CN113876301A - 象差层析探测与数值矫正的无扫描三维ao-oct成像系统与方法 - Google Patents
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Abstract
本发明公开了一种象差层析探测与数值矫正的无扫描三维AO‑OCT成像系统与方法,包括扫频光源、常规样品成像模块、眼底成像模块、小孔、波前探测相机、成像相机、数据采集卡和计算机等。本发明采用全场扫频OCT技术进行成像,无需任何机械扫描即可实现三维成像;通过在波前探测端设置小孔,来形成象差探测所需的点聚焦照明条件;只需单次信号采集就能获得所有层的层析象差—相位信息,利用它们对各成像层的象差进行数值矫正,就能获得所有层的高分辨率成像结果,具体包括结构图像和血管造影图像。只针对被成像层进行象差探测与矫正,故能获得该层的精确象差信息与最佳成像结果。本发明具有系统结构简单、稳定性高、尺寸小和成本低廉等优点。
Description
技术领域
本发明涉及自适应光学(AO)和光学相干层析成像(OCT)技术领域,尤其是涉及一种对象差进行层析探测与数值矫正的无扫描三维自适应光学光学相干层析成像(AO-OCT)的系统与方法。
背景技术
光学相干层析成像(Optical coherence tomography,OCT)技术能对样品的内部结构和功能进行高分辨率光学切片观察、而不损害样品,其突出特点是纵向分辨率δz和横向分辨率δx相互独立,分别由光源的光谱带宽和光束在样品内的聚焦条件决定,故通过合理的器件选择和系统设计,可同时实现高δz和高δx成像。因此,OCT技术一经提出,就在包括技术方法、应用研究、和产品开发等在内的所有方面获得了迅猛发展,目前已在眼科、心血管、皮肤科、牙科、妇科、泌尿科、和内窥等领域,发展出多款商用化产品和获得了实际应用。
和其它光学技术一样,OCT技术也受象差的影响,包括光学系统自身的象差和由样品引起的象差。象差会使光束不能聚焦在目标上、或使照明目标的光斑分布呈弥散杂乱状,前者会导致返回的光信号强度极其微弱、而观察不到目标,后者会导致光斑不能达到衍射极限状态、而极大地降低了δx。以OCT应用最为广泛和成熟的眼底成像为例,采用840nm波段光源进行照明,没有复杂高阶像差的最大入瞳光束尺寸只有约2mm,获得的δx理论值只有约9μm,不能观察视细胞、微血管和视神经等微小目标。增大入瞳光束尺寸(通常达6mm及以上)、即采用大数值孔径进行成像,可获得更高的δx(理论值高达3μm,能观察到视细胞等微小目标),但此时的光束在眼组织中传输存在着复杂变化的大象差,反而使δx急剧降低。因此,在存在复杂变化大象差的应用领域,如眼底和内窥成像等,克服象差的影响对于高分辨率OCT成像而言必不可少,这一工作可由自适应光学(Adaptive optics,AO)技术来实现。利用AO技术实时探测与矫正象差后,就可获得接近衍射极限的δx(数微米水平),实现对视细胞等微小目标的在体观察。再结合OCT技术具有的高达数微米的δz(以光源中心波长λ0为840nm、和光谱的半高全宽为50nm为例,则在组织中的δz理论值约为4.5μm),AO技术与OCT技术相结合形成的自适应光学光学相干层析成像(Adaptive optics optical coherencetomography,AO-OCT)技术,就能获得数微米的δx和δz。这一分辨率有助于探查到在生理病理变化初期发生的微小变化,从而为病变早诊提供了可能。
包括谱域OCT和扫频OCT在内的傅里叶域(Fourier domain,FD-)OCT技术,入射样品的光束无需轴向z扫描,只需对采集到的干涉光谱信号进行傅里叶变换,就可获得样品的深度信息;通过光束的横向一维扫描,就可获得纵截面内的二维(2D)断面图像;通过横向2D扫描,可生成样品的三维(3D)图像,并通过数字层析切片来生成横截面内的2D断面图像。因此,相对于早期的时域OCT技术,FD-OCT技术具有成像速度快和信噪比高等突出优点,图像质量也有着质的提升,故成为了目前的主流技术。现有的AO-OCT系统,也主要采用FD-OCT技术。AO-OCT系统通常需要用于AO象差探测的信标光、和用于OCT成像的成像光,其工作方式如图3(a)所示:波前传感器(通常为夏克-哈特曼波前传感器)内有一共焦针孔,其在样品内对应着一个以焦面为对称中心的、沿深度方向的共焦参数(Confocal parameter,CP)范围,波前传感器只接收CP范围以内的信标光信号进行象差探测,然后由波前矫正器进行象差矫正(同时也矫正了成像光信号的象差)和OCT成像。
但现有的AO-OCT系统,还存在着以下不足或问题:
1)象差探测信号来源与成像目标层不一致,不能对成像深度范围(IDR)内的所有层进行精确象差矫正与成像。用于象差探测的光信号来源于焦面附近的CP范围内(约50~100μm),象差矫正后此范围内的目标能获得接近衍射极限的δx。但CP不能覆盖IDR(视网膜和脉络膜厚约0.5mm),CP范围之外的部分仍不能获得高δx图像。此外,针对一定深度范围内的光信号进行象差探测,所得结果为此范围内光信号的平均象差、而非某一层的精确象差,故象差矫正后也不能获得该范围内每一层的最佳成像效果。如果只对被成像层的光信号进行象差探测与矫正,就有可能获得该层的最佳成像效果。
