、145检测的至少两束光，从而比较干涉图样的过滤参数。可选择滤光器141、146以增强干涉图样的指定特征并允许对其做进一步的处理，例如对偏振灵敏的OCT。
如图2D所示，干涉仪72可被配置为Mach-Zehnder干涉仪，使用由分束器160分离的光束作为参照光束。来自分束器160的光随后通过两个反射镜161、162和透镜163、164用作进入分束器70的反射参照光束。在反射镜161和162之间的透镜用于路径长度和群速度色散补偿。
图2B-图2D进一步图示了使用单个或多个检测器，很可能带有放置在紧挨照明之后和紧挨检测器(观察检测器130和/或OCT检测器140)之前的滤光器套件组合，该滤光器套件组合使得能够进行多光谱成像、偏振光成像、荧光成像等等。这样的配置允许通过信号处理单元106分别从样品光束和测量光束中导出进一步的样品数据和OCT数据。例如，使用偏振滤光器允许测量偏振特性(即双折射率)并且可允许另外分析单散射光。通过双折射样品的不同光束之间的相位延迟可使用对偏振灵敏的OCT或本发明所实现的其他形式偏振光成像进行测量。
因为大多数成像模式是基于扩散光，所以能明确分离μs和g的光学测量方法并不多。散射各向异性的效果可以主要在多散射区域中感觉到，因此我们必须使用收集这种光的方法，即低相干干涉仪(和OCT)或CLSM。在此，我们需要查看单一A-扫描中所发现的反射光的深度剖面，并将该A-扫描拟合到理论模型中，如由Levitz，Hinds，Choudhury，Tran，Hanson，和Jacques于2010年提出的("Quantitative characterization of developingcollagen gels using optical coherence tomography",Journal of biomedicaloptics 15(2),026019)。理论模型将样品的光学特性与指定的系统配置(照明/检测)的测量信号相关联。存在几种这样的理论模型，基于不同的近似(如辐射传播方程的广义的Huygens-Fresnel或小角度近似)或方法(如反向Monte Carlo法)。
与漫射光测量(其中，光可穿入没有横向边界的组织数厘米)相反，在LCI/OCT数据(低相干干涉仪的LCI较短)中，在特定体积上测量样品的光学特性。也就是说，A-扫描(或指定区域的代表性A-扫描)在横向和轴向方向都被截短。而且，A-扫描中的每个像素代表光学特性的唯一测量值，并且总体而言代表性的A-扫描是可以拟合到理论模型的数据集。相干门(或共焦门)限制了产生基于空间和时间的信号的光。因为光还未扩散，各向异性的效果和信号特征(如衰减率和反射率)的散射系数是不同的，并且因此可分离两者。
使用OCT测量光学特性要求记录不同的系统参数。例如，只有当两个干涉仪臂之间的路径长度恰好彼此匹配在几微米内(如小于光源的时间相干长度)时才会产生OCT信号。为维持轴向分辨率(用于测量光学特性的各种理论模型中的因数)，群速色散也需要匹配。此外，两只臂的偏振需要匹配才能生成干涉图样。在时域OCT系统中(其中参照臂路径长度随时间改变)，在检测器中测量的信号必须经过电子过滤，解调和求平方，以便达到强度密度值即熟知为OCT信号。在频域OCT系统(其中参照臂为固定的，并且点检测器被替换成色散元件和线性检测器阵列)中，利用傅立叶逆转换将光谱干涉图转换成时间延迟干涉图，此后信号被解调和求平方。对于扫描源OCT而言，这同样适用，在扫描源OCT中，照明(和因此的检测)随时间进行调整，但使用点检测器。注意频域和扫描源OCT数据都具有镜像假影和DC假影，两者都需要在根据数据测量光学特性前去掉。
测量和表征单散射光的方法有很多。最常用的方法是将OCT/CLSM中A-扫描的表面信号拟合到单散射模型中，在这个模型中，信号随着深度z呈指数衰减，这样I＝exp(-2μsz)。注意这个关系忽略了散焦的影响。然而，由于一些原因，这个方法并不是描绘单散射光特征的最优方法。原因之一在于对于最大光学深度(μsz)的限制模糊，因此单散射模型不再是光传播的适当估计方法。此外，为了确定哪些像素落在模型的深度范围内，我们需要拟合数据，因此组织的测量特性取决于测量的方式。
