CN116087111B - 一种基于阵列式频场调制光束的光声显微成像系统及方法 - Google Patents
一种基于阵列式频场调制光束的光声显微成像系统及方法 Download PDFInfo
- Publication number
- CN116087111B CN116087111B CN202310321044.3A CN202310321044A CN116087111B CN 116087111 B CN116087111 B CN 116087111B CN 202310321044 A CN202310321044 A CN 202310321044A CN 116087111 B CN116087111 B CN 116087111B
- Authority
- CN
- China
- Prior art keywords
- modulated light
- photoacoustic
- sample
- light beam
- laser
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Active
Links
- 238000003384 imaging method Methods 0.000 title claims abstract description 74
- 238000000034 method Methods 0.000 title claims abstract description 19
- 239000000523 sample Substances 0.000 claims abstract description 116
- 238000001514 detection method Methods 0.000 claims abstract description 47
- 238000012545 processing Methods 0.000 claims abstract description 35
- 239000006059 cover glass Substances 0.000 claims description 33
- 238000006073 displacement reaction Methods 0.000 claims description 27
- 238000000386 microscopy Methods 0.000 claims description 26
- XLYOFNOQVPJJNP-UHFFFAOYSA-N water Chemical compound O XLYOFNOQVPJJNP-UHFFFAOYSA-N 0.000 claims description 22
- 239000008367 deionised water Substances 0.000 claims description 19
- 229910021641 deionized water Inorganic materials 0.000 claims description 19
- 230000001360 synchronised effect Effects 0.000 claims description 11
- 230000001276 controlling effect Effects 0.000 claims description 9
- 238000001914 filtration Methods 0.000 claims description 8
- 230000009466 transformation Effects 0.000 claims description 6
- 230000001105 regulatory effect Effects 0.000 claims description 5
- 238000004364 calculation method Methods 0.000 claims description 4
- 230000001678 irradiating effect Effects 0.000 claims description 4
- 238000002604 ultrasonography Methods 0.000 claims description 4
- 239000012472 biological sample Substances 0.000 abstract description 2
- 238000009826 distribution Methods 0.000 description 22
- 230000005540 biological transmission Effects 0.000 description 17
- 230000003287 optical effect Effects 0.000 description 7
- 230000008569 process Effects 0.000 description 7
- 238000003491 array Methods 0.000 description 4
- 230000005684 electric field Effects 0.000 description 4
- 238000005516 engineering process Methods 0.000 description 4
- 230000000694 effects Effects 0.000 description 3
- 238000002474 experimental method Methods 0.000 description 3
- 238000012984 biological imaging Methods 0.000 description 2
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 2
- 230000005284 excitation Effects 0.000 description 2
- 210000004088 microvessel Anatomy 0.000 description 2
- 238000012634 optical imaging Methods 0.000 description 2
- 238000011160 research Methods 0.000 description 2
- 230000004044 response Effects 0.000 description 2
- 230000003595 spectral effect Effects 0.000 description 2
- 208000037273 Pathologic Processes Diseases 0.000 description 1
- 238000010521 absorption reaction Methods 0.000 description 1
- 230000009471 action Effects 0.000 description 1
- 230000009286 beneficial effect Effects 0.000 description 1
