CN111053531A - 基于扫频光学相干层析的手持式口腔血管造影装置及方法 - Google Patents
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Abstract
本发明公开了一种手持式人体口腔扫频光学相干层析结构和血管造影装置，包括高速扫频激光光源、环流器、2*2光纤耦合器、第一偏振控制器、第一准直透镜、第一汇聚透镜、平面反射镜、第二偏振控制器、第二准直透镜、扫描振镜、第一透镜、第二透镜、第二汇聚透镜、直角棱镜、光电平衡探测器、数据采集卡、信号处理系统、信号发生卡，以及手持样品臂机械结构，其中第二准直透镜、扫描振镜、第一透镜、第二透镜、第二汇聚透镜与直角棱镜组成了样品臂的光路部分；样品臂的光路部分放置在手持样品臂机械结构上。本发明无侵入性、成像速度快、分辨率高，其手持式样品臂能够对口腔任意位置成像，对于口腔癌等各种口腔疾病的临床诊断具有重大意义。
Description
技术领域
本发明涉及光学相干层析成像(Optical Coherence Tomography,OCT)技术研究领域，具体涉及一种基于扫频光学相干层析的手持式口腔血管造影装置及方法。
背景技术
口腔癌已经成为全球范围内一个严重的健康问题。从口腔癌的发病机制来看，大约95％的口腔癌是鳞状细胞癌(SCC)，具有很长的临床前阶段，由众多的癌前病变组成，将经历增生、发育异常和原位癌(CIS)到侵袭性SCC的顺序过程。而高达50％的口腔癌直至晚期才被检测出来，因此需要有效的诊断工具在口腔癌早期进行筛查诊断。
传统的视觉检查，触觉评估和侵入性活组织检查是检测口腔疾病的常用筛查手段，但由于有限的视觉分辨率以及存在主观标准，无法获得准确详尽的疾病状态，因此难以在早期阶段进行口腔癌等口腔疾病的诊断。
由于多光子、共聚焦、光声显微镜等光学成像方法具有高分辨率和非侵入性质，被用来辅助诊断口腔癌癌前病变或恶性病变。基于上述成像方法可以提高粘膜表面的可检测分辨率，但穿透深度限于数百微米，无法达到能够获取有价值信息(如疾病发生在哪以及将如何发展)的更深层的结构处，不利于发现癌前病变或恶性阶段的异常细胞。此外，当使用共聚焦显微镜进行微血管成像时，需要使用外源荧光染料，对人体有害，可能引起过敏甚至致死。
发明内容
本发明的目的在于提供一种基于扫频光学相干层析的手持式口腔血管造影装置及方法。
实现本发明目的的技术解决方案为：一种基于扫频光学相干层析的手持式口腔血管造影装置，包括高速扫频激光光源、环流器、2*2光纤耦合器、第一偏振控制器、第一准直透镜、第一汇聚透镜、平面反射镜、第二偏振控制器、第二准直透镜、扫描振镜、第一透镜、第二透镜、第二汇聚透镜、直角棱镜、光电平衡探测器、数据采集卡、信号处理系统、信号发生卡，以及手持样品臂机械结构，其中：
第二准直透镜、扫描振镜、第一透镜、第二透镜、第二汇聚透镜与直角棱镜组成了样品臂的光路部分；第二准直透镜和扫描振镜顺次放置，使得从第二准直透镜出射的光斑打到扫描振镜的中心；第一透镜、第二透镜、第二汇聚透镜与直角棱镜顺次共光轴放置，扫描振镜放置在第一透镜的前焦面上，第一透镜和第二透镜组成4f系统，第二透镜和第二汇聚透镜之间的距离为第二透镜和第二汇聚透镜的焦距之和；手持样品臂机械结构分两个部分，第一部分用于放置第二准直透镜和扫描振镜，第二部分用于放置第一透镜、第二透镜、第二汇聚透镜与直角棱镜；