另外一种方法使用光的偏振性质。Jacques，Ramella-Roman和Lee于2002年的早期研究(“Imaging skin pathology with polarized light”，生物医学光学日报，7(3)，329-340)已经表明单散射光仍保留有大部分的偏振。如果利用线性偏振光来实现组织成像，并进行对偏振灵敏的检测(其分别检测平行和垂直于输入偏振而偏振的光)，有可能将两种偏振的信号近似为PAR＝单散射+(1/2)漫射光和PER＝(1/2)漫射光，其中PAR和PER代表的是平行和垂直于照明偏振的偏振。单散射光则可以从两个偏振信号的差异确定。
尽管在标准的明场成像(或显微镜)中完成了初始工作，但是即使在添加的共交门和相干门限制中单散射光仍保留其偏振。因此，可以采用相干门或共交门的光的对偏振灵敏的检测来确定光的单散射分量。
一般来说，可认为浑浊介质中的光学测量M由四个部分构成：源函数S、传递函数T(取决于光学特性)、收集几何形状G和检测器函数D，所以M＝STGD。
对于具有已知的光学特性的标准样品进行的类似测量Mstd可描述为：Mstd＝STstdGstdD。在本发明的上下文中，传递函数T和Tstd是基本的反射率值，可以通过实验进行表征，并且已经存在具有均匀的反射率的各种标准(如spectralon)。而且，因为经不同测量后确定的源函数和检测器函数为常数函数，两个测量值的比值得到传递函数和度量常数GG，即M/Mstd＝(T/Rstd)*(G/Gstd)＝GG*T/Rstd，在这里GG代表的是等于(G/Gstd)的集总参数。因此，两个测量值的比值(测试样品的测量值比已知参照的测量值)使得能够使用描述光在样品中传播的模型表征样品，以进行目标测量。注意该方程对漫射测量和多散射测量有效。在测量光学特性时，有必要选择T的正确表达式，因为这决定了测量的准确性。有一些可用于漫射和多散射区域的模型。
图3是根据本发明的一些实施例的与计算装置40如智能手机或平板电脑相关联的OCT系统100的高级示意图。例如，光源90、干涉仪72和OCT检测器阵列140可被包在外壳101(可操作地与计算装置40附接)中，并且信号处理单元106可在计算装置40中实现。观察检测器阵列130可以或者是独立的检测器阵列，或者可以是计算装置40的照相机41。外壳101与计算装置40的可操作附接可通过物理接触或附接进行，或者通过将外壳101拴在计算装置40(通过电线42或无线)上进行。在实施例中，信号处理单元106可在云服务器中实现。
图4A-图4C是根据本发明的一些实施例的使用光纤实现的OCT系统100的高级示意图。图4A示出了使用光纤91实现的OCT系统100，光纤91引导光束在光学元件之间及到达和离开样品80、反射镜85和检测器130、135、140等。图2A-图2D所示的所有光学元件可通过与光纤91耦合的对应元件实现。例如，图4A大致与图2B相似，并且进一步展示了使光束偏振从而允许进行样品光束和测量光束的偏振测量的光纤偏振器63，以及被布置用于使用样品光束扫描样品80的扫描滤光器62。在另一个例子中，图4B展示了带有分束器160和透镜163、164(需要它们用于色散匹配)的Mach-Zehnder干涉仪的实现方式。光源90可包含可调谐光源。
图4C示出了使用光纤束92实现的OCT系统100，光纤束92引导每种多个光束进而允许测量作为成像装置的一部分的平行的多个横向位置中的OCT数据，这与全场OCT类似。对应地选择光学元件，例如，图4C与图2B大致相似。可选择光纤91和光纤束92以保持偏振。
可配置光束来激励样品85中的荧光颜料，并且观察检测器阵列130可被布置用于检测荧光性。进而可配置信号处理单元106将荧光颜料直接定位在多光谱数据中，并显示对应的组合图像。在其中亚像素对不同的波长范围敏感的像素化的阵列检测器(例如RGB照相机)的情况下，更大波长处的亚像素可被布置用于测量荧光数据。
在实施例中，光束可被图案化，而图案可用于改进不同成像模式中的数据。可从时间上调制光束来利用时间数据用于提高测量的信噪比(通过如允许电子过滤不同成像模式中的被检测信号)并使得能够测量光学特性。
在实施例中，本发明可被实现以获得点、一维或者二维的测量结果，并根据给定的算法将这些测量结果组合起来。因而本发明可被实现在扫描配置或非扫描配置中。
明确而言，OCT系统100可被构造成包含来自不同附图的元件，例如，带有分离测量光束以及Mach-Zehnder干涉仪的光纤束实现方式，带有分离测量光束的光纤实现方式，带有共光路OCT和色散元件60的光纤实现方式等等。
图5A和图5B是根据本发明的一些实施例的OCT方法200的高级示意流程图。图5A涉及OCT相关阶段，而图5B涉及与多模式图像捕捉相关的阶段的增强方法200.