相干门波前传感(Coherence-gated wavefront sensing,CGWS)技术利用低相干光的相干门限作用(门限之外的光信号被滤除),可实现对象差的纵向层析探测。时域CGWS技术通过参考镜的轴向扫描,来选取样品内不同层的光信号进行象差探测,并可利用波前矫正器对各层象差进行实时矫正,但轴向机械扫描会降低象差探测与成像的速度、以及系统稳定性。扫频CGWS技术无需轴向扫描,只需单次信号采集就能获得样品IDR内所有层光信号的层析象差,但却无法利用波前矫正器对各层象差进行矫正,因此只适用于象差的快速层析测量,不能用于AO成像。
2)成本高昂和系统尺寸庞大。波前矫正器是最为核心和贵重的器件(加上控制器在内的全套产品约需二三十万元),目前只有美国和法国等少数国家能提供民用领域的商用化产品,我国的中国科学院光电技术研究所等机构虽具备研制能力,但还未形成序列化的标准产品。扫描机构(3D成像需横向2D扫描)和波前矫正器需放置在瞳面的共轭位置处,共轭位置的形成需要相应的辅助光路(通常需使光束平行入射前述器件、并使光束直径与器件的通光口径相匹配),导致光程较长(会降低系统稳定性)和系统尺寸庞大,这些因素阻碍了AO-OCT技术的实用化。
3)难于实现3DAO-OCT结构成像和血管成像。光束在样品内点聚焦照明,需横向一维扫描来获得纵截面内的2D断面图像;理论上通过横向2D扫描,可实现3D成像。但为了与AO-OCT系统的高分辨率相匹配,在横向和纵向的采样间距都应足够小(满足采样定律),导致3D成像的数据量极大,给数据的实时传输与处理带来了挑战。
OCT血管造影术(OCT angiography,OCTA)能提供表征生命体循环能力的血管信息,属于功能成像。以眼底血管为例(这是OCTA的主要应用领域),血管系统主要分布在横截面内,基于FD-OCT技术的OCTA的工作流程为:纵向一维—纵截面内2D—3D—运动假象消除—数字层析切片—横截面内2D—造影处理—横截面内2D血管分布—3D血管分布。其存在的不足有:(1)信号采集和数据处理过程复杂、数据量大,需经3D信号采集与重建、以及数字层析切片等中间过程,才能获得结果;(2)信号采集过程中极易发生环境扰动或样品移动导致的运动假象,这在后期的图像处理中很难被完全消除,会对结果带来不利影响。
4)通常需要信标光源和成像光源,处于不同波段的信标光和成像光会在样品内形成轴向色差。如不矫正该色差,则针对信标光进行的象差矫正,并不能使成像光也获得不错的矫正效果。轴向色差的矫正,需要专业的光学设计或复杂的实验操作,详情参见中国科学院光电技术研究所Yue Qiu等人的文献(A method to correct longitudinal chromaticaberration between imaging and beacon beams of ocular adaptive optics imagingsystem.Journal of Optics,2020,22:025301.)。
发明内容
本发明要解决的技术问题是:克服现有技术的不足,提供一种只需单次信号采集就可获得样品IDR内所有层的层析象差,并利用它们分别对成像光信号对应层的象差进行数值矫正,来获得样品IDR内所有层的AO-OCT高分辨率成像结果,具体包括结构图像和血管造影图像。本发明采用全场扫频(Full-field swept-source)OCT技术进行成像,无需任何机械扫描即可实现对样品的3D成像;通过在波前探测端加一共焦针孔,使波前探测光束在样品内形成点聚焦照明的波前象差探测条件;只针对被成像层的光信号进行象差探测与矫正,故能获得该层的精确象差信息与最佳成像结果。
本发明解决其技术问题所采用的技术方案是:象差层析探测与数值矫正的无扫描三维AO-OCT成像系统,包括扫频光源、准直器、第一分光镜、第一透镜、参考镜、第一平移台、第二平移台、常规样品成像模块、眼底成像模块、物镜、三维调节架、视标、第二透镜、二向色镜、成像透镜、第二分光镜、小孔、第三透镜、波前探测相机、成像相机、数据采集卡和计算机;
扫频光源发出的光束经准直器准直后,被第一分光镜分成透射的参考光束和反射的样品光束:参考光束被第一透镜聚焦在参考镜上,参考镜固定在第一平移台上,第一透镜和第一平移台固定在第二平移台上;样品光束进入常规样品成像模块或眼底成像模块;在常规样品成像模块里,样品光束被物镜聚焦在样品上,样品置于三维调节架上;在眼底成像模块里,样品光束透过二向色镜后,被屈光系统聚焦在眼底组织上;从视标发出的光线,依次被第二透镜准直和被二向色镜反射后,被屈光系统聚焦在眼底组织上;