- 210000004204 blood vessel Anatomy 0.000 description 1
- 230000008878 coupling Effects 0.000 description 1
- 238000010168 coupling process Methods 0.000 description 1
- 238000005859 coupling reaction Methods 0.000 description 1
- 238000013480 data collection Methods 0.000 description 1
- 230000007547 defect Effects 0.000 description 1
- 238000011161 development Methods 0.000 description 1
- 238000001839 endoscopy Methods 0.000 description 1
- 239000011521 glass Substances 0.000 description 1
- 239000004973 liquid crystal related substance Substances 0.000 description 1
- 238000012986 modification Methods 0.000 description 1
- 230000004048 modification Effects 0.000 description 1
- 238000012544 monitoring process Methods 0.000 description 1
- 230000010355 oscillation Effects 0.000 description 1
- 230000001575 pathological effect Effects 0.000 description 1
- 230000009054 pathological process Effects 0.000 description 1
- 230000035515 penetration Effects 0.000 description 1
- 238000010895 photoacoustic effect Methods 0.000 description 1
- 230000035790 physiological processes and functions Effects 0.000 description 1
- 238000004886 process control Methods 0.000 description 1
- 238000011897 real-time detection Methods 0.000 description 1
- 238000001228 spectrum Methods 0.000 description 1
- 238000006467 substitution reaction Methods 0.000 description 1
- 230000001131 transforming effect Effects 0.000 description 1
- 238000013519 translation Methods 0.000 description 1
- 238000002834 transmittance Methods 0.000 description 1
Images
Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/0093—Detecting, measuring or recording by applying one single type of energy and measuring its conversion into another type of energy
- A61B5/0095—Detecting, measuring or recording by applying one single type of energy and measuring its conversion into another type of energy by applying light and detecting acoustic waves, i.e. photoacoustic measurements
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
- G01N21/00—Investigating or analysing materials by the use of optical means, i.e. using sub-millimetre waves, infrared, visible or ultraviolet light
- G01N21/01—Arrangements or apparatus for facilitating the optical investigation
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
- G01N21/00—Investigating or analysing materials by the use of optical means, i.e. using sub-millimetre waves, infrared, visible or ultraviolet light
- G01N21/17—Systems in which incident light is modified in accordance with the properties of the material investigated
- G01N21/1702—Systems in which incident light is modified in accordance with the properties of the material investigated with opto-acoustic detection, e.g. for gases or analysing solids
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
- G01N29/00—Investigating or analysing materials by the use of ultrasonic, sonic or infrasonic waves; Visualisation of the interior of objects by transmitting ultrasonic or sonic waves through the object
- G01N29/04—Analysing solids
- G01N29/06—Visualisation of the interior, e.g. acoustic microscopy
- G01N29/0654—Imaging
- G01N29/0663—Imaging by acoustic holography