OCT方法200包含照明样品并将从样品反射出的光收集到多模式成像系统中(阶段205)。反射的光随后可被分离成干涉(OCT)轨道(如图5A所示)和基于其他模式的非干涉性轨道(如图5B所示)。OCT轨道开始于：通过使用参照光束干涉来自样品的反射从而生成干涉图样(阶段210)，基于不同的滤光器装置将OCT光分离成不同的检测方案(阶段212)并在它们之间进行比较(阶段213)，生成样品OCT图像(阶段225A)，以及通过OCT检测器阵列根据OCT数据测量光学特性(阶段226A)。
非OCT轨道开始于：通过将样品反射投射在观察检测器阵列上(阶段220)，基于不同滤光器装置将非OCT光分离成不同的检测方案(阶段222)并在它们之间进行比较(阶段223)，生成样品图像(阶段225B)，以及通过观察检测器阵列根据非OCT数据测量光学特性(阶段226B)，以及最终将生成的OCT数据与样品图像关联和共配准(阶段230)。
同时和非破坏性地进行光学散射特性的测量(阶段226A、226B)。
在实施例中，由Michelson干涉仪、或Mach-Zehnder干涉仪或其他类型的干涉仪进行干扰(阶段210)
在实施例中，照明样品和收集其反射的光(阶段205)包含生成深度剖面，以及根据需要执行不同的信号处理(包括傅里叶逆变换和Hilbert转换)步骤，从而限定样品中的深度范围(阶段206)，其中，生成深度剖面通过在参照臂中引入路径长度延迟(时域OCT)或根据通过扫描干涉仪的波长范围(扫描源OCT)或通过包括色散元件和对光谱灵敏的检测(频谱域OCT)而产生的多个单色干涉图样。对时域和扫描源配置而言，这可以在点、线、或面测量中完成；对于频谱域配置而言，这可以在点或线测量中完成。
在实施例中，OCT方法200进一步包含将投射的样品反射分离成由至少两个对应的观察检测器阵列所检测的至少两个经不同过滤的光束(阶段222)，从而比较样品反射的过滤参数(阶段223)。
在实施例中，OCT方法200进一步包含将干涉的样品反射和参照光束分离成由至少两个对应的OCT检测器阵列所检测的至少两个经不同过滤的光束(阶段212)，从而比较OCT数据的过滤参数(阶段213)。
在实施例中，OCT方法200进一步包含通过与计算装置直接或间接相连的计算装置照相机捕捉样品图像(阶段224)，并利用计算装置处理器或云服务器进行OCT数据的测量(阶段231)及其与样品图像的关联(阶段230)。在云服务器的情况下，方法200进一步包含从云服务器接收图像和数据和将图像和数据发送到云服务器，并在云服务器上进行处理。
本发明人衷心感谢由国际教育协会管理的惠特克国际项目(WhitakerInternational Program)对上述公开的发明的研究的支持。
在以上描述中，实施例是指本发明的实例或实现方式。“一个实施例”、“实施例”或者“一些实施例”的不同出现形式并不一定全部指代同样的实施例。
尽管可在单一实施例中描述本发明的各种特征，但也可以单独或任何合适的组合的形式提供这些特征。相反，尽管为了清楚起见，在这里可以在各个单独的实施例中描述本发明，但本发明也可实现在单一实施例中。
本发明的实施例可包括来自上述公开的不同实施例中的特征，并且实施例可包括来自上述公开的其他实施例的元件。在特定的实施例中公开本发明的元件并不意味着单独将它们的应用限制在特定的实施例中。
进一步地，应当明白可以不同的方式实施或实现本发明，并且本发明可以实现在除了上述说明中列举出的以外的实施例中。
本发明不限于那些图表或对应的描述。例如，流程不需要移动通过每个示出的方框或状态，或者是准确按照与显示或描述相同的顺序。
本文中用到的技术和科学词汇的意思是本领域中普通技术人员所通常理解的意思，除非有特别的定义。
虽然已关于有限数目的实施例描述了本发明，但这些不应被解释为对本发明的范围的限制，而是作为一些优选实施例的例证。其它可能的改变、改进和应用也在本发明的范围之内。

Claims (20)

1.一种光学相干断层成像OCT系统，包括：
光源，其被布置为产生光线束；
干涉仪，其被配置为从所述光线束产生参照光束和针对样品的样品光束，并被配置为从所述样品反射的光产生：
a)非OCT轨道样品光束，其包括样品反射光束，和
b)OCT轨道测量光束，其包括所述样品反射光束与参照反射光束的干涉；以及
成像单元，其包括：
c)OCT检测器，其被布置为从所述OCT轨道测量光束导出OCT数据，
d)观察检测器，其被配置为从所述非OCT轨道样品光束产生视觉样品图像，
e)分束器，其被配置为通过滤光器将所述非OCT轨道样品光束投射到所述观察检测器上，和
信号处理单元，其被布置为：
将所述OCT数据和所述视觉样品图像相关联以便生成所述样品的多模式测量结果，所述样品的多模式测量结果对应于以下内容中的任何一项：所述样品的单散射区域、多散射区域和光漫射区域，
通过将所述OCT数据建模为ρexp(-μz)测量所述样品的散射参数，其中：
ρ是由μsb(g)Δz给出的反射率，其中：
μs是散射系数，
b(g)是物镜收集的反向散射光的部分，
Δz是轴向分辨率，
μ是由2G(μsa(g)+μa)给出的衰减率，其中：
G是由所述物镜的孔径导致的几何因数，
g是各向异性因数，
a(g)是描述g如何影响浑浊介质中的聚焦的数值因数，
μa是吸收系数，
z是轴向值。
