CN115639198B - 一种全场光学时空相干编码动态体成像装置及方法 - Google Patents
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Abstract
本发明公开了一种全场光学时空相干编码动态体成像装置及方法。该装置包括扫频光源、光纤、光阑、准直透镜、全反射棱镜、数字微镜阵列、第一透镜、第二透镜、分光元件、参考臂、样品臂、高速面阵相机、数据采集卡和计算机。方法为：首先将扫频光源分割成多波段光谱对样品进行瞬态面照明，数字微镜阵列实现空间光照明编码，时空编码后的光束入射迈克尔逊干涉仪；然后采用高速面帧相机采集干涉光谱信号序列，进行傅里叶逆变换获得并行深度信息，得到生物组织的结构体成像；最后将单次扫频光谱分割成多波段时间编码的光谱序列，对该序列进行时间光谱解码来获得动态对比图。本发明具有成像速度快、稳定性强、成像质量高、结构简单、使用方便的优势。
Description
技术领域
本发明涉及基于光学相干层析成像的无标记成像技术领域，特别是一种全场光学时空相干编码动态体成像装置及方法。
背景技术
细胞是构成组织三维结构组织的基本单位，近现代临床医学和医药学的发展要求使得对无标记活性组织中细胞的生长、分裂、新陈代谢等过程有精准测量和定量评估的要求。在细胞量级的无标记成像领域中，全场光学相干层析(Full-field Optical CoherenceTomography，FF-OCT)最早在1998年被提出，是一种非入侵性成像技术，可对生物组织等获取微米量级的在体光学断层成像，在生物医学领域具有重要的应用前景。FF-OCT系统以并行扫描方式的快速著称，一次扫描可得X-Y面的二维信息，在样品臂深度方向进行扫描即可获得三维结构。结合大NA显微物镜与宽带光源，FF-OCT可以同时获得约1微米的超高横、纵分辨率图像，这种高分辨率的成像模式在组织细胞水平的成像中起着非常重要的作用。2020年，JulesScholler等人在此基础上提出了动态全场光学相干层析技术(Dynamicfull-field optical coherence tomography,dFFOCT)对动态信号进行提取，获得了亚微米量级的空间分辨率和微秒量级的时间分辨率，使得探测活细胞功能成为可能。然而其中由于环境振动以及活细胞粘滞运动而产生的不同运动伪影和空间热光源串扰问题依然影响着结构成像和动态信号的获取。
近年来随着扫频光源技术的发展，全场扫频相干断层成像技术(Full-fieldswept-source optical coherence tomography,FF-SS-OCT)应运而生。基于傅里叶域(Fourier-domain,FD-)OCT技术，大多采用扫频光源、并行探测面阵相机以及基于傅里叶变换的信号处理方法，被研制成为更高灵敏度和成像速度的技术。但目前的技术大多采用序列信号体数据探测和体数据处理，很难用于无标记生物组织的功能性成像(El-Sadek,Biomed.Opt.Express 6231-6248(2020))，例如缺乏时间分辨率而不能观察与测量神经元的反应，或缺乏空间分辨率来解决单个细胞的问题。不仅如此，进行大视场、高分辨率成像以及动态对比度功能拓展需要更长的测量时间。因此，目前还没有一种能够在活体生物组织内，对细胞和细胞间进行结构成像和动态功能评估的非侵入、无标记、高速以及大视场成像的技术。
针对上述OCT技术的成像速度问题，南京理工大学朱越等人提出了基于全场光学相干层析术(Full-field optical coherence tomography,FF-OCT)的发明专利“单次采集无色散移相全场光学相干层析成像装置及方法”(中国专利号：ZL201710387615.8)。该方法基于迈克尔逊干涉和低相干光源，采用偏振分光镜、四分之一玻片、偏振片和一对完全相同的相机获得两组相位差相差π/2相位的干涉条纹，实现全波段无色散移相；配合希尔伯特算法，单次采集即可解调层析信号；由计算机处理得到样品的二维断层图，最终通过电控位移平台进行轴向扫描以获取三维信息。该方法可进行亚微米量级的生物组织的离体或在体成像，具有成像质量高、速度快的优点。虽然该发明具有许多有益效果，但时域FF-OCT方法本身的信噪比相对较低，且沿深度z的机械扫描仍存在着速度慢和稳定性差的问题。