由参考镜返回的参考光束、和由样品或眼底组织返回的样品光束,分别沿原路返回至第一分光镜;被第一分光镜反射的参考光束和透过第一分光镜的样品光束重合在一起,经过成像透镜后,被第二分光镜分成透射和反射两部分:透射部分光信号依次穿过小孔和经过第三透镜后,被波前探测相机接收;反射部分光信号被成像相机接收;
计算机控制三维调节架或视标来调节成像区域;计算机控制第二平移台来调节参考光束的光程,使参考镜的位置对应着样品或眼底组织内成像深度范围的中间位置;扫频光源输出扫频光信号的同时,还发出同步采样触发信号,通过计算机去控制波前探测相机和成像相机分别采集N组数据;数据经过数据采集卡转化为数字信号后,传输至计算机进行处理。
所述的扫频光源为宽光谱光源,输出端为面出射,波长扫频速度在100~104nm/s量级范围内,扫频速度可调节。
所述的第一分光镜为宽带分光镜,分光比为50:50;第二分光镜为宽带分光镜,分光比由波前探测相机和成像相机接收到的光信号强度决定。
所述的第一透镜、物镜、成像透镜和第三透镜,均为宽带消色差透镜。
所述的视标发出可见光,计算机控制视标不同位置的灯点亮,人眼盯视点亮的灯来调节眼球方向,使样品光束照射在眼底组织的不同区域进行成像;成像时,人眼盯视点亮的灯以保持眼球不动,以获得稳定的成像结果。
所述的小孔用于在样品或眼底组织内形成点聚焦照明的波前探测条件,由小孔决定的在样品或眼底组织内的共焦参数范围能覆盖成像深度范围。
所述的波前探测相机和成像相机的帧频需在102Hz及以上量级。
象差层析探测与数值矫正的无扫描三维AO-OCT成像方法,利用上述的象差层析探测与数值矫正的无扫描三维AO-OCT成像系统,包括以下步骤:
步骤S1:系统调节,具体包括:
步骤S11:操作三维调节架或视标,使照明光斑移至样品或眼底组织的待成像区域;
步骤S12:通过第二平移台调节光程差,使参考镜在样品或眼底组织中对应着成像深度的中间位置;
步骤S2:信号采集,具体包括:
步骤S21:扫频光源输出扫频波数kn的同时,同步触发波前探测相机和成像相机分别采集关于kn的N组数据Iwf(x,y,kn)和Iim(x,y,kn),n=1,…,N,N为宽光谱范围内波数的采样点数;
步骤S22:由波前探测相机每点(x,y)采集到的N组数据Iwf(x,y,kn),构成每点(x,y)的关于波数k的干涉光谱信号Iwf(x,y,k);由成像相机每点(x,y)采集到的N组数据Iim(x,y,kn),构成每点(x,y)的关于波数k的干涉光谱信号Iim(x,y,k);
步骤S31:波前探测数据处理,具体包括:
步骤S311:对波前探测相机某点(xi,yj)的干涉光谱信号Iwf(xi,yj,k),进行减背景项和自相干项、k均匀化重采样、和光谱整形处理后,得到干涉光谱信号I′wf(xi,yj,k);
步骤S41:获取层析波前象差,具体包括:
步骤S412:来自样品或眼底组织内某层zn的光信号到达物镜或屈光系统瞳面p处的波前象差为θwf(x,y,zn);
步骤S32:成像数据处理,具体包括:
步骤S321:对成像相机某点(xi,yj)的干涉光谱信号Iim(xi,yj,k),进行减背景项和自相干项、k均匀化重采样、和光谱整形处理后,得到干涉光谱信号I′im(xi,yj,k);
步骤S42:获取成像光束在成像透镜入瞳p′处的复振幅分布,具体包括:
步骤S422:设有一虚置的圆形孔径Σ紧贴成像透镜,入射孔径Σ的复振幅分布为 成像透镜的后焦距为f;利用夫琅和费衍射公式,在成像透镜焦面上的复振幅分布为 (x1,y1)和(x,y)分别为孔径Σ平面和成像透镜焦平面上的坐标、λ0为中心波长、k0为中心波数、FT表示傅里叶变换;
步骤S5:层析波前象差的数值矫正,具体包括:
步骤S51:把步骤S412中某层zn光信号的波前象差θwf(x,y,zn)转化为成像透镜入瞳p′处的波前象差θ′wf(x1,y1,zn),具体操作为:设由成像透镜到第三透镜的横向放大率为M,θwf(x,y,zn)的横向尺寸除以M、并进行图像的上下对调和左右对调;
步骤S52:利用波前象差θ′wf(x1,y1,zn)对成像光束相位分布θ′im(x1,y1,zn)进行象差矫正,矫正后的成像光束相位分布为θ″im(x1,y1,zn)=θ′im(x1,y1,zn)-θ′wf(x1,y1,zn),成像光束到达成像透镜入瞳p′处的复振幅分布相应地变为
步骤S53:对步骤S425中每一层z的复振幅分布及其相位信息θ′im(x1,y1,z),重复步骤S51至步骤S52,获得象差矫正后的每一层z成像光束的相位分布为θ″im(x1,y1,z)=θ′im(x1,y1,z)-θ′wf(x1,y1,z),成像光束到达成像透镜入瞳p′处的复振幅分布相应地变为
步骤S6:获得AO-OCT成像结果,具体包括:
步骤S63:利用振幅信息A′im(x,y,z)或相位信息θ′im(x,y,z),可获得样品或眼底组织成像深度范围内所有层z的横截面二维AO-OCT结构图像;
步骤S64:由所有层z的横截面二维AO-OCT结构图像,可生成三维AO-OCT结构图像,再通过数字层析切片来获得纵截面二维AO-OCT结构图像;