2.根据权利要求1所述的OCT系统，其中，所述观察检测器是观察检测器阵列，并且所述OCT检测器是OCT检测器阵列，并且所述信号处理单元被布置用于生成所述样品的多模式图像。
3.根据权利要求1所述的OCT系统，其中，所述观察检测器被布置用于测量所述样品的散射系数、吸收系数和各向异性因数中的任何一项。
4.根据权利要求1所述的OCT系统，其中，所述干涉仪被配置为共光路干涉仪。
5.根据权利要求1所述的OCT系统，其中，入射到所述样品上的所述光线束是准直的。
6.根据权利要求1所述的OCT系统，其中，所述干涉仪被配置为Mach-Zehnder干涉仪，其中所述参照反射光束产生于从所述光线束分离出的光。
7.根据权利要求1所述的OCT系统，还包括波长范围扫描色散元件，所述波长范围扫描色散元件被配置为色散所述光线束从而生成单色测量光束，其中，所述信号处理单元还被布置为通过整合来自所述波长范围的单色测量光束的OCT数据导出深度解析的OCT数据。
8.根据权利要求1所述的OCT系统，还包含波长范围扫描色散元件，所述波长范围扫描色散元件被配置为色散所述OCT轨道测量光束从而产生所述OCT轨道测量光束的波长分离。
9.根据权利要求1所述的OCT系统，其中，投射的样品反射光束被分离成至少两个样品反射光束，所述至少两个样品反射光束中的每个通过不同滤光器并由至少两个对应的观察检测器检测，从而比较所述样品反射光束的过滤参数。
10.根据权利要求1所述的OCT系统，其中，所述OCT轨道测量光束被分离成至少两个OCT轨道测量光束，所述至少两个OCT轨道测量光束中的每个通过不同滤光器并由至少两个对应的OCT检测器检测，从而比较与所述OCT轨道测量光束的过滤参数有关的OCT数据。
11.根据权利要求1所述的OCT系统，还包含光纤和光纤束中的任何一项，所述光纤和光纤束被布置为引导所述光线束、所述样品反射光束、所述参照反射光束和所述OCT轨道测量光束。
12.根据权利要求1所述的OCT系统，其中，所述光源、所述干涉仪和所述OCT检测器被包在外壳中，所述外壳可操作来附接到计算装置，并且所述信号处理单元在所述计算装置中实现。
13.根据权利要求1所述的OCT系统，其中，所述观察检测器是计算装置照相机。
14.一种光学相干断层成像OCT方法，包括：
将光线束投射到样品上；
从所述样品反射的光产生包括样品反射光束的非OCT轨道样品光束；
从所述样品反射的光产生OCT轨道测量光束，所述OCT轨道测量光束包括所述样品反射光束与参照反射光束的干涉；
使用观察检测器从所述非OCT轨道样品光束产生视觉样品图像；
在OCT检测器处接收所述OCT轨道测量光束；
从所接收的OCT轨道测量光束导出OCT数据；
将所生成的OCT数据和所述视觉样品图像相关联和共配准以便生成所述样品的多模式测量结果，所述样品的多模式测量结果对应于以下内容中的任何一项：所述样品的单散射区域、多散射区域和光漫射区域；及
通过将所述OCT数据建模为ρexp(-μz)测量所述样品的散射参数，其中：
ρ是由μsb(g)Δz给出的反射率，其中：
μs是散射系数，
b(g)是物镜收集的反向散射光的部分，
Δz是轴向分辨率，
μ是由2G(μsa(g)+μa)给出的衰减率，其中：
G是由所述物镜的孔径导致的几何因数，
g是各向异性因数，
a(g)是描述g如何影响浑浊介质中的聚焦的数值因数，
μa是吸收系数，
z是轴向值。
15.根据权利要求14所述的OCT方法，还包括测量所述样品的散射系数、吸收系数和各向异性因数中的任何一项。
16.根据权利要求14所述的OCT方法，其中，生成所述OCT轨道测量光束是由Michelson干涉仪和Mach-Zehnder干涉仪中的任何一个执行的。
17.根据权利要求14所述的OCT方法，其中，测量所述OCT数据包括从多个单色图像生成图像，从而确定所述样品的深度参数，所述多个单色图像由以下中的至少一项生成：时域、频谱域、或者扫描源OCT获取模式。
18.根据权利要求14所述的OCT方法，还包括将所述非OCT轨道样品光束分离成至少两个经不同过滤的光束，该至少两个经不同过滤的光束由至少两个对应的观察检测器检测，从而比较所述非OCT轨道样品光束的过滤参数。
19.根据权利要求14所述的OCT方法，还包括将所述OCT轨道测量光束分离成至少两个经不同过滤的OCT轨道测量光束，该至少两个经不同过滤的OCT轨道测量光束由至少两个对应的OCT检测器检测，从而比较所述OCT数据的过滤参数。
20.根据权利要求14所述的OCT方法，还包括由计算装置照相机捕捉所述视觉样品图像，并利用计算装置处理器进行所述OCT数据的测量及其与所述视觉样品图像的关联。
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Families Citing this family (31)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US9678007B2 (en) * 2011-10-14 2017-06-13 Northwestern University Biological tissue analysis by inverse spectroscopic optical coherence tomography