发明内容
本发明的目的在于提供一种成像速度快、稳定性强、成像质量高、结构简单、使用方便的无标记成像装置及方法。
实现本发明能够目的的技术解决方案为：一种全场光学时空相干编码动态体成像装置，包括扫频光源、光纤、光阑、准直透镜、全反射棱镜、数字微镜阵列、第一透镜、第二透镜、分光元件、样品臂物镜、参考臂物镜、样品、参考镜、位移平台、管透镜、高速面阵相机、数据采集卡和计算机；
所述扫频光源发出的光经过光纤传输，并由光阑和准直透镜形成平行光束，然后通过全反射透镜入射数字微镜阵列，经数字微镜阵列反射后入射第一、第二透镜形成扩束或缩束的平行光，该平行光由分光元件分成透射光和反射光，其中透射光成像于样品臂显微物镜的后焦面然后对样品照明，样品光记录样品信息并沿原路返回；反射光入射参考臂，成像于参考臂显微物镜的前焦面，对参考镜照明，参考光沿原路返回，调节位移平台，使得两束返回的光再次经过分光棱镜发生干涉，干涉光经过管透镜成像在高速面阵相机的感光面上；
计算机控制数字微镜阵列改变光束的空间结构照明，以调节照明光的空间相干度；低速扫频光源输出光束的同时发出触发信号，通过计算机控制高速面阵相机同步采集一系列干涉光谱信号；干涉光谱信号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。
进一步地，所述扫频光源的波长扫频速度为102～104nm/s量级范围，扫频速度可调节。
进一步地，所述传输光纤采用多模光纤或单模光纤；当传输光纤采用单模光纤时，无需使用光阑；当采用多模光纤时，需要使用光阑。
进一步地，所述准直透镜、全反射棱镜、第一透镜、第二透镜、分光元件、管透镜，均为宽波段消色差透镜。
进一步地，所述的分光元件的分光比，在宽波段范围内为50:50。
进一步地，所述数字微镜阵列的720p全屏刷新率为100Hz及以上。
进一步地，所述数字微镜阵列的光学开关阵列可编辑，既可形成结构光也形成均匀照明。
进一步地，所述的高速面阵相机的帧频为100Hz及以上。
进一步地，所述扫频光源的波长扫频速度和高速面阵相机的帧频相匹配。
一种全场光学时空相干编码动态体成像方法，包括以下步骤：
步骤1、启动系统，设置参数；
步骤2、扫频光源开始工作，操作位移平台调节样品光与参考光之间的光程差，使高速面阵相机的软件实时显示窗口中出现明暗对比最强烈和最稀疏的干涉条纹，成像区域为(xi,yi)，i＝1、…a，j＝1、…b，其中a、b为视场像素数；
步骤3、通过计算机控制数字微镜阵列同步形成正面空间照明结构Iill(xi,yi)，利用Iill(xi,yi)照明结构可实现抑制串扰和增强横向分辨率；
步骤4、通过计算机控制高速面阵相机同步采集关于波数k的一系列干涉光谱信号其中N为轴向关于波数κ的采样点数；
步骤5、对成像区域内每一点(xi,yi)，由N个采样数据构成的光谱信号Iill_n(xi,yi,κ)进行预处理，包括光谱整形、重采样、光谱标定，以及色散补偿处理，得到光谱信号Iill_n′(xi,yi,κ)；
步骤6、对光谱信号Iill_n′(xi,yi,κ)进行关于波数κ的逆傅里叶变换，取其正半共轭像，得到由正面照明光内每一点(xi,yi)对应的深度z空间信息构成的三维体数据
步骤7、对振幅A(xi,yi,zN/2)取对数，获得样品的二维或三维结构图像；
步骤8、对扫频光源发出的单次扫频光谱S(λ)进行波段分割，获得p段子光谱S(kp)＝S(k)×w(λp),w为中心波长λp对应的窗口，对子光谱信号进行步骤5和6的运算，获得对应结构图Ip(xi,yi,zN/2)；连续对扫频光谱序列进行上述运算处理，在tm时间，m＝1、...M，其中M为扫频光源的扫频数，将Ip(xi,yi,zN/2,tm)作为时间序列，对其进行傅里叶频谱运算处理，获得到样品的动态对比图。
