CN109350010B - 一种全息内窥光学相干层析成像装置和成像方法 - Google Patents
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Abstract
本发明公开了一种全息内窥光学相干层析成像装置和成像方法，包括光源，所述光源发出的宽带光进入到单色仪中，所述单色仪的输出端发出的扫频白光进入到分光棱镜，并分为参考光束、样品光束，参考光束的反射光、样品光束的散射光汇聚形成干涉光；其成像方法，包括以下步骤：可见光进入到单色仪、设置单色仪的工作频率并同步到面阵探测器、单色仪将宽带光转换成扫频白光输出、分光棱镜将扫频白光分成参考光束和样品光束、参考光束的反射光、样品光束的散射光形成干涉光并转换成干涉电信号、进行傅里叶变换，并进行全息图像复原处理，得到样品的三维结构图。本发明可以将OCT系统分辨率提高一个量级，达到1微米级别，可以观测更细小的生物组织结构。
Description
技术领域
本发明属于领域，具体涉及一种全息内窥光学相干层析成像装置和成像方法。
背景技术
癌症死亡率前列的肺癌，肝癌，胃癌等病灶多发在人体内脏器官中，且早期常位于组织表层以下，常规电子内窥镜无法发现表层以下的病变组织，必须借助具备断层成像能力的影像手段。光学相干层析成像技术(OCT)是近十几年来出现的一种新兴技术，它基于光的干涉原理，采用宽带光源来实现高分辨率深度层析成像，分辨率可达数微米。而对人体内脏器官来探测成像则需要结合内窥探头技术才能完成对内脏组织扫描。内窥OCT由于无损、高分辨率(～10um)、三维成像的能力，且可以实时检测，有望用于癌症等疾病的早期无损快速检测。
目前，内窥系统的探头皆为扫描模式，扫描不可避免引入机械扫描畸变，另外成像速度受扫描装置限制。此外，环形扫描探头只适用于管状类规则的人体腔道如血管、食管等组织。然而人体多数器官腔体不规则，环形扫描不太适合。再者，现有的内窥OCT系统，由于采用红外光源，系统分辨率在10um左右。如要对癌症等早期的疾病诊断，则需要采用带宽更宽的光源比如白光，来实现亚微米级的分辨率。因此，能实现前向、超高分辨率、并行成像内窥OCT系统具有现实意义，为OCT技术在临床内窥广泛应用的关键。
发明内容
本发明为解决现有技术存在的问题而提出，其目的是提供一种全息内窥光学相干层析成像装置和成像方法。
本发明的技术方案是：一种全息内窥光学相干层析成像装置，包括光源，所述光源发出的宽带光进入到单色仪中，所述单色仪的输出端发出的扫频白光进入到分光棱镜，所述分光棱镜将扫频白光分为参考光束、样品光束，所述参考光束照射到平面反射镜上，所述样品光束通过柔性光纤束照射到样品组织中，参考光束的反射光、样品光束的散射光在分光棱镜中汇聚形成干涉光，所述干涉光进入到面阵探测器。
所述面阵探测器与计算成像用的计算终端电路相连。
所述参考光束为扫频白光进入分光棱镜的反射光，所述样品光束为扫频白光进入分光棱镜的折射光。
所述分光棱镜的折射输出端设置有光锥，所述参考光束通过光锥进入到柔性光纤束中。
所述柔性光纤束的输出端设置有自聚焦透镜。
所述面阵探测器将干涉光转化为干涉电信号。
所述计算终端接收干涉电信号，并干涉电信号进行补零傅里叶变换，然后进行全息复原处理，从而得到样品的三维图像。
一种全息内窥光学相干层析成像装置的成像方法，包括以下步骤：
ⅰ.开启光源使可见光进入到单色仪
开启光源，光源发出包含可见波段400nm-700nm的宽带光，宽带光进入到单色仪接收端；
ⅱ.触发启动单色仪，设置单色仪的工作频率并同步到面阵探测器
计算终端触发启动单色仪，单色仪按LHz工作频率输出扫频白光，即单色仪每秒工作L次，每次输出一系列的扫频白光，同时计算终端的控制卡输出LHz的扫频同步电信号给面阵探测器；
ⅲ.单色仪将宽带光转换成扫频白光输出