步骤S65:利用血管造影算法,对某层zn及其相邻层zn+1的振幅信息A′im(x,y,zn)和A′im(x,y,zn+1)、或相位信息θ′im(x,y,zn)和θ′im(x,y,zn+1)、或复振幅信息和进行处理,可获得该层zn的横截面二维AO-OCT血管造影图像;连续对所有层z的前述信息进行处理,可获得三维AO-OCT血管造影图像。
本发明与现有技术相比的有益效果是:
1)本发明利用相位信息和通过数值方式进行象差矫正,前者避免了复杂的泽尼克象差表达、以及从测量象差到象差矫正所需驱动电压信号的复杂计算过程及各环节存在的误差,后者省去了波前矫正器这一复杂和昂贵的器件、及不受其物理性能的制约。现有的AO-OCT系统,通常采用夏克-哈特曼波前传感器或干涉方法等来测量象差,并用泽尼克多项式进行表达,然后采用直接斜率法或模式法等控制算法来获得象差矫正所需的驱动电压信号,再由它们去控制波前矫正器进行象差矫正。虽然这些方法最终改变的也是波前的相位分布,但与本发明直接利用测得的相位信息进行象差矫正相比,复杂的间接方法更易产生误差。波前矫正器的驱动器单元数、响应及动作速度、以及最大行程,分别决定着象差矫正的精度、速度、和可矫正的象差范围,但受器件物理性能的限制,波前矫正器的性能是有限的,并不能满足各种需求,比如临床上大量患者不同类型病眼的观察需求。本发明采用数值方式矫正象差,避免了上述问题。
2)本发明只需单次信号采集就能获得样品IDR内所有层的层析象差,通过对各层象差的数值矫正,就能获得所有层的高分辨率成像结果。现有AO-OCT系统的象差探测光信号来源与成像目标层不一致、来源范围不能覆盖IDR、所得结果为一定深度范围内的平均象差,故不能对IDR内所有层进行精确的象差矫正与成像。本发明对IDR内每一层(层厚可达微米级)光信号的象差进行层析探测,然后针对每一层光信号的象差实施精确矫正,故能获得每一层的高δx图像。再结合OCT技术具有的微米级高δz,故能获得样品内所有层的3D高分辨率图像。
3)本发明无需任何机械扫描就能获得样品的3D和任意截面2D图像,成像速度和系统稳定性大为提高,非常适合于象眼底成像这样的应用场合。以3D图像由512x512x512像素构成、波前探测相机与成像相机的帧频为400Hz为例:z向512像素意味着需采集512幅干涉光谱信号,则信号采集所需的时间为1.28s。与扫频OCT技术进行对比,要在相同时间内完成相同点数的信号采集,则扫频光源的扫频速率需达205kHz,这一速率对于商用化扫频光源产品而言已属高速水平,虽已常见,但需沿横向的2D机械扫描,使得系统的控制变得复杂和稳定性下降。
4)本发明能获得样品的结构图像和血管系统图像、也即能进行结构和功能的AO-OCT成像。结构和功能是生命体互为支撑的两个方面,二者的结合才能维持正常的生命活动,但现有AO-OCT系统主要提供的是结构信息,较难提供血管系统分布信息。本发明直接获取样品横截面内的2D断面信息,只需利用造影算法对相邻层的2D信息进行处理,就能获得血管系统的分布,避免了信号采集和数据处理等复杂的中间过程、和减少了数据存储量。
5)本发明无需扫描机构和波前矫正器等器件,极大地简化了光学系统和控制系统、并大幅减小了系统尺寸和降低了成本。现有的AO-OCT系统,需横向扫描机构和波前矫正器等,其中波前矫正器及其控制器是最为昂贵的器件,导致控制复杂和成本高昂。这些器件还需相应的辅助光路,导致光程较长和系统稳定性下降。本发明采用全场扫频OCT技术,无需任何机械扫描即可实现3D成像:横截面内为2D并行探测,纵向信息由采集到的干涉光谱信号通过傅里叶变换获得,二者的结合可实现无扫描3D成像。
6)本发明使用同一光源进行象差探测与成像,省去了信标光源、和避免了信标光与成像光之间存在的轴向色差。现有的AO-OCT系统,通常需要使用处于不同波段的信标光源和成像光源,除了使光路复杂和增加成本外,波段不同会在样品内形成轴向色差,导致针对信标光进行的象差矫正,并不能使成像光也获得不错的矫正效果(会存在一个离焦量,使得返回的成像光信号强度下降,甚至观察不到目标)。而对轴向色差的矫正,较为复杂。
附图说明
图1是本发明的光学系统示意图;
图2是本发明的控制系统示意图;
图3是照明光束在样品内的分布及波前探测信号来源的示意图,其中:图3(a)是现有系统,图3(b)是本发明的系统;
图4是本发明用于形成点聚焦照明这一波前探测条件的示意图;
图5是本发明用到的夫琅和费衍射计算的示意图;
图6是本发明AO-OCT成像方法的流程图;
图7是图6中主要流程的具体化。
图中:1.扫频光源、2.准直器、3.第一分光镜、4.第一透镜、5.参考镜、6.第一平移台、7.第二平移台、8.常规样品成像模块、9.眼底成像模块、1001.物镜、1002.屈光系统、1101.样品、1102.眼底组织、12.三维调节架、13.视标、14.第二透镜、15.二向色镜、16.成像透镜、17.第二分光镜、18.小孔、19.第三透镜、20.波前探测相机、21.成像相机、22.数据采集卡、23.计算机。
具体实施方式