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
- G01N29/00—Investigating or analysing materials by the use of ultrasonic, sonic or infrasonic waves; Visualisation of the interior of objects by transmitting ultrasonic or sonic waves through the object
- G01N29/04—Analysing solids
- G01N29/06—Visualisation of the interior, e.g. acoustic microscopy
- G01N29/0654—Imaging
- G01N29/0681—Imaging by acoustic microscopy, e.g. scanning acoustic microscopy
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
- G01N29/00—Investigating or analysing materials by the use of ultrasonic, sonic or infrasonic waves; Visualisation of the interior of objects by transmitting ultrasonic or sonic waves through the object
- G01N29/22—Details, e.g. general constructional or apparatus details
- G01N29/24—Probes
- G01N29/2418—Probes using optoacoustic interaction with the material, e.g. laser radiation, photoacoustics
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
- G01N2291/00—Indexing codes associated with group G01N29/00
- G01N2291/02—Indexing codes associated with the analysed material
- G01N2291/023—Solids
Landscapes
- Physics & Mathematics (AREA)
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Pathology (AREA)
- Immunology (AREA)
- General Physics & Mathematics (AREA)
- Biochemistry (AREA)
- Analytical Chemistry (AREA)
- Chemical & Material Sciences (AREA)
- Acoustics & Sound (AREA)
- Molecular Biology (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- Surgery (AREA)
- Public Health (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Medical Informatics (AREA)
- Heart & Thoracic Surgery (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Biophysics (AREA)
- Optics & Photonics (AREA)
- Investigating Or Analyzing Materials By The Use Of Ultrasonic Waves (AREA)
Abstract
本发明公开了一种基于阵列式频场调制光束的光声显微成像系统及方法，该系统包括激光源、分束器、光电探测器、扩束滤波装置、可调式衰减片、反射镜组、阵列式频场调制光束产生装置、样品台、光声信号探测装置和信号处理装置，其中，阵列式频场调制光束产生装置包括数字微镜器件和两组4f系统，信号处理装置包括信号放大器、低通滤波器、数据采集卡和处理控制器。本发明通过阵列式频场调制的结构光束对生物样品空间结构信息进行探测，克服了传统成像系统的成像景深小、高分辨图像只能在物镜焦点处获得的问题，一次扫描即可得到较长的切片深度信息，通过制定任意阵列分布的频场调制光束，实现对感兴趣区域大景深与快速扫描光声探测的目的。
Description
技术领域
本发明属于光声显微成像领域，具体涉及一种基于阵列式频场调制光束的光声显微成像系统及方法。
背景技术
在医学领域，诸如眼科、皮肤科、内窥等方面，需要对微血管网络进行成像，可以帮助人们更直观地获取和了解病理信息，从而做出合理有效的判断。生物组织是一种强散射介质，传统的光学成像在观察较厚生物组织的内部结构时面临巨大挑战。光声成像技术利用光声效应，结合了光学成像的高对比度和超声成像的高穿透性特点，通过声学检测可以反映生物组织的光学吸收特性，可在一定程度克服纯光学显微成像和纯超声成像的局限性，实现对生物组织的高分辨率、高对比度成像，是近些年迅速发展的生物成像技术。光声显微成像（PAM）作为光声成像的重要实现形式，具有较高的分辨率（几μm到数百μm），可以提供三维血管的形态、功能和分子信息，满足生物成像中高分辨成像需求，能够实现从单细胞到组织的多尺度光声成像，是生物医学研究的重要工具。常见的光声显微成像系统通常采用聚焦的激光束和超声换能器来产生和检测信号，其图像通过对样品的逐点扫描形成。
快速大范围高分辨的成像对于监测生理病理过程具有重要的意义。体积成像是获取大范围微血管网络常采用的手段，但是，在光声显微成像中，快的成像速度和大的成像深度很难同时获得，需要在成像范围和成像速度上作出权衡。通常激光光源利用聚焦的高斯光束，而显微物镜的聚焦距离一定，聚焦深度有限，高分辨率成像只能在焦点附近实现，随着与焦平面的距离的增大，横向分辨率迅速下降，并且，样品的机械扫描，在成像速度、成像稳定性及扫描方式上受限，难以快速实现大景深高分辨率成像。
针对以上存在的问题，本发明提出将阵列式频场调制的结构光束用于光声显微成像，所述的结构光束具有轴向光强集中且传输不变性，用于激发光声信号，可以增大穿透深度，增加单次扫描的层厚，克服了传统光声显微成像系统中成像景深有限的问题。结合高分辨图像只能在焦平面获得、扫描速度受限、扫描方式死板的问题，实现对生物组织的大景深和高速扫描光声探测。此外，本发明提出的方法可以灵活地调控结构光束的轴向光场分布及扫描方式，实现对特定感兴趣区域的高分辨成像。为光声成像技术在生物医学应用领域的进一步发展提供参考，具有重要的研究价值和实际意义。
具体地，激光脉冲光束入射到数字微镜器件，之后经过4f系统、环形超声换能器，产生阵列式频场调制光束入射到样品上，产生的光声信号由置于探测样品正上方45度倾斜放置的盖玻片反射，并被正对玻片的超声换能器接收。该系统需要精确地调节玻片与超声换能器的位置，以保证尽可能灵敏地接收光声信号，并通过信号处理与图样重建系统完成图像重建过程。