单色仪将宽带白光转换成扫频白光并输出，其输出频率为LHz，每次输出的扫频光个数为K个，即输出K个不同波长的光；
ⅳ.分光棱镜将扫频白光分成参考光束和样品光束，样品光束进入样品组织
扫频白光进入分光棱镜后分为参考光束和样品光束，样品光束进入样品组织；
ⅴ.参考光束的反射光、样品光束的散射光形成干涉光并将干涉光转换成干涉电信号
参考光束的反射光、样品光束的散射光回到分光棱镜形成干涉光，样品光束的散射光是在组织里传播并后向散射回的光，干涉光中包含样品组织信息；面阵探测器在计算终端的同步电信号控制下将每一同步时刻后的干涉光信号转换成电信号，每秒总共转换L次，每次包含K个M*N像素数据图片；
ⅵ.对干涉电信号补零后进行傅里叶变换，并进行全息图像复原处理，从而得到样品的三维结构图
对干涉电信号补零后进行傅里叶变换，并进行全息图像复原处理，从而得到样品的三维结构图，干涉电信号标记为Ij(m,n)，
其中j＝1,2,3…K，m＝1,2,3…M，n＝1,2,3…N。
步骤ⅵ中傅里叶变换时，对每一个像素上的K个干涉信号后面补上X*K个零值后进行一维傅里叶变换，并取变换后的前一半数据，记为Dj(m,n)，
其中j＝1,2,3…(X+1)*k/2，此时j代表深度平面，Dj(m,n)为第j个深度平面上第m行第n列的样品信息，然后进行全息图像复原处理，从而得到样品的三维结构图。
步骤ⅵ中全息复原的处理过程为：对每一个深度平面数据Dj(M,N)进行二维傅里叶变换后，得到Aj(M,N)，将每个平面的第m行第n列数据乘数据乘以即/>其中i表示虚数，k(m,n)为该像素位置所对应的光空间频率，zj为第j个深度平面所对应的具体深度值。k(m,n) z j乘积为位相值，对Dj(m,n)的虚部和实部和虚部进行反正切计算可以得到位相值，即/>再对/>进行二维逆傅里叶变换得到全息复原的三维数据Rj(m,n),/>取Rj(m,n)的模得到最终样品的三维结构图。
本发明首先可以将OCT系统分辨率提高一个量级，达到1微米级别，这样可以观测更细小的生物组织结构。其次OCT系统可以实现三维实时成像，这样可以实时观测带有流动信息的生物组织功能变化，评估疾病的发展。最后，OCT三维成像各个深度分辨率将保持一致，有利于OCT可以提供生物组织精确的量化信息。
附图说明
图1是本发明中成像装置的连接示意图；
图2是本发明中成像方法的方法流程图；
其中：
1 光源 2 单色仪
3 分光棱镜 4 平面反射镜
5 光锥 6 柔性光纤束
7 自聚焦透镜 8 面阵探测器
9 计算终端。
具体实施方式
以下，参照附图和实施例对本发明进行详细说明：
如图1～2所示，一种全息内窥光学相干层析成像装置，包括光源1，所述光源1发出的宽带光进入到单色仪2中，所述单色仪2的输出端发出的扫频白光进入到分光棱镜3，所述分光棱镜3将扫频白光分为参考光束、样品光束，所述参考光束照射到平面反射镜4上，所述样品光束通过柔性光纤束6照射到样品组织中，参考光束的反射光、样品光束的散射光在分光棱镜3中汇聚形成干涉光，所述干涉光进入到面阵探测器8。
所述面阵探测器8与计算成像用的计算终端9电路相连。
所述参考光束为扫频白光进入分光棱镜3的反射光，所述样品光束为扫频白光进入分光棱镜3的折射光。
所述分光棱镜3的折射输出端设置有光锥5，所述参考光束通过光锥5进入到柔性光纤束6中。
所述柔性光纤束6的输出端设置有自聚焦透镜7。
所述面阵探测器8将干涉光转化为干涉电信号。
所述计算终端9接收干涉电信号，并干涉电信号进行补零傅里叶变换，然后进行全息复原处理，从而得到样品的三维图像。
一种全息内窥光学相干层析成像装置的成像方法，包括以下步骤：
ⅰ.开启光源使可见光进入到单色仪
开启光源1，光源1发出包含可见波段400nm-700nm的宽带光，宽带光进入到单色仪2接收端；
ⅱ.触发启动单色仪，设置单色仪的工作频率并同步到面阵探测器