下面结合附图和具体实施例进一步说明本发明。
本发明提出的象差层析探测与数值矫正的无扫描三维AO-OCT成像系统如图1示。包括扫频光源1、准直器2、第一分光镜3、第一透镜4、参考镜5、第一平移台6、第二平移台7、常规样品成像模块8、眼底成像模块9、物镜1001、屈光系统1002、样品1101、眼底组织1102、三维调节架12、视标13、第二透镜14、二向色镜15、成像透镜16、第二分光镜17、小孔18、第三透镜19、波前探测相机20、成像相机21、数据采集卡22和计算机23。图中的p表示物镜1001或屈光系统1002的瞳面位置,r表示样品1101或眼底组织1102中的成像位置,p′和r′分别表示与p和r共轭的位置。
扫频光源1发出的光束经准直器2准直后,被第一分光镜3分成透射的参考光束和反射的样品光束:参考光束被第一透镜4聚焦在参考镜5上,参考镜5固定在第一平移台6上,第一透镜4和第一平移台6固定在第二平移台7上;样品光束进入常规样品成像模块8或眼底成像模块9。在常规样品成像模块8里,样品光束被物镜1001聚焦在样品1101上,样品1101置于三维调节架12上。在眼底成像模块9里,样品光束透过二向色镜15后,被屈光系统1002聚焦在眼底组织1102上;从视标13发出的光线,依次被第二透镜14准直和被二向色镜15反射后,被屈光系统1002聚焦在眼底组织1102上。由参考镜5返回的参考光束、和由样品1101或眼底组织1102返回的样品光束,分别沿原路返回至第一分光镜3。被第一分光镜3反射的参考光束和透过第一分光镜3的样品光束重合在一起,经过成像透镜16后,被第二分光镜17分成透射和反射两部分:透射部分光信号依次穿过小孔18和经过第三透镜19后,被波前探测相机20接收;反射部分光信号被成像相机21接收。
其中:扫频光源1为宽光谱光源,输出端为面出射,波长扫频速度在100~104nm/s量级范围内,扫频速度可调节;第一分光镜3为宽带分光镜,分光比为50:50;第二分光镜17为宽带分光镜,分光比由波前探测相机20和成像相机21接收到的光信号强度决定;第一透镜4、物镜1001、成像透镜16和第三透镜19,均为宽带消色差透镜;波前探测相机20和成像相机21的帧频需在102Hz及以上量级;视标13发出可见光,起着视场调节和成像时的固视作用:计算机23控制视标13不同位置的灯点亮,人眼盯视点亮的灯来调节眼球方向,使样品光束照射在眼底组织1102的不同区域进行成像,成像时人眼盯视点亮的灯以保持眼球不动,以获得稳定的成像结果。
本发明的控制系统如图2示。计算机23控制三维调节架12或视标13来调节成像区域。计算机23控制第二平移台7来调节参考光束的光程,使参考镜5的位置对应着样品1101或眼底组织1102内成像深度范围的中间位置。扫频光源1输出扫频光信号的同时,还发出同步采样触发信号,通过计算机23去控制波前探测相机20和成像相机21分别采集N组数据。数据经过数据采集卡22转化为数字信号后,传输至计算机23进行处理。
图3用于比较说明现有系统和本发明系统的照明光束在样品内的分布及波前探测信号的来源。如图3(a)所示,现有AO-OCT系统采用点聚焦照明方式进行成像,通过光束的横向2D扫描来获得3D图像。波前传感器只接收共焦参数(CP)范围以内的光信号,且CP不能覆盖样品的成像深度范围(IDR),导致象差探测信号来源与成像目标层不一致,故不能对IDR内的每一层进行精确的象差探测、矫正与成像。本发明采用全场扫频OCT技术进行成像,如图3(b)所示,其在横截面内为面聚焦照明,纵向信息通过对干涉光谱信号进行傅里叶变换获得,故无需扫描即可实现3D成像。
波前探测通常采用点聚焦照明方式,故本发明要求光束在样品内同时形成成像所需的面聚焦照明、和波前探测所需的点聚焦照明。为此,本发明在波前探测端设置小孔18,利用其空间滤波作用,来从面聚焦照明区域中形成一个点聚焦照明,实现这一目标的光路如图4所示。在样品1101或眼底组织1102上的点A和点B,分别位于光轴上和光轴之外,它们在成像透镜16后焦面、即小孔18所在位置平面上的对应点分别为点A′和点B′,只有点A′能通过小孔18、而点B′则被小孔18阻拦,也即只有从样品1101或眼底组织1102上点A发出的光线,才能通过小孔18和到达波前探测相机20。此外,还需通过参数计算,来使小孔18决定的、在样品1101或眼底组织1102内的CP范围能够覆盖IDR,以实现对IDR内所有层的精确象差探测、矫正与成像。以眼底成像为例,设光源中心波长λ0为840nm、视网膜和脉络膜厚(即IDR和CP)约0.5mm、和视场直径约450μm(等晕区约1.5°)。由关系式CP=π(δx′)2/(2λ0)可得,波前探测光束应在样品1101或眼底组织1102内形成δx′=16.4μm的聚焦照明(并非由6mm入瞳光束尺寸决定的δx=3.0μm),相对于成像视场而言可视为点聚焦照明(16.4/450=3.6%)。再利用样品1101或眼底组织1102和小孔18之间的横向放大率M′,即可求得小孔18的孔径为δx′·M′。