US10054429B2 (en) * 2014-05-18 2018-08-21 Adom, Advanced Optical Technologies Ltd. System for tomography and/or topography measurements of a layered objects
US20160015264A1 (en) * 2014-07-17 2016-01-21 Samsung Electronics Co., Ltd. Imaging system and method for diagnostic imaging
US9638511B2 (en) * 2014-08-08 2017-05-02 The Board Of Trustees Of The University Of Illinois Smart phone attachment for 3-D optical coherence tomography imaging
JP6406606B2 (ja) * 2014-10-06 2018-10-17 パナソニックＩｐマネジメント株式会社 光沢判定装置および光沢判定方法
WO2016204417A1 (ko) 2015-06-15 2016-12-22 서울바이오시스 주식회사 하이퍼스펙트럴 이미지 측정장치 및 그 캘리브레이션 방법, 피부 진단용 촬영 모듈 및 장치, 피부 진단 방법 및 피부 이미지 처리 방법
KR102295495B1 (ko) * 2015-06-15 2021-09-01 서울바이오시스 주식회사 하이퍼스펙트럴 이미지 측정장치 및 그 캘리브레이션 방법
EP3106828B1 (en) 2015-06-16 2023-06-07 Academisch Medisch Centrum Common-path integrated low coherence interferometry system and method therefor
CN105096445B (zh) 2015-06-26 2017-12-22 广州广电运通金融电子股份有限公司 一种票券图像采集系统
CN106352810A (zh) * 2015-07-22 2017-01-25 山西美丽通行科技有限公司 智能手机轮廓测定及透视成像系统
CN106618480A (zh) * 2015-07-22 2017-05-10 山西美丽通行科技有限公司 断层扫描能力的图像采集单元
CN105147250B (zh) * 2015-08-19 2018-10-19 苏州塞罗尔医学影像科技有限公司 一种便携式光学相干层析成像仪
CN105996999B (zh) * 2016-05-19 2024-01-30 南京航空航天大学 基于oct测量样品深度分辨衰减系数的方法和系统
WO2018079326A1 (ja) * 2016-10-28 2018-05-03 富士フイルム株式会社 光干渉断層画像撮像装置および計測方法
EP3558091A4 (en) 2016-12-21 2020-12-02 Acucela, Inc. MINIATURIZED AFFORDABLE OPTICAL COHERENCE TOMOGRAPHY SYSTEM FOR OPHTHALMIC APPLICATIONS IN THE HOME
CN107064001A (zh) * 2017-02-28 2017-08-18 福建师范大学 基于光开关的单光谱仪偏振频域光学相干层析成像系统
DE102017108193A1 (de) * 2017-04-18 2018-10-18 Rowiak Gmbh OCT-Bilderfassungvorrichtung
US11561084B2 (en) 2017-04-19 2023-01-24 Arizona Board Of Regents On Behalf Of The University Of Arizona Polarization sensitive devices, methods and applications
US10502921B1 (en) 2017-07-12 2019-12-10 T. Simon Wauchop Attachable light filter for portable electronic device camera
CA3103899A1 (en) 2018-06-20 2019-12-26 Acucela Inc. Miniaturized mobile, low cost optical coherence tomography system for home based ophthalmic applications
KR102515833B1 (ko) 2018-08-01 2023-03-29 삼성전자주식회사 대상체의 성분 분석 장치 및 방법과, 이미지 센서
WO2020059524A1 (ja) * 2018-09-19 2020-03-26 京セラ株式会社 観察方法および観察装置
EP3898061B1 (en) * 2018-12-19 2024-03-06 IPG Photonics Corporation Monitoring material processing using imaging signal density determined from inline coherent imaging (ici)