环流器通过光纤分别与高速扫频激光光源、2*2光纤耦合器和光电平衡探测器的正输入端连接，2*2光纤耦合器通过光纤分别与光电平衡探测器的负输入端、第一准直透镜和第二准直透镜连接；2*2光纤耦合器和第一准直透镜之间设有第一偏振控制器，连接2*2光纤耦合器和第一准直透镜的光纤扭绕在第一偏振控制器上；2*2光纤耦合器和第二准直透镜之间设有第二偏振控制器，连接2*2光纤耦合器和第二准直透镜的光纤扭绕在第二偏振控制器上；第一准直透镜、第一汇聚透镜和平面反射镜顺次共光轴放置；数据采集卡通过信号传输线分别与高速扫频激光光源、光电平衡探测器和信号处理系统连接；信号发生卡通过信号传输线分别与扫描振镜和信号处理系统相连，通过其发出三角波模拟信号以及阶梯信号，实现扫描振镜在X、Y两个方向上的扫描。
所述手持样品臂机械结构使用Solidworks进行机械结构设计，使用3D打印机进行机械结构打印。
所述手持样品臂机械结构的两个部分通过凹槽窗口连接。
一种基于扫频光学相干层析的手持式口腔血管造影方法，具体包括如下步骤：
步骤1，从高速扫频激光光源出射的光，通过光纤进入环流器，再通过光纤到达2*2光纤耦合器的一端；
步骤2，到达2*2光纤耦合器的光分为两束，一束经过第一准直透镜准直后到达第一汇聚透镜，并汇聚到平面反射镜上；另一束到达样品臂的光，经过第二准直透镜准直后，入射到扫描振镜上，经扫描振镜反射的光经过第一透镜和第二透镜后，入射至第二汇聚透镜，并经由直角棱镜反射，汇聚到待成像口腔部位上。其中，2*2光纤耦合器出射的两束光，会分别经过第一偏振控制器和第二偏振控制器，目的是实现两臂光的偏振态匹配；直角棱镜将从第二汇聚透镜出射的光进行折转，实现侧向成像，这对于成像样品的周壁及侧壁成像十分必要；
步骤3，经平面反射镜反射的光沿原路返回至2*2光纤耦合器处，同样从待成像口腔部位返回的后向散射光也沿原路返回到2*2光纤耦合器中，在此相遇的两束光发生干涉；
步骤4，干涉光束经2*2光纤耦合器分为两束，一束通过光纤入射到环流器后，经环流器出射到达光电平衡探测器的正输入端，另一束直接从2*2光纤耦合器出射，通过光纤到达光电平衡探测器的负输入端；
步骤5，光电平衡探测器将探测到的干涉信号转化为电信号，由高速扫频激光光源输出的同步触发信号触发数据采集卡进行数据采集；
步骤6，信号处理系统根据采集的干涉信号重构结构与微血流图像。
步骤5中，由数据采集卡16进行A扫信号的采集，每次A扫包含1024个均匀分布的采样点，连续执行1000次A扫组成一个B扫，在同一位置处连续采集四次B扫，连续采集200组B扫组成一个C扫，最终获得1024*1000*800的三维数据集。
步骤6中，重构结构与微血流图像的具体过程为：
步骤6.1，将采集的三维数据集中的每个A扫信号去除直流项和样品的自相干项，得到包含样品深度信息的互相关项；
步骤6.2，对包含样品深度信息的互相关项进行傅里叶逆变换，得到三维OCT结构图像；
步骤6.3，在获得的三维OCT结构图像中，对同一位置处连续采集的四帧B扫图像，每连续两帧进行相减，获得3幅差值图像，在3幅差值图像对应的像素点处取像素值的平均值，获得最终的差分图像，沿深度方向计算所选深度范围内差分图像的标准差，重构该深度范围内的微血流正面图；沿深度方向设置大小为3个像素的差分图像的标准差的计算窗口，在整个深度范围内滑动窗口即可重建3D血流图像。
步骤6中，在傅里叶逆变换前，通过希尔伯特变换去除结构图像中的复共轭像，通过数值色散补偿方法对干涉信号进行色散补偿。