图5是本发明使用到的夫琅和费衍射计算的示意图。探测到的波前象差θwf(x,y,zn),为样品1101或眼底组织1102内某层zn光信号到达物镜1001或屈光系统1002瞳面p处的二维相位分布。对该层zn成像光信号象差的矫正,也需在与p共轭的位置、即在成像透镜16的入瞳p′处进行,故需获取成像光束在此处的相位分布。按照夫琅和费衍射原理:入射成像透镜16的光束为圆形,故可看作有一虚置(实际上并不需要、也不存在)的圆形孔径Σ紧贴成像透镜16放置,垂直投射到Σ上的复振幅分布发生夫琅和费衍射,在成像透镜16焦面上的复振幅分布被成像相机21采集(相当于观察屏)。因此,可由成像相机21探测到的成像光束在成像透镜16焦面上的复振幅分布利用夫琅和费衍射计算公式来反推其在成像透镜16入瞳p′处的复振幅分布从而获得成像光束含有象差的相位分布θ′im(x1,y1,zn),此时可实施象差的数值矫正。矫正后的成像光束相位分布为θ″im(x1,y1,zn),相应的复振幅分布变为再次利用夫琅和费衍射计算公式,即可获得成像光束在成像透镜16焦面上的复振幅分布然后可获得成像结果。
本发明提出的象差层析探测与数值矫正的无扫描三维AO-OCT成像方法,其工作流程如图6示,主要流程的具体实现步骤与方法则在图7中给出。主要包括以下步骤:
步骤S1:系统调节,具体包括:
步骤S11:操作三维调节架12或视标13,使照明光斑移至样品1101或眼底组织1102的待成像区域;
步骤S12:通过第二平移台7调节光程差,使参考镜5在样品1101或眼底组织1102中对应着成像深度的中间位置;
步骤S2:信号采集,具体包括:
步骤S21:扫频光源1输出扫频波数kn的同时,同步触发波前探测相机20和成像相机21分别采集关于kn的N组数据Iwf(x,y,kn)和Iim(x,y,kn),n=1,…,N,N为宽光谱范围内波数的采样点数;
步骤S22:由波前探测相机20每点(x,y)采集到的N组数据Iwf(x,y,kn),构成每点(x,y)的关于波数k的干涉光谱信号Iwf(x,y,k);由成像相机21每点(x,y)采集到的N组数据Iim(x,y,kn),构成每点(x,y)的关于波数k的干涉光谱信号Iim(x,y,k);
步骤S31:波前探测数据处理,具体包括:
步骤S311:对波前探测相机20某点(xi,yj)的干涉光谱信号Iwf(xi,yj,k),进行减背景项和自相干项、k均匀化重采样、和光谱整形处理后,得到干涉光谱信号I′wf(xi,yj,k);
步骤S41:获取层析波前象差,具体包括:
步骤S412:来自样品1101或眼底组织1102内某层zn的光信号到达物镜1001或屈光系统1002瞳面p处的波前象差为θwf(x,y,zn);
步骤S32:成像数据处理,具体包括:
步骤S321:对成像相机21某点(xi,yj)的干涉光谱信号Iim(xi,yj,k),进行减背景项和自相干项、k均匀化重采样、和光谱整形处理后,得到干涉光谱信号I′im(xi,yj,k);
步骤S42:获取成像光束在成像透镜16入瞳p′处的复振幅分布,具体包括:
步骤S422:设有一虚置的圆形孔径Σ紧贴成像透镜16,入射孔径Σ的复振幅分布为 成像透镜16的后焦距为f;利用夫琅和费衍射公式,在成像透镜16焦面上的复振幅分布为(x1,y1)和(x,y)分别为孔径Σ平面和成像透镜16焦平面上的坐标、λ0为中心波长、k0为中心波数、FT表示傅里叶变换;
步骤S425:对步骤S324中的复数信息重复步骤S421至步骤S424,得到样品1101或眼底组织1102内每一层z的成像光信号到达成像透镜16入瞳p′处的复振幅分布及其相位信息θ′im(x1,y1,z);
步骤S5:层析波前象差的数值矫正,具体包括:
步骤S51:把步骤S412中某层zn光信号的波前象差θwf(x,y,zn)转化为成像透镜16入瞳p′处的波前象差θ′wf(x1,y1,zn),具体操作为:设由成像透镜16到第三透镜19的横向放大率为M,θwf(x,y,zn)的横向尺寸除以M、并进行图像的上下对调和左右对调;
步骤S52:利用波前象差θ′wf(x1,y1,zn)对成像光束相位分布θ′im(x1,y1,zn)进行象差矫正,矫正后的成像光束相位分布为θ″im(x1,y1,zn)=θ′im(x1,y1,zn)-θ′wf(x1,y1,zn),成像光束到达成像透镜16入瞳p′处的复振幅分布相应地变为
步骤S53:对步骤S425中每一层z的复振幅分布及其相位信息θ′im(x1,y1,z),重复步骤S51至步骤S52,获得象差矫正后的每一层z成像光束的相位分布为θ″im(x1,y1,z)=θ′im(x1,y1,z)-θ′wf(x1,y1,z),成像光束到达成像透镜16入瞳p′处的复振幅分布相应地变为
步骤S6:获得AO-OCT成像结果,具体包括:
步骤S63:利用振幅信息A′im(x,y,z)或相位信息θ′im(x,y,z),可获得样品1101或眼底组织1102成像深度范围内所有层z的横截面二维AO-OCT结构图像;