计算终端9触发启动单色仪2，单色仪2按LHz工作频率输出扫频白光，即单色仪2每秒工作L次，每次输出一系列的扫频白光，同时计算终端9的控制卡输出LHz的扫频同步电信号给面阵探测器8；
ⅲ.单色仪将宽带光转换成扫频白光输出
单色仪2将宽带白光转换成扫频白光并输出，其输出频率为LHz，每次输出的扫频光个数为K个，即输出K个不同波长的光，其中L设置为15Hz，K为1000。
ⅳ.分光棱镜将扫频白光分成参考光束和样品光束，样品光束进入样品组织
扫频白光进入分光棱镜3后分为参考光束和样品光束，样品光束进入样品组织；
ⅴ.参考光束的反射光、样品光束的散射光形成干涉光并将干涉光转换成干涉电信号
参考光束的反射光、样品光束的散射光回到分光棱镜3形成干涉光，样品光束的散射光是在组织里传播并后向散射回的光，干涉光中包含样品组织信息；面阵探测器8在计算终端9的同步电信号控制下将每一同步时刻后的干涉光信号转换成电信号，每秒总共转换L次，每次包含K个M*N像素数据图片；其中M为300，N为400。
ⅵ.对干涉电信号补零后进行傅里叶变换，并进行全息图像复原处理，从而得到样品的三维结构图
对干涉电信号补零后进行傅里叶变换，并进行全息图像复原处理，从而得到样品的三维结构图，干涉电信号标记为Ij(m,n)，
其中j＝1,2,3…K，m＝1,2,3…M，n＝1,2,3…N。
步骤ⅵ中傅里叶变换时，对每一个像素上的K个干涉信号后面补上X*K个零值后进行一维傅里叶变换，并取变换后的前一半数据，记为Dj(m,n)，
其中j＝1,2,3…(X+1)*k/2，此时j代表深度平面，Dj(m,n)为第j个深度平面上第m行第n列的样品信息，然后进行全息图像复原处理，从而得到样品的三维结构图。
步骤ⅵ中全息复原的处理过程为：对每一个深度平面数据Dj(M,N)进行二维傅里叶变换后，得到Aj(M,N)，将每个平面的第m行第n列数据乘数据乘以即/>其中i表示虚数，k(m,n)为该像素位置所对应的光空间频率，zj为第j个深度平面所对应的具体深度值。k(m,n) z j乘积为位相值，对Dj(m,n)的虚部和实部和虚部进行反正切计算可以得到位相值，即/>再对/>进行二维逆傅里叶变换得到全息复原的三维数据Rj(m,n),/>取Rj(m,n)的模得到最终样品的三维结构图。
OCT图像深度方向的分辨率和波长及带宽相关，分辨率 因此如果要提升深度方向的分辨率r，需要使用短波长光源，并提高光源带宽，本发明专利采用可见光，中心波长500nm，带宽300nm，比传统近红外光850nm波长100nm带宽，波长短带宽宽，因此通过公式计算可知分辨率可以提升到1微米量级。
OCT成像时无论是单点逐行扫描还是本发明的并行成像，光源在组织不同深度传播时都会发散，因此探测器采集的图像数据包含相邻成像位置的图像信息，特别是和光源汇聚平面距离在离焦范围外的平面，单个图像像素将采集到更多的相邻数据造成不同深度平面分辨率不一致。这种现象类似光的衍射传播，因此可以根据全息标量角谱理论进行反向传播校正，本发明的全息处理过程就是结合全息理论方法和OCT的原理进行。
本发明首先可以将OCT系统分辨率提高一个量级，达到1微米级别，这样可以观测更细小的生物组织结构。其次OCT系统可以实现三维实时成像，这样可以实时观测带有流动信息的生物组织功能变化，评估疾病的发展。最后，OCT三维成像各个深度分辨率将保持一致，有利于OCT可以提供生物组织精确的量化信息。
Claims (6)
1.一种全息内窥光学相干层析成像装置的成像方法，包括光源(1)，其特征在于：所述光源(1)发出的宽带光进入到单色仪(2)中，所述单色仪(2)的输出端发出的扫频白光进入到分光棱镜(3)，所述分光棱镜(3)将扫频白光分为参考光束、样品光束，所述参考光束照射到平面反射镜(4)上，所述样品光束通过柔性光纤束(6)照射到样品组织中，参考光束的反射光、样品光束的散射光在分光棱镜(3)中汇聚形成干涉光，所述干涉光进入到面阵探测器(8)；