本发明与现有技术相比，其显著优点为：1)通过对干涉信号的处理直接实现样品的深度分辨以及血管光学造影，无侵入性且成像速度快；2)该装置横纵分辨率达到10μm以内，成像深度2mm，克服了现有传统视觉检查分辨率与准确度低、无深度分辨成像能力以及需要使用外源荧光染料，会对人体造成伤害等缺点；3)样品臂为手持式设计，通过设计紧凑的光学结构、Solidworks进行机械结构设计以及使用3D打印机进行手持式结构打印，重量减小，有效地去除运动伪影，并且可以对任意位置进行成像，在临床应用上具有重要意义。
附图说明
图1为本发明基于扫频光学相干层析的手持式口腔血管造影装置示意图。
图2为本发明重建样品结构与微血流图像的干涉信号处理流程框图。
具体实施方式
下面结合附图及具体实施例对本发明做进一步详细说明。
结合图1，本发明基于扫频光学相干层析的手持式口腔血管造影装置，主要包括高速扫频激光光源1、环流器2、2*2光纤耦合器3、第一偏振控制器4、第一准直透镜5、第一汇聚透镜6、平面反射镜7、第二偏振控制器8、第二准直透镜9、扫描振镜10、第一透镜11、第二透镜12、第二汇聚透镜13、直角棱镜14、光电平衡探测器15、数据采集卡16、信号处理系统17、信号发生卡18。
其中，第二准直透镜9、扫描振镜10、第一透镜11、第二透镜12、第二汇聚透镜13与直角棱镜14组成了样品臂部分。第二准直透镜9和扫描振镜10顺次放置，使得从第二准直透镜9出射的光斑打到扫描振镜10的中心；第一透镜11、第二透镜12、第二汇聚透镜13与直角棱镜14顺次共光轴放置，扫描振镜10放置在第一透镜11的前焦面上，第一透镜11和第二透镜12组成4f系统，第二透镜12和第二汇聚透镜13之间的距离为它们的焦距之和。该样品臂部分通过上述紧凑的光学结构设计、使用Solidworks进行机械结构设计以及使用3D打印机进行结构部分打印实现手持化，具有重量轻、体积小的特点，不仅可以对感兴趣的任意样品位置进行成像，而且有效地去除成像过程中因无意识的抖动等原因造成的运动伪影。机械结构分为两部分，第一部分大小为30mm*28mm*38mm,放置第二准直透镜9和扫描振镜10；第二部分大小为90mm*9mm*10mm，按照光路设计依次放置第一透镜11、第二透镜12、第二汇聚透镜13与直角棱镜14，第二部分与第一部分通过一个15mm*5mm*20mm的凹槽窗口进行两部分的连接。
上述环流器2通过光纤分别与高速扫频激光光源1、2*2光纤耦合器3和光电平衡探测器15的正输入端连接，2*2光纤耦合器3通过光纤分别与光电平衡探测器15的负输入端、第一准直透镜5和第二准直透镜9连接；2*2光纤耦合器3和第一准直透镜5之间设有第一偏振控制器4，连接2*2光纤耦合器3和第一准直透镜5的光纤扭绕在第一偏振控制器4上；2*2光纤耦合器3和第二准直透镜9之间设有第二偏振控制器8，连接2*2光纤耦合器3和第二准直透镜9的光纤扭绕在第二偏振控制器8上；第一准直透镜5、第一汇聚透镜6和平面反射镜7顺次共光轴放置；数据采集卡16通过信号传输线分别与高速扫频激光光源1、光电平衡探测器15和信号处理系统17连接；信号发生卡18通过信号传输线分别与扫描振镜10和信号处理系统17相连，通过其发出三角波模拟信号以及阶梯信号，实现扫描振镜在X、Y两个方向上的扫描。
基于上述手持式口腔血管造影装置的造影方法，具体过程如下：
步骤1，从高速扫频激光光源1出射的光，通过光纤进入环流器2，再通过光纤到达2*2光纤耦合器3的一端；