步骤S64:由所有层z的横截面二维AO-OCT结构图像,可生成三维AO-OCT结构图像,再通过数字层析切片来获得纵截面二维AO-OCT结构图像;
步骤S65:利用血管造影算法,对某层zn及其相邻层zn+1的振幅信息A′im(x,y,zn)和A′im(x,y,zn+1)、或相位信息θ′im(x,y,zn)和θ′im(x,y,zn+1)、或复振幅信息和进行处理,可获得该层zn的横截面二维AO-OCT血管造影图像;连续对所有层z的前述信息进行处理,可获得三维AO-OCT血管造影图像。
作为例子,扫频光源1可采用爱尔兰Superlum公司的Broadsweeper产品,如BS-840-1-HP产品,其中心波长约840nm、波长扫频范围约75nm、和波长扫频速度为2~10000nm/s(可调)。波前探测相机20和成像相机21,可采用日本滨松公司的ORCA-Flash4.0V3 CMOS数字相机,其可工作在适合于生物组织成像的近红外波段(840nm处的量子效率接近40%),采用Camera Link数据传输方式和512x512像素(由2048x2048像素进行4x4像素合并而成)采样时的帧频可达400Hz。扫频光源1的波长扫频速度需与相机的帧频相匹配:以3D图像由512x512x512像素构成为例,z向512像素意味着需连续采集512幅干涉光谱信号,信号采集所需的时间为1.28s;扫频光源1需在此时间内完成75nm波长范围的扫描,则波长扫频速度约为58.6nm/s,在产品参数范围以内。其余均为常规器件,市场上均能购置。
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 (8)
1.象差层析探测与数值矫正的无扫描三维AO-OCT成像系统,其特征在于:包括扫频光源(1)、准直器(2)、第一分光镜(3)、第一透镜(4)、参考镜(5)、第一平移台(6)、第二平移台(7)、常规样品成像模块(8)、眼底成像模块(9)、物镜(1001)、三维调节架(12)、视标(13)、第二透镜(14)、二向色镜(15)、成像透镜(16)、第二分光镜(17)、小孔(18)、第三透镜(19)、波前探测相机(20)、成像相机(21)、数据采集卡(22)和计算机(23);
扫频光源(1)发出的光束经准直器(2)准直后,被第一分光镜(3)分成透射的参考光束和反射的样品光束:参考光束被第一透镜(4)聚焦在参考镜(5)上,参考镜(5)固定在第一平移台(6)上,第一透镜(4)和第一平移台(6)固定在第二平移台(7)上;样品光束进入常规样品成像模块(8)或眼底成像模块(9);在常规样品成像模块(8)里,样品光束被物镜(1001)聚焦在样品(1101)上,样品(1101)置于三维调节架(12)上;在眼底成像模块(9)里,样品光束透过二向色镜(15)后,被屈光系统(1002)聚焦在眼底组织(1102)上;从视标(13)发出的光线,依次被第二透镜(14)准直和被二向色镜(15)反射后,被屈光系统(1002)聚焦在眼底组织(1102)上;
由参考镜(5)返回的参考光束、和由样品(1101)或眼底组织(1102)返回的样品光束,分别沿原路返回至第一分光镜(3);被第一分光镜(3)反射的参考光束和透过第一分光镜(3)的样品光束重合在一起,经过成像透镜(16)后,被第二分光镜(17)分成透射和反射两部分:透射部分光信号依次穿过小孔(18)和经过第三透镜(19)后,被波前探测相机(20)接收;反射部分光信号被成像相机(21)接收;
计算机(23)控制三维调节架(12)或视标(13)来调节成像区域;计算机(23)控制第二平移台(7)来调节参考光束的光程,使参考镜(5)的位置对应着样品(1101)或眼底组织(1102)内成像深度范围的中间位置;扫频光源(1)输出扫频光信号的同时,还发出同步采样触发信号,通过计算机(23)去控制波前探测相机(20)和成像相机(21)分别采集N组数据;数据经过数据采集卡(22)转化为数字信号后,传输至计算机(23)进行处理。
2.根据权利要求1所述的象差层析探测与数值矫正的无扫描三维AO-OCT成像系统,其特征在于:所述的扫频光源(1)为宽光谱光源,输出端为面出射,波长扫频速度在100~104nm/s量级范围内,扫频速度可调节。
3.根据权利要求1所述的象差层析探测与数值矫正的无扫描三维AO-OCT成像系统,其特征在于:所述的第一分光镜(3)为宽带分光镜,分光比为50:50;第二分光镜(17)为宽带分光镜,分光比由波前探测相机(20)和成像相机(21)接收到的光信号强度决定。
4.根据权利要求1所述的象差层析探测与数值矫正的无扫描三维AO-OCT成像系统,其特征在于:所述的第一透镜(4)、物镜(1001)、成像透镜(16)和第三透镜(19),均为宽带消色差透镜。
5.根据权利要求1所述的象差层析探测与数值矫正的无扫描三维AO-OCT成像系统,其特征在于:所述的视标(13)发出可见光,计算机(23)控制视标(13)不同位置的灯点亮,人眼盯视点亮的灯来调节眼球方向,使样品光束照射在眼底组织(1102)的不同区域进行成像;成像时,人眼盯视点亮的灯以保持眼球不动,以获得稳定的成像结果。