发明内容
本发明的目的在于针对现有技术的不足，提供一种基于阵列式频场调制光束的光声显微成像系统及方法。本发明能够解决现有光声显微成像技术系统中随着与焦平面距离的增大，横向分辨率急剧下降和扫描速度、扫描稳定性及扫描方式受限于机械扫描的问题，实现了一次扫描就可以得到较长的切片深度，并具有快速随机扫描的能力。
本发明的目的是通过以下技术方案来实现的：本发明实施例第一方面提供了一种基于阵列式频场调制光束的光声显微成像系统，包括：
激光源，用于产生激光脉冲，对探测样品进行照射，产生光声信号，并同步地发送激光触发信号；
分束器，用于将激光分为两束光；
光电探测器，用于探测激光能量的抖动以用于激光能量的校准；
扩束滤波装置，包括第一透镜、针孔滤波器和第二透镜，所述针孔滤波器位于第一透镜和第二透镜之间；
可调式衰减片，通过旋转角度以实现对透过激光功率的调节；
反射镜组，用于改变光的路径，所述反射镜组包括第一反射镜和第二反射镜；
阵列式频场调制光束产生装置，包括数字微镜器件、第一组4f系统和第二组4f系统，其中，所述第一组4f系统包括第三透镜、光阑和第四透镜，所述光阑位于第三透镜和第四透镜的共焦位置，所述第二组4f系统包括第五透镜和物镜；
样品台，用于放置探测样品；
光声信号探测装置，包括用于反射超声信号的盖玻片和用于接收激发的超声信号的平场超声换能器；和
信号处理装置，包括信号放大器、低通滤波器、数据采集卡和处理控制器。
可选地，所述激光源产生的激光脉冲的波长为532nm，脉冲宽度为5ns，重复频率为2kHz。
可选地，所述扩束滤波装置对激光光斑尺寸扩束以覆盖数字微镜器件的作用面积。
可选地，所述数字微镜器件用于加载经过计算编码的二值化全息片，实现对激光光束的调制；所述第一组4f系统用于对调制的光束进行傅里叶变换、滤波、傅里叶逆变换；所述第二组4f系统用于对产生的阵列式频场调制光束进行放大。
可选地，所述数字微镜器件的放置角度满足对激光光束的调制出射方向与实验台保持水平的条件。
可选地，所述数字微镜器件需要在控制程序中预先设定要加载的一系列全息片，所述全息片基于Matlab根据调制的光场信息及不同的扫描区域信息进行编码，通过设定全息片的切换顺序与频率以控制扫描区域与扫描速度。
可选地，所述样品台根据实时重建图样由三维位移台调控z轴位置，以找寻最佳聚焦探测位置。
可选地，所述样品台对放置其中的探测样品探测时内部需倒入足量去离子水，以使探测样品、盖玻片及平场超声换能器的探头浸没在去离子水中。
可选地，所述盖玻片呈45度倾斜放置于探测样品的正上方，所述盖玻片的中心部分透过光束，所述盖玻片用于反射探测样品激发的光声信号，所述盖玻片的载具与三维位移台相连。
可选地，所述平场超声换能器为水浸式，其中心频率为20MHz，有效接收区域是直径为5mm的圆形，由五维位移台调控。
可选地，所述信号放大器用于对接收的光声信号进行放大；所述低通滤波器用于对噪声低通滤波；所述数据采集卡用于采集数据，并将采集的数据传输至处理控制器；所述处理控制器用于控制激光源的同步触发和数字微镜器件上全息片的加载。
本发明实施例第二方面提供了一种采用上述的基于阵列式频场调制光束的光声显微成像系统的光声显微成像方法，包括以下步骤：
（1）通过阵列式频场调制光束产生装置构造阵列式随机扫描的频场调制光束；
（2）通过切换数字微镜器件上加载的全息片以实现对探测样品不同区域的快速扫描；
（3）样品台的底部中央部分为中空，透明薄膜紧贴部，将探测样品的探测部位固定于样品台底部中央区域；在样品台中加入足量去离子水以将探测样品、盖玻片及平场超声换能器的探头浸没在去离子水中；当探测生物组织时，则需要在探测部位涂耦合剂并紧贴于样品台底部中央的透明薄膜下方；将样品台通过支架与三维位移台相连，根据实时成像图样控制三维位移台调节样品台的位置；
（4）将平场超声换能器与五维位移台相连；所述步骤（1）构造的频场调制光束透过盖玻片的中心部分入射到探测样品上，经探测样品激发的光声信号被盖玻片反射并被平场超声换能器的有效接收区域探测，控制五维位移台调节平场超声换能器的位置；
（5）通过信号处理装置对接收到的光声信号进行采集数据及图像重建；
（6）通过信号处理装置中的处理控制器控制激光源的同步触发和数字微镜器件上全息片的同步加载。
可选地，所述步骤（1）具体为：激光源产生的激光光束到达数字微镜器件上，加载经过计算编码的二值化全息片，以对激光光束进行调制；第一组4f系统对调制的光束进行傅里叶变换、滤出衍射效率占调制光束总衍射光强的百分比大于等于70%的一级光波以及傅里叶逆变换，以产生阵列式频场调制光束；第二组4f系统对产生的阵列式频场调制光束进行放大，以在物镜的焦平面处获取目标光场，以构造阵列式随机扫描的频场调制光束。
可选地，所述阵列式随机扫描的频场调制光束通过在数字微镜器件上加载编码的全息片来实现对光束的调制作用；所述全息片包含了目标光场振幅和相位的复场信息以及控制光束在不同空间位置扫描的信息。
本发明的有益效果是，本发明搭建了一套完整的基于阵列式频场调制光束的光声显微成像系统，克服了传统光声显微成像系统只能在物镜焦平面获得高分辨图像、扫描方式死板的问题，能够实现对生物样品空间结构信息的大景深和快速扫描成像；本发明利用数字微镜器件的快速响应特点，在不同空间位置产生频场调制光束，该光束具有轴向光强能量集中且大范围传输不变的特性，一次扫描即可获得较长的切片深度信息；本发明通过制定任意扫描空间分布的频场调制光束，能够实现对生物组织大体积与感兴趣区域扫描成像的目的。
附图说明
图1为本发明中的基于阵列式频场调制光束的光声显微成像系统结构示意图；
图2为本发明中的光声显微成像系统在不同空间位置处频场调制光束的产生与探测方法示意图；
图3为本发明任意扫描位置处的单个频场调制光束的模拟图；
图4为不同横向空间频率限制下光场的频谱分布及传输轴上的光强分布；
图5为不同扫描阵列对应空间分布的调制光束横向光强分布图。
图中：激光源1、分束器2、光电探测器3、第一透镜4、针孔滤波器5、可调式衰减片6、第二透镜7、第一反射镜8、数字微镜器件9、第三透镜10、光阑11、第四透镜12、第五透镜13、第二反射镜14、物镜15、样品台16、盖玻片17、平场超声换能器18、信号放大器19、低通滤波器20、数据采集卡21、处理控制器22。
具体实施方式
这里将详细地对示例性实施例进行说明，其示例表示在附图中。下面的描述涉及附图时，除非另有表示，不同附图中的相同数字表示相同或相似的要素。以下示例性实施例中所描述的实施方式并不代表与本发明相一致的所有实施方式。相反，它们仅是与如所附权利要求书中所详述的、本发明的一些方面相一致的装置和方法的例子。
在本发明使用的术语是仅仅出于描述特定实施例的目的，而非旨在限制本发明。在本发明和所附权利要求书中所使用的单数形式的“一种”、“所述”和“该”也旨在包括多数形式，除非上下文清楚地表示其他含义。还应当理解，本文中使用的术语“和/或”是指并包含一个或多个相关联的列出项目的任何或所有可能组合。
应当理解，尽管在本发明可能采用术语第一、第二、第三等来描述各种信息，但这些信息不应限于这些术语。这些术语仅用来将同一类型的信息彼此区分开。例如，在不脱离本发明范围的情况下，第一信息也可以被称为第二信息，类似地，第二信息也可以被称为第一信息。取决于语境，如在此所使用的词语“如果”可以被解释成为“在……时”或“当……时”或“响应于确定”。
下面结合附图，对本发明进行详细说明。在不冲突的情况下，下述的实施例及实施方式中的特征可以相互组合。