步骤2，到达2*2光纤耦合器3的光分为两束，一束经过第一准直透镜5准直后到达第一汇聚透镜6，并汇聚到平面反射镜7上；另一束到达样品臂的光，经过第二准直透镜9准直后，入射到扫描振镜10上，经扫描振镜10反射的光经过第一透镜11和第二透镜12后，入射至第二汇聚透镜13，并经由直角棱镜14反射，汇聚到待成像口腔部位上。其中，2*2光纤耦合器出射的两束光，会分别经过第一偏振控制器4和第二偏振控制器8，目的是实现两臂光的偏振态匹配；直角棱镜14将从第二汇聚透镜13出射的光进行折转，实现侧向成像，这对于成像样品的周壁及侧壁成像十分必要；
步骤3，经平面反射镜7反射的光沿原路返回至2*2光纤耦合器3处，同样从待成像口腔部位返回的后向散射光也沿原路返回到2*2光纤耦合器3中，在此相遇的两束光发生干涉；
步骤4，干涉光束经2*2光纤耦合器3分为两束，一束通过光纤入射到环流器2后，经环流器2出射到达光电平衡探测器15的正输入端，另一束直接从2*2光纤耦合器3出射，通过光纤到达光电平衡探测器15的负输入端；
步骤5，光电平衡探测器15将探测到的干涉信号转化为电信号，并由数据采集卡16进行采集。此过程中，由高速扫频激光光源1输出的同步触发信号触发数据采集卡16进行A扫信号的采集，每次A扫包含1024个均匀分布的采样点，连续执行1000次A扫组成一个B扫，在同一位置处连续采集四次B扫，连续采集200组B扫组成一个C扫，所以每次实验获得1024*1000*800的三维数据集。
步骤6，信号处理系统17根据采集的干涉信号重构结构与微血流图像，具体分析如下：
根据干涉原理，光电平衡探测器探测到的一次A扫的干涉光谱信号可以表示为：
其中S(k)表示光源的功率谱密度函数，k是波数，aR和a(z)分别是参考臂的反射系数和样品深度z处的反射系数。r和z指的是平面反射镜和样品对于共同参考面的光程，而实际上只有两臂的光程差才对干涉信号有影响。
为简单起见，取两臂光程差为零的位置为计算光程差的参考点，且假设平面反射镜反射系数αR＝1，则上式可展开简化成
从上式可以看出所探测的干涉信号包括三项，第一项为直流项，第二项为包含样品深度信息的互相关项，第三项为样品的自相关项。由于只有第二项包含有用的样品信息，因此将第一项和第三项去除，对第二项进行傅里叶逆变换即可重构样品的结构图像。
在对所采集的干涉信号的互相关项进行傅里叶逆变换后，获得三维OCT结构图像，该三维OCT结构图像由800帧B扫图像构成。
对同一位置处连续采集的四帧B扫图像，每连续两帧进行相减，即第一帧与第二帧进行相减，第二帧与第三帧进行相减，第三帧与第四帧进行相减，获得3幅差值图像。在3幅差值图像对应的像素点处取像素值的平均值，获得最终的差分图像，其中静态信号值趋于0，动态信号值远大于0。沿深度方向计算所选深度范围内差分图像的标准差，重构该深度范围内的微血流正面图；沿深度方向设置大小为3个像素的差分图像的标准差的计算窗口，在整个深度范围内滑动窗口即可重建3D血流图像。
综上所述，根据步骤6，干涉信号重构结构与微血流图像的具体方法为：
1)将采集的三维数据集中的每个A扫信号去除直流项和样品的自相干项，得到包含样品深度信息的互相关项；
2)对包含样品深度信息的互相关项进行傅里叶逆变换，得到三维OCT结构图像；
3)在获得的三维OCT结构图像中，对同一位置处连续采集的四帧B扫图像，每连续两帧进行相减，获得3幅差值图像。在3幅差值图像对应的像素点处取像素值的平均值，获得最终的差分图像。沿深度方向计算所选深度范围内差分图像的标准差，重构该深度范围内的微血流正面图；沿深度方向设置大小为3个像素的差分图像的标准差的计算窗口，在整个深度范围内滑动窗口即可重建3D血流图像。