本发明与现有技术相比，其显著优势在于：(1)体数据成像速度快：单次采集即可重构样品信息实现快速三维体成像，无需机械扫描和数字视场拼接技术，既消除了传统OCT技术中的散斑噪声，也使得系统稳定性和成像质量大为提高；(2)保证成像质量的前提下，分辨率拓展性高：可抑制面照明和2D并行探测成像出现的串扰现象，通过数字微镜阵列的可编辑特性，也可叠加实现结构照明提高横向分辨率的作用；(3)成像对比度丰富：可同时对生物组织进行结构分辨和动态分辨的四维体积成像，信息更为全面，更有利于病变的发现与诊断；(4)具有系统结构、控制和数据处理简单、成本低廉的优点。
附图说明
图1为本发明一种全场光学时空相干编码动态体成像装置的结构成像与动态对比成像原理图。
图2为本发明一种全场光学时空相干编码动态体成像装置的结构示意图。
图3为本发明中的控制系统的结构示意框。
图4为本发明一种全场光学时空相干编码动态体成像方法的流程示意图。
图中：1.扫频光源、2.光纤、3.光阑、4.准直透镜、5.全反射棱镜、6.数字微镜阵列、7.第一透镜、8.第二透镜、9.分光元件、10.样品臂物镜、11.参考臂物镜、12.样品、13.参考镜、14.位移平台、15.管透镜、16.高速面阵相机、17.数据采集卡、18.计算机。
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、图2，本发明一种全场光学时空相干编码动态体成像装置，包括扫频光源1、光纤2、光阑3、准直透镜4、全反射棱镜5、数字微镜阵列6、第一透镜7、第二透镜8、分光元件9、样品臂物镜10、参考臂物镜11、样品12、参考镜13、位移平台14、管透镜15、高速面阵相机16、数据采集卡17和计算机18；
所述扫频光源1发出的光经过光纤2传输，并由光阑3和准直透镜4形成平行光束，然后通过全反射透镜5入射数字微镜阵列6，经数字微镜阵列6反射后入射第一透镜7和第二透镜8形成缩束或扩束的平行光，该平行光由分光元件9分成透射光和反射光，其中透射光成像于样品臂显微物镜10的后焦面，然后对样品12照明，样品光记录样品信息并沿原路返回；反射光入射参考臂，成像于参考臂显微物镜11的前焦面，对参考镜13照明，参考光沿原路返回；调节位移平台14，使得两束返回的光再次经过分光棱镜9发生干涉，干涉光经过管透镜15成像在高速面阵相机16的感光面上；
结合图3，所述计算机18控制数字微镜阵列6改变光束的空间结构照明，以调节照明光的空间相干度；低速扫频光源1输出光束的同时发出触发信号，通过计算机18控制高速面阵相机16同步采集一系列干涉光谱信号；干涉光谱信号经过数据采集卡17转化为数字信号后，传输至计算机18进行处理。
进一步地，所述扫频光源1的波长扫频速度为102～104nm/s量级范围，扫频速度可调节。
进一步地，所述传输光纤2采用多模光纤或单模光纤；当传输光纤2采用单模光纤时，无需使用光阑3；当采用多模光纤时，需要使用光阑3。
进一步地，所述准直透镜4、全反射棱镜5、第一透镜7、第二透镜8、分光元件9、管透镜15，均为宽波段消色差透镜。
进一步地，所述分光元件9的分光比，在宽波段范围内为50:50。
进一步地，所述数字微镜阵列6的720p全屏刷新率为100Hz及以上。
进一步地，所述数字微镜阵列6的光学开关阵列可编辑，既可形成结构光也形成均匀照明。
进一步地，所述高速面阵相机16的帧频为100Hz及以上。
进一步地，所述扫频光源1的波长扫频速度和高速面阵相机16的帧频相匹配。
结合图4，一种全场光学时空相干编码动态体成像方法，包括以下步骤：
步骤1、启动系统，设置参数；
步骤2、扫频光源1开始工作，操作位移平台14调节样品光与参考光之间的光程差，使高速面阵相机16的软件实时显示窗口中出现明暗对比最强烈和最稀疏的干涉条纹，成像区域为(xi,yi)，i＝1、…a，j＝1、…b，其中a、b为视场像素数；
步骤3、通过计算机18控制数字微镜阵列6同步形成正面空间照明结构Iill(xi,yi)，利用Iill(xi,yi)照明结构实现抑制串扰和增强横向分辨率；
步骤4、通过计算机18控制高速面阵相机16同步采集关于波数k的一系列干涉光谱信号其中N为轴向关于波数κ的采样点数；