所述参考光束为扫频白光进入分光棱镜(3)的反射光，所述样品光束为扫频白光进入分光棱镜(3)的折射光；
成像方法包括以下步骤：
(ⅰ)开启光源使可见光进入到单色仪
开启光源(1)，光源(1)发出包含可见波段400nm-700nm的宽带光，宽带光进入到单色仪(2)接收端；
(ⅱ)触发启动单色仪，设置单色仪的工作频率并同步到面阵探测器
计算终端(9)触发启动单色仪(2)，单色仪(2)按LHz工作频率输出扫频白光，即单色仪(2)每秒工作L次，每次输出一系列的扫频白光，同时计算终端(9)的控制卡输出LHz的扫频同步电信号给面阵探测器(8)；
(ⅲ)单色仪将宽带光转换成扫频白光输出
单色仪(2)将宽带白光转换成扫频白光并输出，其输出频率为LHz，每次输出的扫频光个数为K个，即输出K个不同波长的光；
(iv)分光棱镜将扫频白光分成参考光束和样品光束，样品光束进入样品组织
扫频白光进入分光棱镜(3)后分为参考光束和样品光束，样品光束进入样品组织；
(v)参考光束的反射光、样品光束的散射光形成干涉光并将干涉光转换成干涉电信号；
参考光束的反射光、样品光束的散射光回到分光棱镜(3)形成干涉光，样品光束的散射光是在组织里传播并后向散射回的光，干涉光中包含样品组织信息；面阵探测器(8)在计算终端(9)的同步电信号控制下将每一同步时刻后的干涉光信号转换成电信号，每秒总共转换L次，每次包含K个M*N像素数据图片；
(vi)对干涉电信号补零后进行傅里叶变换，并进行全息图像复原处理，从而得到样品的三维结构图；
对干涉电信号补零后进行傅里叶变换，并进行全息图像复原处理，从而得到样品的三维结构图，干涉电信号标记为Ij(m,n)，
其中j＝1,2,3…K，m＝1,2,3…M，n＝1,2,3…N；
步骤(vi)中傅里叶变换时，对每一个像素上的K个干涉信号后面补上X*K个零值后进行一维傅里叶变换，并取变换后的前一半数据，记为Dj(m,n)，
其中j＝1,2,3…(X+1)*k/2，此时j代表深度平面，Dj(m,n)为第j个深度平面上第m行第n列的样品信息，然后进行全息图像复原处理，从而得到样品的三维结构图；
步骤(vi)中全息复原的处理过程为：对每一个深度平面数据Dj(M,N)进行二维傅里叶变换后，得到Aj(M,N)，将每个平面的第m行第n列数据乘数据乘以即/>其中i表示虚数，k(m,n)为该像素的位置所对应的光空间频率，zj为第j个深度平面所对应的具体深度值，/>乘积为位相值，对Dj(m,n)的虚部和实部和虚部进行反正切计算可以得到位相值，即/>再对/>进行二维逆傅里叶变换得到全息复原的三维数据Rj(m,n)，/>取Rj(m,n)的模得到最终样品的三维结构图。
2.根据权利要求1所述的一种全息内窥光学相干层析成像装置的成像方法，其特征在于：所述面阵探测器(8)与计算成像用的计算终端(9)电路相连。
3.根据权利要求2所述的一种全息内窥光学相干层析成像装置的成像方法，其特征在于：所述分光棱镜(3)的折射输出端设置有光锥(5)，所述参考光束通过光锥(5)进入到柔性光纤束(6)中。
4.根据权利要求3所述的一种全息内窥光学相干层析成像装置的成像方法，其特征在于：所述柔性光纤束(6)的输出端设置有自聚焦透镜(7)。
5.根据权利要求4所述的一种全息内窥光学相干层析成像装置的成像方法，其特征在于：所述面阵探测器(8)将干涉光转化为干涉电信号。
6.根据权利要求5所述的一种全息内窥光学相干层析成像装置的成像方法，其特征在于：所述计算终端(9)接收干涉电信号，并干涉电信号进行补零傅里叶变换，然后进行全息复原处理，从而得到样品的三维图像。
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