作为一种优选实现方式，可以在傅里叶逆变换前，进行一些信号预处理，包括通过希尔伯特变换去除结构图像中的复共轭像以及通过数值色散补偿方法对干涉信号进行色散补偿，使得纵向分辨率接近理论值。
实施例
高速扫频激光光源1选自美国Axsun公司，中心波长为1310nm，带宽为106nm，扫频速率为50kHZ；第二汇聚透镜13选用美国Thorlabs公司的焦距为15mm，口径为6.35mm的消色差双胶合透镜；二维扫描振镜10选用美国Cambridge Technology公司的通光孔径为3mm的6210H；光电平衡探测器16选用美国Thorlabs公司的PDB481C-AC；搭建图1所示手持式口腔血管造影装置进行成像，能够重建样品的结构图像与微血流图像。结构图像中上皮层以及固有层的形态变化，以及微血流图像中血管直径、密度以及弯曲度等参数的变化，利于进行口腔癌等口腔疾病的诊断。
Claims (7)
1.基于扫频光学相干层析的手持式口腔血管造影装置，其特征在于，包括高速扫频激光光源(1)、环流器(2)、2*2光纤耦合器(3)、第一偏振控制器(4)、第一准直透镜(5)、第一汇聚透镜(6)、平面反射镜(7)、第二偏振控制器(8)、第二准直透镜(9)、扫描振镜(10)、第一透镜(11)、第二透镜(12)、第二汇聚透镜(13)、直角棱镜(14)、光电平衡探测器(15)、数据采集卡(16)、信号处理系统(17)、信号发生卡(18)，以及手持样品臂机械结构，其中：
第二准直透镜(9)、扫描振镜(10)、第一透镜(11)、第二透镜(12)、第二汇聚透镜(13)与直角棱镜(14)组成了样品臂的光路部分；第二准直透镜(9)和扫描振镜(10)顺次放置，使得从第二准直透镜(9)出射的光斑打到扫描振镜(10)的中心；第一透镜(11)、第二透镜(12)、第二汇聚透镜(13)与直角棱镜(14)顺次共光轴放置，扫描振镜(10)放置在第一透镜(11)的前焦面上，第一透镜(11)和第二透镜(12)组成4f系统，第二透镜(12)和第二汇聚透镜(13)之间的距离为第二透镜(12)和第二汇聚透镜(13)的焦距之和；手持样品臂机械结构分两个部分，第一部分用于放置第二准直透镜(9)和扫描振镜(10)，第二部分用于放置第一透镜(11)、第二透镜(12)、第二汇聚透镜(13)与直角棱镜(14)；
环流器(2)通过光纤分别与高速扫频激光光源(1)、2*2光纤耦合器(3)和光电平衡探测器(15)的正输入端连接，2*2光纤耦合器(3)通过光纤分别与光电平衡探测器(15)的负输入端、第一准直透镜(5)和第二准直透镜(9)连接；2*2光纤耦合器(3)和第一准直透镜(5)之间设有第一偏振控制器(4)，连接2*2光纤耦合器(3)和第一准直透镜(5)的光纤扭绕在第一偏振控制器(4)上；2*2光纤耦合器(3)和第二准直透镜(9)之间设有第二偏振控制器(8)，连接2*2光纤耦合器(3)和第二准直透镜(9)的光纤扭绕在第二偏振控制器(8)上；第一准直透镜(5)、第一汇聚透镜(6)和平面反射镜(7)顺次共光轴放置；数据采集卡(16)通过信号传输线分别与高速扫频激光光源1、光电平衡探测器(15)和信号处理系统(17)连接；信号发生卡(18)通过信号传输线分别与扫描振镜(10)和信号处理系统(17)相连，通过其发出三角波模拟信号以及阶梯信号，实现扫描振镜在X、Y两个方向上的扫描。