本发明中的基于阵列式频场调制光束的光声显微成像系统，如图1所示，该系统包括激光源1、分束器2、光电探测器3、扩束滤波装置、可调式衰减片6、反射镜组、阵列式频场调制光束产生装置、样品台16、光声信号探测装置和信号处理装置。
本实施例中，激光源1用于产生激光脉冲，对样品进行照射，产生光声信号，并同步地向数据采集卡21发送激光触发信号。其中，激光源1产生的激光脉冲的波长为532nm，脉冲宽度为5ns，重复频率为2kHz。
本实施例中，分束器2用于将激光分为两束光，其中，一束光用于照射样品，激发光声信号，另一束光用于检测激光能量变化，观测稳定性。光电探测器3用于探测激光能量的抖动以用于激光能量的校准。
本实施例中，扩束滤波装置包括第一透镜4、针孔滤波器5和第二透镜7。其中，针孔滤波器5位于第一透镜4和第二透镜7之间。需要说明的是，由于数字微镜器件9有一定的作用面积，扩束滤波装置需要对激光光斑进行扩束，其扩束尺寸需要覆盖到数字微镜器件9的作用面积，即扩束滤波装置对激光光斑尺寸扩束以覆盖数字微镜器件9的作用面积。
本实施例中，可调式衰减片6通过旋转角度实现对透过激光功率的调节。具体地，可调式衰减片6通过旋转角度，改变反射光与透射光的比例来改变光衰减的大小，从而实现对透过激光功率的调节。
本实施例中，反射镜组包括第一反射镜8和第二反射镜14，用于改变光的路径。
本实施例中，阵列式频场调制光束产生装置包括数字微镜器件9、第一组4f系统和第二组4f系统。其中，第一组4f系统包括第三透镜10、光阑11和第四透镜12，光阑11位于第三透镜10和第四透镜12的共焦位置；第二组4f系统包括第五透镜13和物镜15；数字微镜器件9的刷新频率可达32kHz，1024×768个像素单元，每个单位尺寸为13.68×13.68μm。当激光束入射到数字微镜器件9上时，反射的光束依次经过第一组4f系统和第二组4f系统，出射光束的产生沿着物镜15光轴方向的目标光场。
进一步地，数字微镜器件9用于加载经过计算编码的二值化全息片，实现对激光光束的调制；第一组4f系统用于对调制的光束进行傅里叶变换、滤波、傅里叶逆变换；第二组4f系统用于对产生的阵列式频场调制光束进行放大。
进一步地，数字微镜器件9的放置角度能够满足对激光光束的调制出射方向与实验台保持水平的条件。数字微镜器件9需要在控制程序中预先设定要加载的一系列全息片，全息片基于Matlab根据调制的光场信息及不同的扫描区域信息进行编码，通过设定全息片的切换顺序与频率以控制扫描区域与扫描速度。应当理解的是，全息片是通过控制程序加载在数字微镜器件上的包含光场信息的图片，这个是根据要实现的光场提前通过matlab设计好的，只需要提前放在一个文件夹，使用时通过控制程序选定这个文件夹的一系列全息片即可，会按照顺序依次加载到数字微镜器件9上。
本实施例中，样品台16用于放置探测样品。其中，样品台16根据实时重建图样由三维位移台调控z轴位置，找寻最佳聚焦探测位置。
本实施例中，光声信号探测装置包括薄的盖玻片17和平场超声换能器18。其中，盖玻片17用于反射超声信号，平场超声换能器18用于接收激发的超声信号。光声信号探测装置的结构示意图如图2所示，包括了在不同空间位置处产生的频场调制光束，用于照射样品，激发光声信号。
进一步地，样品台16在放置探测样品时，将探测样品放置其中，探测时内部需要倒入足量去离子水，以使探测样品浸没在去离子水中，如此不仅可以减小声信号的衰减，同时还可以减少气泡的产生。盖玻片17呈45度倾斜放置于探测样品的正上方，盖玻片17的中心部分透过光束，经探测样品激发的光声信号由盖玻片17反射，盖玻片17的载具与三维位移台相连；很容易理解的是，盖玻片17反射探测样品激发的光声信号。平场超声换能器18用于探测脉冲激光照射样品产生的超声信号，平场超声换能器18为水浸式，中心频率为20MHz，有效接收区域是直径为5mm的圆形，由五维位移台调控，两维平移，一维升降，两维角度倾斜。根据实时探测信号调节平场超声换能器18与盖玻片17的最佳相对位置，以保证能最大范围且灵敏地接收光声信号。
需要说明的是，需在样品台16中倒入足量去离子水，以使探测样品、盖玻片17及平场超声换能器18的探头浸没在去离子水中。
本实施例中，信号处理装置包括信号放大器19、低通滤波器20、数据采集卡21和处理控制器22。其中，信号放大器19用于对接收的光声信号进行放大；低通滤波器20用于对噪声低通滤波，以达到优化信号的目的；数据采集卡21用于采集数据，然后将采集的数据传输至处理控制器22，采用重建算法进行图像重建；处理控制器22用于控制激光源1的同步触发和数字微镜器件9上全息片的加载。
可选地，处理控制器22可以为windows主机，windows主机的业务软件发送相应的操作指令给激光源1和数字微镜器件9，激光源1和数字微镜器件9执行相应的操作，将最终由数据采集卡21采集到的数据传输至windows主机。应当理解的是，处理控制器22也可以为其它类型的具有处理控制能力的电子设备，比如服务器等等。
本实施例中，激光源1产生波长为532nm的脉冲激光，经过分束器2，将光分成两束，其中一束反射光到达光电探测器3，光电探测器3对激光进行能量检测，另一束透射光到达扩束滤波装置的第一透镜4，然后透射光再经过扩束滤波装置的针孔滤波器5到达可调式衰减片6，可以对光束进行滤波，再通过旋转可调式衰减片6，对激光能量进行调控，改变激光能量，然后激光经过可调式衰减片6到达扩束滤波装置的第二透镜7，对激光进行扩束，使得激光光斑的尺寸增大；扩束后的激光到达第一反射镜8，经过第一反射镜8的反射到达数字微镜器件9，加载了全息片的数字微镜器件9可以对光场进行调制，经过数字微镜器件9调制和反射的光束依次经过第三透镜10、光阑11、第四透镜12、第五透镜13到达第二反射镜14，光束通过第一组4f系统和第二组4f系统产生目标调制光场，光束在第二反射镜14处反射，反射光经过物镜15到达盛有去离子水的样品台16中，对放置于样品台16底部的探测样品进行光声信号激发，激发的光声信号被置于探测样品正上方45度倾斜放置的盖玻片17反射，反射的光声信号被正对盖玻片17的平场超声换能器18接收；平场超声换能器18将探测到的光声信号给信号放大器19，信号放大器19对光声信号进行放大后传输给低通滤波器20，低通滤波器20对其中的噪声进行低通滤波，然后将滤波后的光声信号传输至数据采集卡21，数据采集卡21采集光声信号的数据，并将采集的数据传输至处理控制器22，处理控制器22于控制激光源1的同步触发，另外，在频场调制光束的产生时，处理控制器22控制数字微镜器件9上全息片的加载，如图1所示。
值得一提的是，本发明实施例还提供了一种基于阵列式频场调制光束的光声显微成像方法，该方法采用上述的基于阵列式频场调制光束的光声显微成像系统实现。
该方法包括以下步骤：
（1）通过阵列式频场调制光束产生装置构造阵列式随机扫描的频场调制光束。
具体地，激光源1产生激光光束，光束经过分束器2、扩束滤波装置、可调式衰减片6、第一反射镜8到达数字微镜器件9上，扩束后的光束尺寸要足以覆盖液晶空间光调制器的作用面积。在数字微镜器件9上加载经过计算编码的二值化全息片，该全息片可实现对光场振幅和相位的复场调制。由于数字微镜器件9的栅格形结构，经其调制与反射的光束具有多级衍射，第一组4f系统用来实现对光束的傅里叶变换、滤出衍射效率占调制光束总衍射光强的百分比大于等于70%的一级光波以及傅里叶逆变换；第二组4f系统对产生的频场调制光束进行适当放大，在物镜15焦平面附近获得了目标光场，以构造阵列式随机扫描的频场调制光束。