步骤5、对成像区域内每一点(xi,yi)，由N个采样数据构成的光谱信号Iill_n(xi,yi,κ)进行预处理，包括光谱整形、重采样、光谱标定，以及色散补偿处理，得到光谱信号Iill_n′(xi,yi,κ)；
步骤6、对光谱信号Iill_n′(xi,yi,κ)进行关于波数κ的逆傅里叶变换，取其正半共轭像，得到由正面照明光内每一点(xi,yi)对应的深度z空间信息构成的三维体数据
步骤7、对振幅A(xi,yi,zN/2)取对数，获得样品12的二维或三维结构图像；
步骤8、对扫频光源1发出的单次扫频光谱S(λ)进行波段分割，获得p段子光谱S(kp)＝S(k)×w(λp),w为中心波长λp对应的窗口，对子光谱信号进行步骤5和6的运算，获得对应结构图Ip(xi,yi,zN/2)；连续对扫频光谱序列进行上述运算处理，在tm时间，m＝1、...M，其中M为扫频光源1的扫频数，将Ip(xi,yi,zN/2,tm)作为时间序列，对其进行傅里叶频谱运算处理，获得到样品12的动态对比图。
实施例1
本实施例的扫频光源1采用Superlum公司的Broadsweeper产品，例如BS-840-1-HP，其中心波长840nm、扫频范围75nm、扫频速度2-10000nm/s可调。高速面阵相机16可用FASTCAM Mini相机，当采用Cameralink数据传输方式时，512x 512像素采样帧频可达13.6kHz。扫频光源1的波长扫频速度需和高速面阵相机16的帧频相匹配：以3D图像由512x512x512像素构成为例，z轴向512像素意味着需连续采集1024幅干涉光谱信号；高速面阵相机16帧频为13.6kHz，则完成信号采集所需的时间为75.1ms；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996nm/s，在其产品参数范围以内，所选器件满足要求；其余均为常规器件。
在方法的步骤8中提到，需要对时间序列进行标准差于傅里叶频谱运算处理，来获得动态对比度增强信号。本实施例以JulesScholler等人(Scholler,J.,Groux,K.,Goureau,O.,Sahel,J.A.,Fink,M.,Reichman,S.,...&Grieve,K.(2020).Dynamic full-field optical coherence tomography:3D live-imaging of retinalorganoids.Light:Science&Applications,9(1),1-9.)提出的时间光谱傅里叶变化和HSV色彩空间映射方法为例进行说明。通过沿时间传播方向对Ip(xi,yi,zN/2,tm)进行傅里叶变换提取功率谱密度并且进行归一化得到P；从归一化功率谱密度中提取平均频率得到将其映射为色度；提取五十个值的采样窗口中的标准差，映射为强度值；取归一化功率谱密度的带宽的逆，即空间频率的标准差S＝P.f2-(P.f)2,f为频率阵列将其映射为饱和度。最后，动态对比增强信号映射到RGB色彩空间显示结果。其中细胞活动不强的低频信号被编码为蓝色，中频信号被编码为绿色，细胞活动高的高频成分被编码为红色。
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 (10)
1.一种全场光学时空相干编码动态体成像装置，其特征在于，包括扫频光源(1)、光纤(2)、光阑(3)、准直透镜(4)、全反射棱镜(5)、数字微镜阵列(6)、第一透镜(7)、第二透镜(8)、分光元件(9)、样品臂物镜(10)、参考臂物镜(11)、样品(12)、参考镜(13)、位移平台(14)、管透镜(15)、高速面阵相机(16)、数据采集卡(17)和计算机(18)；