2.根据权利要求1所述的基于扫频光学相干层析的手持式口腔血管造影装置，其特征在于，所述手持样品臂机械结构使用Solidworks进行机械结构设计，使用3D打印机进行机械结构打印。
3.根据权利要求1所述的基于扫频光学相干层析的手持式口腔血管造影装置，其特征在于，所述手持样品臂机械结构的两个部分通过凹槽窗口连接。
4.基于扫频光学相干层析的手持式口腔血管造影方法，其特征在于，具体包括如下步骤：
步骤1，从高速扫频激光光源(1)出射的光，通过光纤进入环流器(2)，再通过光纤到达2*2光纤耦合器(3)的一端；
步骤2，到达2*2光纤耦合器(3)的光分为两束，一束经过第一准直透镜(5)准直后到达第一汇聚透镜(6)，并汇聚到平面反射镜(7)上；另一束到达样品臂的光，经过第二准直透镜(9)准直后，入射到扫描振镜(10)上，经扫描振镜(10)反射的光经过第一透镜(11)和第二透镜(12)后，入射至第二汇聚透镜(13)，并经由直角棱镜(14)反射，汇聚到待成像口腔部位上。其中，2*2光纤耦合器(3)出射的两束光，会分别经过第一偏振控制器(4)和第二偏振控制器(8)，目的是实现两臂光的偏振态匹配；直角棱镜(14)将从第二汇聚透镜(13)出射的光进行折转，实现侧向成像，这对于成像样品的周壁及侧壁成像十分必要；
步骤3，经平面反射镜(7)反射的光沿原路返回至2*2光纤耦合器(3)处，同样从待成像口腔部位返回的后向散射光也沿原路返回到2*2光纤耦合器(3)中，在此相遇的两束光发生干涉；
步骤4，干涉光束经2*2光纤耦合器(3)分为两束，一束通过光纤入射到环流器(2)后，经环流器(2)出射到达光电平衡探测器(15)的正输入端，另一束直接从2*2光纤耦合器(3)出射，通过光纤到达光电平衡探测器(15)的负输入端；
步骤5，光电平衡探测器(15)将探测到的干涉信号转化为电信号，由高速扫频激光光源(1)输出的同步触发信号触发数据采集卡(16)进行数据采集；
步骤6，信号处理系统(17)根据采集的干涉信号重构结构与微血流图像。
5.根据权利要求4所述的基于扫频光学相干层析的手持式口腔血管造影方法，其特征在于，步骤5中，由数据采集卡(16)进行A扫信号的采集，每次A扫包含1024个均匀分布的采样点，连续执行1000次A扫组成一个B扫，在同一位置处连续采集四次B扫，连续采集200组B扫组成一个C扫，最终获得1024*1000*800的三维数据集。
6.根据权利要求5所述的基于扫频光学相干层析的手持式口腔血管造影方法，其特征在于，步骤6中，重构结构与微血流图像的具体过程为：
步骤6.1，将采集的三维数据集中的每个A扫信号去除直流项和样品的自相干项，得到包含样品深度信息的互相关项；
步骤6.2，对包含样品深度信息的互相关项进行傅里叶逆变换，得到三维OCT结构图像；
步骤6.3，在获得的三维OCT结构图像中，对同一位置处连续采集的四帧B扫图像，每连续两帧进行相减，获得3幅差值图像，在3幅差值图像对应的像素点处取像素值的平均值，获得最终的差分图像，沿深度方向计算所选深度范围内差分图像的标准差，重构该深度范围内的微血流正面图；沿深度方向设置大小为3个像素的差分图像的标准差的计算窗口，在整个深度范围内滑动窗口即可重建3D血流图像。
7.根据权利要求6所述的基于扫频光学相干层析的手持式口腔血管造影方法，其特征在于，步骤6中，在傅里叶逆变换前，通过希尔伯特变换去除结构图像中的复共轭像，通过数值色散补偿方法对干涉信号进行色散补偿。
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