阵列式随机扫描的频场调制光束通过在数字微镜器件9上加载编码的全息片来实现对光束的调制作用；全息片包含了目标光场振幅和相位的复场信息以及控制光束在不同空间位置扫描的信息。
结合图2所示，在不同空间位置生成一系列的频场调制光束激发光声信号，以任意扫描位置处的单个频场调制光束为例，其在初始平面上的电场分布为：
传输轴上电场分布为：
其中，r是光束的半径，z是光束的传播方向，k为波矢，
为轴上的波矢，/>
为径向的波矢，满足/>
，/>
，/>
表示初始电场的傅里叶变换，
是0阶贝塞尔函数，i是虚数单位，exp是e指数。
对传输轴上的电场分布进行定义，表示为：
将公式（3）代入到公式（2）中，然后进行变换，则有：
其中，
表示z向传输轴上光场的振幅分布，可以根据实际需要进行设定其分布形式，在本实施例中，设为1；/>
为选取的空间频谱对应峰值位置。
如图3中的（a）所示，给出了初始平面处频场调制光束的归一化频场分布，如图3中的（b）所示，给出了初始平面处频场调制光束的归一化光强分布，由于光强分布主要在中心轴附近，为了更清晰地展现，图3中的（b）右上角是中心虚线区域的放大图。
为了平滑光强传输分布，在公式（1）中加高斯包络限制，有助于抑制振荡，如下式：
基于公式（2）-（5），并在正交坐标系下，即光束半径r表示为
，径向波矢/>
表示为/>
，根据标量场下的光场传输理论，对频场调制光束的传输特性进行仿真。图3中的（c）为该光束传输中的归一化光强变化（/>
是初始平面的最大光强，
是传输中任意平面的最大光强）。可以看到，在频场的限制下，该光束在传输中具有轴上能量集中且光强在大范围（约10cm）保持不变。图3中的（d）为该光束传输中光强分布的侧剖图（/>
，/>
），此光束在轴向传输光强分布类似于贝塞尔光针，将其用于光声显微实验，实现了大景深成像的目的，一次扫描即可获得大体积的高分辨率成像，其中，贝塞尔光针是由贝塞尔光束调制成的类似针状细长形光束，此乃常见的一种光束，在此不再赘述。
本实施例中，在一定范围内，随着选取空间频谱峰值位置
的增大，轴向归一化光强传输不变的范围增大；如图4所示，不同横向空间频率对所述结构光束的频谱分布及轴向归一化光强传输分布的影响。
如图5所示，显示了不同扫描阵列对应空间分布的频场调制光束横向光强分布图，这里分别以5个（如图5中的（a））与9个不同空间位置（如图5中的（b））分布的频场调制光束为例。应当理解的是，在实际应用中，可以根据需要构造出任意阵列数及阵列分布的频场调制光束。
（2）通过切换数字微镜器件9上加载的全息片以实现对探测样品不同区域的快速扫描。
本实施例中，不同的全息片编码了将激光光束衍射到对应空间位置的信息，通过加载一系列具有不同空间频率信息的全息片，设定好全息片的切换频率与加载顺序，对探测样品不同空间位置进行扫描成像。对于在任意空间位置
处产生的目标光束，需要在全息片上施加偏移相位/>
，满足：
其中，
、/>
分别表示x与y方向的空间频率。
（3）样品台16的底部中央部分为中空，透明薄膜紧贴底部，将探测样品的探测部位固定于样品台16底部中央区域；在样品台16中加入足量去离子水以将探测样品、盖玻片17及平场超声换能器18的探头浸没在去离子水中；将样品台16通过支架与三维位移台相连，根据实时成像图样控制三维位移台调节样品台16的位置。
（3）样品台16的底部中央部分为中空，透明薄膜紧贴底部，将探测样品的探测部位固定于样品台16底部中央区域；在样品台16中加入足量去离子水以将探测样品、盖玻片17及平场超声换能器18的探头浸没在去离子水中；将样品台16通过支架与三维位移台相连，根据实时成像图样控制三维位移台调节样品台16的位置。
应当理解的是，探测样品放置在样品台16底部的中央区域，频场调制光束对探测样品进行照射激发，产生光声信号，透明薄膜对超声具有高透过率，不易产生超声干扰，而当探测生物组织时，则便于将探测部位耦合并紧贴于透明薄膜下方。由于三维位移台与样品台16相连，通过控制三维位移台可以移动样品台16，根据实时成像图样将其调节到合适的位置用于探测。
（4）将平场超声换能器18与五维位移台相连；步骤（1）构造的频场调制光束透过盖玻片17的中心部分入射到探测样品上，经探测样品激发的光声信号被盖玻片17反射并被平场超声换能器18的有效接收区域探测，控制五维位移台调节平场超声换能器18的位置。
应当理解的是，五维位移台中的两维平移，一维升降，两维角度倾斜，故通过五维位移台可以精确地调整平场超声换能器18的位置。
（5）通过信号处理装置对接收到的光声信号进行采集数据及图像重建。
具体地，信号处理装置包括信号放大器19、低通滤波器20、数据采集卡21和处理控制器22，信号放大器19从平场超声换能器18接收到光声信号，光声信号经过信号放大器19放大，再经过低通滤波器20进行噪声滤波，之后由数据采集卡21采集数据，将采集到的数据传输至处理控制器22，处理控制器22对接收的光声信号进行处理与图像重建。
（6）通过信号处理装置中的处理控制器22控制激光源1的同步触发和数字微镜器件9上全息片的同步加载。
本发明一方面利用了沿着传输轴上频场调制的光场，实现了大景深高分辨率成像，克服了传统聚焦高斯光束仅有较窄的成像景深（约几十个微米量级）的问题；另一方面利用数字微镜器件的快速响应特点，通过构造具有不同空间位置分布的光束阵列，实现了对不同区域的快速扫描成像。
具体地，在本实施例中，实验中的具体操作步骤包括：
S1：打开激光源1、数字微镜器件9、信号放大器19、低通滤波器20、数据采集卡21、处理控制器22的控制电源。
S2：粗调盖玻片17和平场超声换能器18的位置及角度，使得激光可以从45度倾斜放置的盖玻片17的中心位置垂直通过并入射到探测样品上；平场超声换能器18的接收面正对盖玻片17，使得平场超声换能器18尽可能很好地接收经过盖玻片17反射的光声信号。
S3：样品台16的底部中央部分为中空，透明薄膜紧贴底部，探测样品的探测部位固定于样品台16底部中央区域，以将探测样品固定于样品台16；在样品台16中加入足量去离子水以将探测样品、盖玻片17及平场超声换能器18的探头浸没在去离子水中，不仅可以减小声信号的衰减，同时可以减少气泡的产生，提高成像质量。
S4：在数字微镜器件9上加载全息片，根据扫描区域设置同步加载顺序。
S5：通过处理控制器22设置图样采集相关参数，先仅加载一张全息片，通过光声实时探测成像微调盖玻片17与平场超声换能器18的位置，使得能观测到最佳成像信号，且成像区域为感兴趣区域。
具体地，可以通过处理控制器22设置图样采集相关参数，选择外触发模式，处理控制器22控制数据采集卡21采集相关的数据，再由其自身对数据进行处理，采用重建算法进行图像重建。
S6：运行整体系统，对探测样品进行扫描与探测，对光声信号进行采集、处理，可以显示图像重建结果，即对应的成像结果。
以上实施例仅用以说明本发明的技术方案，而非对其限制；尽管参照前述实施例对本发明进行了详细的说明，本领域的普通技术人员应当理解：其依然可以对前述各实施例所记载的技术方案进行修改，或者对其中部分技术特征进行等同替换；而这些修改或者替换，并不使相应技术方案的本质脱离本发明各实施例技术方案的精神和范围。
Claims (14)
1.一种基于阵列式频场调制光束的光声显微成像系统，其特征在于，包括：
激光源（1），用于产生激光脉冲，对探测样品进行照射，产生光声信号，并同步地发送激光触发信号；
分束器（2），用于将激光分为两束光；
光电探测器（3），用于探测激光能量的抖动以用于激光能量的校准；