US11003048B1 (en) 2019-12-13 2021-05-11 VG Technology Inc. Polarized imaging apparatus for use with a mobile device
JP2023508946A (ja) 2019-12-26 2023-03-06 アキュセラ インコーポレイテッド 自宅ベースの眼科用途のための光干渉断層撮影患者整列システム
US10959613B1 (en) 2020-08-04 2021-03-30 Acucela Inc. Scan pattern and signal processing for optical coherence tomography
US11393094B2 (en) 2020-09-11 2022-07-19 Acucela Inc. Artificial intelligence for evaluation of optical coherence tomography images
CN112229319B (zh) * 2020-09-24 2023-04-07 上海师范大学 一种基于并行探测的光学图像层析显微镜及其成像方法
JP2023544704A (ja) 2020-09-30 2023-10-25 アキュセラ インコーポレイテッド 近視の予測、診断、計画、および監視デバイス
WO2022204622A1 (en) 2021-03-24 2022-09-29 Acucela Inc. Axial length measurement monitor
CN115880207A (zh) * 2021-09-26 2023-03-31 深圳先进技术研究院 图像构建方法

Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US6208415B1 (en) * 1997-06-12 2001-03-27 The Regents Of The University Of California Birefringence imaging in biological tissue using polarization sensitive optical coherent tomography
US7016048B2 (en) * 2002-04-09 2006-03-21 The Regents Of The University Of California Phase-resolved functional optical coherence tomography: simultaneous imaging of the stokes vectors, structure, blood flow velocity, standard deviation and birefringence in biological samples
CN101214145B (zh) * 2008-01-03 2010-08-04 中国科学院上海光学精密机械研究所 大探测深度的频域光学相干层析成像方法及系统

Family Cites Families (20)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
GB2231958A (en) 1989-04-07 1990-11-28 Hamamatsu Photonics Kk Measuring fluorescence characteristics
US7865231B2 (en) * 2001-05-01 2011-01-04 The General Hospital Corporation Method and apparatus for determination of atherosclerotic plaque type by measurement of tissue optical properties
US7355716B2 (en) * 2002-01-24 2008-04-08 The General Hospital Corporation Apparatus and method for ranging and noise reduction of low coherence interferometry LCI and optical coherence tomography OCT signals by parallel detection of spectral bands
US8054468B2 (en) * 2003-01-24 2011-11-08 The General Hospital Corporation Apparatus and method for ranging and noise reduction of low coherence interferometry LCI and optical coherence tomography OCT signals by parallel detection of spectral bands