6.根据权利要求1所述的象差层析探测与数值矫正的无扫描三维AO-OCT成像系统,其特征在于:所述的小孔(18)用于在样品(1101)或眼底组织(1102)内形成点聚焦照明的波前探测条件,由小孔(18)决定的在样品(1101)或眼底组织(1102)内的共焦参数范围能覆盖成像深度范围。
7.根据权利要求1所述的象差层析探测与数值矫正的无扫描三维AO-OCT成像系统,其特征在于:所述的波前探测相机(20)和成像相机(21)的帧频需在102Hz及以上量级。
8.象差层析探测与数值矫正的无扫描三维AO-OCT成像方法,利用权利要求1所述的象差层析探测与数值矫正的无扫描三维AO-OCT成像系统,其特征在于:包括以下步骤:
步骤S1:系统调节,具体包括:
步骤S11:操作三维调节架(12)或视标(13),使照明光斑移至样品(1101)或眼底组织(1102)的待成像区域;
步骤S12:通过第二平移台(7)调节光程差,使参考镜(5)在样品(1101)或眼底组织(1102)中对应着成像深度的中间位置;
步骤S2:信号采集,具体包括:
步骤S21:扫频光源(1)输出扫频波数kn的同时,同步触发波前探测相机(20)和成像相机(21)分别采集关于kn的N组数据Iwf(x,y,kn)和Iim(x,y,kn),n=1,…,N,N为宽光谱范围内波数的采样点数;
步骤S22:由波前探测相机(20)每点(x,y)采集到的N组数据Iwf(x,y,kn),构成每点(x,y)的关于波数k的干涉光谱信号Iwf(x,y,k);由成像相机(21)每点(x,y)采集到的N组数据Iim(x,y,kn),构成每点(x,y)的关于波数k的干涉光谱信号Iim(x,y,k);
步骤S31:波前探测数据处理,具体包括:
步骤S311:对波前探测相机(20)某点(xi,yj)的干涉光谱信号Iwf(xi,yj,k),进行减背景项和自相干项、k均匀化重采样、和光谱整形处理后,得到干涉光谱信号I′wf(xi,yj,k);
步骤S41:获取层析波前象差,具体包括:
步骤S412:来自样品(1101)或眼底组织(1102)内某层zn的光信号到达物镜(1001)或屈光系统(1002)瞳面p处的波前象差为θwf(x,y,zn);
步骤S32:成像数据处理,具体包括:
步骤S321:对成像相机(21)某点(xi,yj)的干涉光谱信号Iim(xi,yj,k),进行减背景项和自相干项、k均匀化重采样、和光谱整形处理后,得到干涉光谱信号I′im(xi,yj,k);
步骤S42:获取成像光束在成像透镜(16)入瞳p′处的复振幅分布,具体包括:
步骤S422:设有一虚置的圆形孔径Σ紧贴成像透镜(16),入射孔径Σ的复振幅分布为 成像透镜(16)的后焦距为f;利用夫琅和费衍射公式,在成像透镜(16)焦面上的复振幅分布为(x1,y1)和(x,y)分别为孔径Σ平面和成像透镜(16)焦平面上的坐标、λ0为中心波长、k0为中心波数、FT表示傅里叶变换;
步骤S425:对步骤S324中的复数信息重复步骤S421至步骤S424,得到样品(1101)或眼底组织(1102)内每一层z的成像光信号到达成像透镜(16)入瞳p′处的复振幅分布及其相位信息θ′im(x1,y1,z);
步骤S5:层析波前象差的数值矫正,具体包括:
步骤S51:把步骤S412中某层zn光信号的波前象差θwf(x,y,zn)转化为成像透镜(16)入瞳p′处的波前象差θ′wf(x1,y1,zn),具体操作为:设由成像透镜(16)到第三透镜(19)的横向放大率为M,θwf(x,y,zn)的横向尺寸除以M、并进行图像的上下对调和左右对调;
步骤S52:利用波前象差θ′wf(x1,y1,zn)对成像光束相位分布θ′im(x1,y1,zn)进行象差矫正,矫正后的成像光束相位分布为θ″im(x1,y1,zn)=θ′im(x1,y1,zn)-θ′wf(x1,y1,zn),成像光束到达成像透镜(16)入瞳p′处的复振幅分布相应地变为
步骤S53:对步骤S425中每一层z的复振幅分布及其相位信息θ′im(x1,y1,z),重复步骤S51至步骤S52,获得象差矫正后的每一层z成像光束的相位分布为θ″im(x1,y1,z)=θ′im(x1,y1,z)-θ′wf(x1,y1,z),成像光束到达成像透镜(16)入瞳p′处的复振幅分布相应地变为
步骤S6:获得AO-OCT成像结果,具体包括:
步骤S63:利用振幅信息A′im(x,y,z)或相位信息θ′im(x,y,z),可获得样品(1101)或眼底组织(1102)成像深度范围内所有层z的横截面二维AO-OCT结构图像;
步骤S64:由所有层z的横截面二维AO-OCT结构图像,可生成三维AO-OCT结构图像,再通过数字层析切片来获得纵截面二维AO-OCT结构图像;
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