扩束滤波装置，包括第一透镜（4）、针孔滤波器（5）和第二透镜（7），所述针孔滤波器（5）位于第一透镜（4）和第二透镜（7）之间；
可调式衰减片（6），通过旋转角度以实现对透过激光功率的调节；
反射镜组，用于改变光的路径，所述反射镜组包括第一反射镜（8）和第二反射镜（14）；
阵列式频场调制光束产生装置，包括数字微镜器件（9）、第一组4f系统和第二组4f系统，其中，所述第一组4f系统包括第三透镜（10）、光阑（11）和第四透镜（12），所述光阑（11）位于第三透镜（10）和第四透镜（12）的共焦位置，所述第二组4f系统包括第五透镜（13）和物镜（15）；
样品台（16），用于放置探测样品；
光声信号探测装置，包括用于反射超声信号的盖玻片（17）和用于接收激发的超声信号的平场超声换能器（18）；和
信号处理装置，包括信号放大器（19）、低通滤波器（20）、数据采集卡（21）和处理控制器（22）。
2.根据权利要求1所述的基于阵列式频场调制光束的光声显微成像系统，其特征在于，所述激光源（1）产生的激光脉冲的波长为532nm，脉冲宽度为5ns，重复频率为2kHz。
3.根据权利要求1所述的基于阵列式频场调制光束的光声显微成像系统，其特征在于，所述扩束滤波装置对激光光斑尺寸扩束以覆盖数字微镜器件（9）的作用面积。
4.根据权利要求1所述的基于阵列式频场调制光束的光声显微成像系统，其特征在于，所述数字微镜器件（9）用于加载经过计算编码的二值化全息片，实现对激光光束的调制；所述第一组4f系统用于对调制的光束进行傅里叶变换、滤波、傅里叶逆变换；所述第二组4f系统用于对产生的阵列式频场调制光束进行放大。
5.根据权利要求1所述的基于阵列式频场调制光束的光声显微成像系统，其特征在于，所述数字微镜器件（9）的放置角度满足对激光光束的调制出射方向与实验台保持水平的条件。
6.根据权利要求1所述的基于阵列式频场调制光束的光声显微成像系统，其特征在于，所述数字微镜器件（9）需要在控制程序中预先设定要加载的一系列全息片，所述全息片基于Matlab根据调制的光场信息及不同的扫描区域信息进行编码，通过设定全息片的切换顺序与频率以控制扫描区域与扫描速度。
7.根据权利要求1所述的基于阵列式频场调制光束的光声显微成像系统，其特征在于，所述样品台（16）根据实时重建图样由三维位移台调控z轴位置，以找寻最佳聚焦探测位置。
8.根据权利要求1所述的基于阵列式频场调制光束的光声显微成像系统，其特征在于，所述样品台（16）对放置其中的探测样品探测时内部需倒入足量去离子水，以使探测样品、盖玻片（17）及平场超声换能器（18）的探头浸没在去离子水中。
9.根据权利要求1所述的基于阵列式频场调制光束的光声显微成像系统，其特征在于，所述盖玻片（17）呈45度倾斜放置于探测样品的正上方，所述盖玻片（17）的中心部分透过光束，所述盖玻片（17）用于反射探测样品激发的光声信号，所述盖玻片（17）的载具与三维位移台相连。
10.根据权利要求1所述的基于阵列式频场调制光束的光声显微成像系统，其特征在于，所述平场超声换能器（18）为水浸式，其中心频率为20MHz，有效接收区域是直径为5mm的圆形，由五维位移台调控。
11.根据权利要求1所述的基于阵列式频场调制光束的光声显微成像系统，其特征在于，所述信号放大器（19）用于对接收的光声信号进行放大；所述低通滤波器（20）用于对噪声低通滤波；所述数据采集卡（21）用于采集数据，并将采集的数据传输至处理控制器（22）；所述处理控制器（22）用于控制激光源（1）的同步触发和数字微镜器件（9）上全息片的加载。
12.一种采用权利要求1-11中任一项所述的基于阵列式频场调制光束的光声显微成像系统的光声显微成像方法，其特征在于，包括以下步骤：
（1）通过阵列式频场调制光束产生装置构造阵列式随机扫描的频场调制光束；
（2）通过切换数字微镜器件（9）上加载的全息片以实现对探测样品不同区域的快速扫描；
（3）样品台（16）的底部中央部分为中空，透明薄膜紧贴底部，将探测样品的探测部位固定于样品台（16）底部中央区域；在样品台（16）中加入足量去离子水以将探测样品、盖玻片（17）及平场超声换能器（18）的探头浸没在去离子水中；当探测生物组织时，则需要在探测部位涂耦合剂并紧贴于样品台底部中央的透明薄膜下方；将样品台（16）通过支架与三维位移台相连，根据实时成像图样控制三维位移台调节样品台（16）的位置；
（4）将平场超声换能器（18）与五维位移台相连；所述步骤（1）构造的频场调制光束透过盖玻片（17）的中心部分入射到探测样品上，经探测样品激发的光声信号被盖玻片（17）反射并被平场超声换能器（18）的有效接收区域探测，控制五维位移台调节平场超声换能器（18）的位置；
（5）通过信号处理装置对接收到的光声信号进行采集数据及图像重建；
（6）通过信号处理装置中的处理控制器（22）控制激光源（1）的同步触发和数字微镜器件（9）上全息片的同步加载。
13.根据权利要求12所述的光声显微成像方法，其特征在于，所述步骤（1）具体为：激光源（1）产生的激光光束到达数字微镜器件（9）上，加载经过计算编码的二值化全息片，以对激光光束进行调制；第一组4f系统对调制的光束进行傅里叶变换、滤出衍射效率占调制光束总衍射光强的百分比大于等于70%的一级光波以及傅里叶逆变换，以产生阵列式频场调制光束；第二组4f系统对产生的阵列式频场调制光束进行放大，以在物镜（15）的焦平面处获取目标光场，以构造阵列式随机扫描的频场调制光束。
14.根据权利要求13所述的光声显微成像方法，其特征在于，所述阵列式随机扫描的频场调制光束通过在数字微镜器件（9）上加载编码的全息片来实现对光束的调制作用；所述全息片包含了目标光场振幅和相位的复场信息以及控制光束在不同空间位置扫描的信息。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| CN202310321044.3A CN116087111B (zh) | 2023-03-29 | 2023-03-29 | 一种基于阵列式频场调制光束的光声显微成像系统及方法 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| CN202310321044.3A CN116087111B (zh) | 2023-03-29 | 2023-03-29 | 一种基于阵列式频场调制光束的光声显微成像系统及方法 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| CN116087111A CN116087111A (zh) | 2023-05-09 |
| CN116087111B true CN116087111B (zh) | 2023-06-30 |
Family
ID=86187168
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| CN202310321044.3A Active CN116087111B (zh) | 2023-03-29 | 2023-03-29 | 一种基于阵列式频场调制光束的光声显微成像系统及方法 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| CN (1) | CN116087111B (zh) |