WO2006014392A1 (en) * 2004-07-02 2006-02-09 The General Hospital Corporation Endoscopic imaging probe comprising dual clad fibre
US8000773B2 (en) * 2004-11-09 2011-08-16 Spectrum Dynamics Llc Radioimaging
EP1845837B1 (en) * 2005-01-21 2013-05-29 Verisante Technology, Inc. Method and apparatus for measuring cancerous changes from reflectance spectral measurements obtained during endoscopic imaging
ES2669059T3 (es) * 2005-07-28 2018-05-23 Bioptigen, Inc. Sistema de formación de imagen de tomografía de coherencia óptica en el dominio de la frecuencia
US20080024767A1 (en) * 2006-07-28 2008-01-31 Peter Seitz Imaging optical coherence tomography with dynamic coherent focus
JP5448353B2 (ja) * 2007-05-02 2014-03-19 キヤノン株式会社 光干渉断層計を用いた画像形成方法、及び光干渉断層装置
US8047053B2 (en) * 2007-05-09 2011-11-01 Icx Technologies, Inc. Mail parcel screening using multiple detection technologies
US7508524B2 (en) * 2007-07-20 2009-03-24 Vanderbilt University Combined raman spectroscopy-optical coherence tomography (RS-OCT) system and applications of the same
US20110026010A1 (en) * 2007-08-09 2011-02-03 Dwight Sherod Walker Optical Coherence Tomographic Analysis
GB2461246A (en) * 2008-04-21 2009-12-30 Amc Amsterdam Dating a sample of a body fluid using optical spectroscopy
JP5426960B2 (ja) * 2009-08-04 2014-02-26 キヤノン株式会社 撮像装置及び撮像方法
JP5610884B2 (ja) * 2010-07-09 2014-10-22 キヤノン株式会社 光断層撮像装置及び光断層撮像方法
JP5988772B2 (ja) * 2012-01-20 2016-09-07 キヤノン株式会社 画像処理装置及び画像処理方法
JP6039185B2 (ja) * 2012-01-20 2016-12-07 キヤノン株式会社 撮影装置
US9291500B2 (en) * 2014-01-29 2016-03-22 Raytheon Company Configurable combination spectrometer and polarizer
CA2950102A1 (en) * 2014-04-28 2015-11-05 Northwestern University Devices, methods, and systems of functional optical coherence tomography

Patent Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US6208415B1 (en) * 1997-06-12 2001-03-27 The Regents Of The University Of California Birefringence imaging in biological tissue using polarization sensitive optical coherent tomography
US7016048B2 (en) * 2002-04-09 2006-03-21 The Regents Of The University Of California Phase-resolved functional optical coherence tomography: simultaneous imaging of the stokes vectors, structure, blood flow velocity, standard deviation and birefringence in biological samples
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