所述扫频光源(1)发出的光经过光纤(2)传输，并由光阑(3)和准直透镜(4)形成平行光束，然后通过全反射透镜(5)入射数字微镜阵列(6)，经数字微镜阵列(6)反射后入射第一透镜(7)和第二透镜(8)形成缩束或扩束的平行光，该平行光由分光元件(9)分成透射光和反射光，其中透射光成像于样品臂显微物镜(10)的后焦面，然后对样品(12)照明，样品光记录样品信息并沿原路返回；反射光入射参考臂，成像于参考臂显微物镜(11)的前焦面，对参考镜(13)照明，参考光沿原路返回；调节位移平台(14)，使得两束返回的光再次经过分光棱镜(9)发生干涉，干涉光经过管透镜(15)成像在高速面阵相机(16)的感光面上；
所述计算机(18)控制数字微镜阵列(6)改变光束的空间结构照明，以调节照明光的空间相干度；低速扫频光源(1)输出光束的同时发出触发信号，通过计算机(18)控制高速面阵相机(16)同步采集一系列干涉光谱信号；干涉光谱信号经过数据采集卡(17)转化为数字信号后，传输至计算机(18)进行处理。
2.根据权利要求1所述的全场光学时空相干编码动态体成像装置，其特征在于，所述扫频光源(1)的波长扫频速度为102～104nm/s量级范围，扫频速度可调节。
3.根据权利要求1所述的全场光学时空相干编码动态体成像装置，其特征在于，所述传输光纤(2)采用多模光纤或单模光纤；当传输光纤(2)采用单模光纤时，无需使用光阑(3)；当采用多模光纤时，需要使用光阑(3)。
4.根据权利要求1所述的全场光学时空相干编码动态体成像装置，其特征在于，所述准直透镜(4)、全反射棱镜(5)、第一透镜(7)、第二透镜(8)、分光元件(9)、管透镜(15)，均为宽波段消色差透镜。
5.根据权利要求1所述的全场光学时空相干编码动态体成像装置，其特征在于，所述分光元件(9)的分光比，在宽波段范围内为50:50。
6.根据权利要求1所述的全场光学时空相干编码动态体成像装置，其特征在于，所述数字微镜阵列(6)的720p全屏刷新率为100Hz及以上。
7.根据权利要求1所述的全场光学时空相干编码动态体成像装置，其特征在于，所述数字微镜阵列(6)的光学开关阵列可编辑，既能够形成结构光也能够形成均匀照明。
8.根据权利要求1所述的全场光学时空相干编码动态体成像装置，其特征在于，所述高速面阵相机(16)的帧频为100Hz及以上。
9.根据权利要求1所述的全场光学时空相干编码动态体成像装置，其特征在于，所述扫频光源(1)的波长扫频速度和高速面阵相机(16)的帧频相匹配。
10.一种全场光学时空相干编码动态体成像方法，其特征在于，包括以下步骤：
步骤1、启动系统，设置参数；
步骤2、扫频光源(1)开始工作，操作位移平台(14)调节样品光与参考光之间的光程差，使高速面阵相机(16)的软件实时显示窗口中出现明暗对比最强烈和最稀疏的干涉条纹，成像区域为(xi,yi)，i＝1、…a，j＝1、…b，其中a、b为视场像素数；
步骤3、通过计算机(18)控制数字微镜阵列(6)同步形成正面空间照明结构Iill(xi,yi)，利用Iill(xi,yi)照明结构实现抑制串扰和增强横向分辨率；
步骤4、通过计算机(18)控制高速面阵相机(16)同步采集关于波数k的一系列干涉光谱信号其中N为轴向关于波数k的采样点数；
步骤5、对成像区域内每一点(xi,yi)，由N个采样数据构成的光谱信号Iill_n(xi,yi,k)进行预处理，包括光谱整形、重采样、光谱标定，以及色散补偿处理，得到光谱信号Iill_n′(xi,yi,κ)；
步骤6、对光谱信号Iill_n′(xi,yi,k)进行关于波数k的逆傅里叶变换，取其正半共轭像，得到由正面照明光内每一点(xi,yi)对应的深度z空间信息构成的三维体数据
步骤7、对振幅A(xi,yi,zN/2)取对数，获得样品(12)的二维或三维结构图像；
步骤8、对扫频光源(1)发出的单次扫频光谱S(λ)进行波段分割，获得p段子光谱S(kp)＝S(k)×w(λp),w为中心波长λp对应的窗口，对子光谱信号进行步骤5和6的运算，获得对应结构图Ip(xi,yi,zN/2)；连续对扫频光谱序列进行上述运算处理，在tm时间，m＝1、...M，其中M为扫频光源(1)的扫频数，将Ip(xi,yi,zN/2,tm)作为时间序列，对其进行傅里叶频谱运算处理，获得到样品(12)的动态对比图。
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