Families Citing this family (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| CN117969677B (zh) * | 2024-03-28 | 2024-07-26 | 之江实验室 | 基于编码相位成像的声场探测方法、系统、设备、介质 |
| CN118090621B (zh) * | 2024-04-29 | 2024-08-09 | 华南师范大学 | 一种基于结构光照明的超分辨光声显微成像方法及其装置 |
Citations (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| CN103439305A (zh) * | 2013-08-28 | 2013-12-11 | 北京信息科技大学 | 全内反射荧光显微成像方法及装置 |
Family Cites Families (9)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO2004038461A2 (en) * | 2002-10-22 | 2004-05-06 | William Marsh Rice University | Random access high-speed confocal microscope |
| CN101782518A (zh) * | 2010-02-11 | 2010-07-21 | 华南师范大学 | 细胞光声显微成像方法及其装置 |
| CN114129132A (zh) * | 2021-11-10 | 2022-03-04 | 南方科技大学 | 一种大视场高速光声显微成像装置及方法 |
| CN114098637B (zh) * | 2021-11-10 | 2023-07-04 | 南方科技大学 | 一种大视场光声显微成像装置及方法 |
| CN114384016A (zh) * | 2022-01-18 | 2022-04-22 | 深圳大学 | 大深度成像的光声显微成像系统及成像方法 |
| CN114264613A (zh) * | 2022-01-25 | 2022-04-01 | 深圳大学 | 一种高速大视场的光声显微镜系统及成像方法 |
| CN114324183A (zh) * | 2022-01-26 | 2022-04-12 | 深圳大学 | 大焦深的紫外光声显微成像系统及成像方法 |
| CN115201115A (zh) * | 2022-07-14 | 2022-10-18 | 天津医科大学 | 基于结构光探测的光声成像装置与方法 |
| CN115191945A (zh) * | 2022-07-15 | 2022-10-18 | 苏州大学 | 一种手持式的分辨率连续可调的多尺度光声显微成像系统 |
-
2023
- 2023-03-29 CN CN202310321044.3A patent/CN116087111B/zh active Active
Patent Citations (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| CN103439305A (zh) * | 2013-08-28 | 2013-12-11 | 北京信息科技大学 | 全内反射荧光显微成像方法及装置 |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| CN116087111A (zh) | 2023-05-09 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| CN116087111B (zh) | 一种基于阵列式频场调制光束的光声显微成像系统及方法 | |
| CN116026764B (zh) | 一种基于自聚焦光束的光声显微成像系统及方法 | |
| US11137375B2 (en) | Systems and methods of grueneisen-relaxation photoacoustic microscopy and photoacoustic wavefront shaping | |
| US9618445B2 (en) | Optical microscopy systems based on photoacoustic imaging | |
| JP5627797B2 (ja) | 媒体を照射する装置及び方法 | |
| US9964747B2 (en) | Imaging system and method for imaging an object | |
| CN106983492B (zh) | 一种光声成像系统 | |
| US20150241342A1 (en) | Digital phase conjugation using moving target as guide star | |
| JP5613337B2 (ja) | 媒体を照射する装置 | |
| JP2011519281A5 (zh) | ||
| CN104323762A (zh) | 一种基于光声显微成像的鲜红斑痣血管定量化检测装置 | |
| CN114324183A (zh) | 大焦深的紫外光声显微成像系统及成像方法 | |
| CN109946236A (zh) | 一种偏振光声显微成像装置及成像方法 | |
| CN112535465B (zh) | 一种基于片层光的三维血流速度成像方法及装置 | |
| CN116879180B (zh) | 基于径向偏振调制光束聚焦的光声显微成像系统和方法 | |
| CN115656129A (zh) | 一种荧光发射比率超分辨成像方法 | |
| CN106821320A (zh) | 一种光声显微成像系统 | |
| CN106691377A (zh) | 一种光声显微成像自适应扫描系统及方法 | |
| CN108535196A (zh) | 一种探测型光声显微系统及成像方法 | |
| Thompson et al. | Laser-induced synthetic aperture ultrasound imaging | |
| CN111948145A (zh) | 一种基于超声调制的贝塞尔光束大景深光声显微成像装置及方法 | |
| CN112535531B (zh) | 一种生物组织焊接效果检测装置 | |
| CN207768360U (zh) | 一种光声显微成像系统 | |
| CN114129132A (zh) | 一种大视场高速光声显微成像装置及方法 | |
| CN111781141A (zh) | 一种基于近红外偏振成像的深度声场成像装置及方法 |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| PB01 | Publication | ||
| PB01 | Publication | ||
| SE01 | Entry into force of request for substantive examination | ||
| SE01 | Entry into force of request for substantive examination | ||
| GR01 | Patent grant | ||
| GR01 | Patent grant |