结合FDOCT测量生物组织群延迟色散的装置及方法

摘要

本发明公开了一种结合FDOCT测量生物组织群延迟色散的装置。该装置的频域光学相干层析系统激光光源、光纤耦合器、第一准直透镜、第二准直透镜、第二振镜、透镜、被测组织、第三准直透镜、第二光栅、第二傅里叶透镜、CCD、信号处理系统，快速扫描延迟线系统包括双通反射镜、第一振镜、第一傅里叶透镜、第一光栅。当FDOCT系统的参考臂和样品臂之间的色散不匹配时，系统分辨率会下降；通过调节光栅与傅里叶透镜之间的距离在系统的参考臂中引入线性变化的色散值，分别对组织成像，再提取出对应每层组织上下分界面分辨率最高时引入参考臂的色散值，两值之差即该层组织的色散值。本发明无需将被测部位作为切片样本，提高了工作效率并减小了患者的痛苦。

说明书

技术领域

本发明涉及一种测量活体组织群延迟色散的方法，具体而言，本发明涉及一种结 合频域OCT系统来测量活体组织色散的装置及方法。

背景技术

光学相干层析术(Optical Coherence Tomography,OCT)是一种利用低相干光干涉 成像的诊断技术，具有高分辨率、无损伤和能够实时成像等优点。按照信号探测方式， 主要可以分为时域光学相干层析术(Time Domain Optical Coherence Tomography, TDOCT)和频域相干层析术(Fourier Domain Optical Coherence Tomography,FDOCT)。 由于FDOCT具有扫灵敏度高，噪声小和描成像速度快等优点，所以FDOCT成为主要 的研究方向之一。FDOCT系统主要包括：低相干光源，光纤式迈克尔逊干涉仪和光谱 探测系统，其中迈克尔逊干涉仪主要包括准直透镜，一个参考臂，光照到反射镜上，一 个样品臂，光照到被测样品上，测量臂接入光谱探测系统，该探测系统主要包括准直透 镜，光栅，傅里叶透镜和CCD。参考臂和样品臂返回的光干涉后先通过准直透镜，再 由傅里叶透镜汇聚到CCD上，CCD记录干涉信号，对干涉信号进行去直流和傅里叶变 换后就能得到被测样品的微观结构图。

色散效应是由于不同的光分量(不同的模式或不同的频率)在介质中的传输速度不 同而引起的。组织发生病变时，导致其中各成份含量和生理状态发生变化，从而引起色 散值的改变。比如在人体皮肤病变初期，由于分辨率的限制，各种成像技术都无法分辨， 而由病变引起皮肤色散值的变化却非常明显，这样就能根据色散值的变化来判断皮肤是 否发生病变和病变程度。所以测量组织色散对于医学诊断和分析其生理状态等具有重要 意义。

在现有的测量方法中，如文献“Characterization of tissue cells by full information from  spectral interferogram”，大都是将组织作为切片样品，放在测量臂中，测量光透过样品 后的干涉信号，利用希尔伯特变化求其相位信号，再对该相位进行多项式拟合来计算样 品的色散值。使用这种方法必须将被测部位的组织切取部分放在培养基中作为样品才能 进行，这大大降低了工作效率和加重了患者的痛苦。

发明内容

本发明的目的在于提供一种能够直接测量活体组织群延迟色散的结合FDOCT测量 生物组织群延迟色散的装置及方法，无需将被测部位作为切片样本，从而提高工作效率 和减小患者的痛苦。

实现本发明目的的技术解决方案为：一种结合FDOCT测量生物组织群延迟色散的 装置，包括频域光学相干层析系统和快速扫描延迟线系统，其中频域光学相干层析系统 包括激光光源、光纤耦合器、第一准直透镜、第二准直透镜、第二振镜、透镜、被测组 织、第三准直透镜、第二光栅、第二傅里叶透镜、CCD、信号处理系统；快速扫描延迟 线系统包括双通反射镜、第一振镜、第一傅里叶透镜、第一光栅；

所述激光光源发出的光经过光纤耦合器后分为两束，一束为参考光，经过第一准直 透镜进入快速扫描延迟线系统，参考光先经过第一光栅分光，然后由第一傅里叶透镜汇 聚到第一振镜上，再由第一振镜反射并通过第一傅里叶透镜照在第一光栅上的另一位 置，经过第一光栅衍射后沿着与入射参考光平行的方向出射照在双通反射镜上，双通反 射镜与入射参考光传播方向垂直，光束经双通反射镜反射后沿原路返回到光线耦合器 中；另一束为测量光，经过第二准直透镜后由第二振镜反射，发射光再由透镜汇聚到被 测组织上，被测组织的后向散射光沿原光路返回到光线耦合器中；参考光与测量光在光 线耦合器中发生干涉，干涉光通过第三准直透镜后形成准直光，该准直光由光栅衍射分 光后通过第二傅里叶透镜，汇聚在CCD上；CCD接收到的干涉信号由信号处理系统处 理得到样品的群延迟色散值；旋转样品臂中的第二振镜测量样品不同位置的干涉信号， 从而得到被测组织群延迟色散的二维分布。

一种结合FDOCT测量生物组织群延迟色散的方法，其特征在于，包括以下步骤：

步骤1，将快速扫描延迟线系统接入频域光学相干层析系统的参考臂，将测量臂中 的被测组织由平面反射镜代替，通过调节第一准直透镜、第一光栅之间的距离确定参考 臂与测量臂之间的等光程点，然后对CCD的像素对应的光波长进行标定；

步骤2，线性移动快速扫描延迟线系统中第一光栅的位置，CCD分别采集第一光栅 不同位置处的干涉信号，并将所采集的干涉信号输入信号处理系统进行傅里叶变换得到 点扩散函数，确定该点扩散函数的半高宽，找到半高宽最小时对应的第一光栅的位置， 将此位置作为频域光学相干层析系统的色散匹配点；

步骤3，以步骤2中所确定的色散匹配点为参考，以0～0.5mm为步距间隔再次线 性移动第一光栅，确定第一光栅线性移动范围内各点的群延迟色散值，然后对各点的群 延迟色散值进行线性拟合，通过一次线性拟合求出群延迟色散相对于第一光栅位置的变 化率；

步骤4，将被测组织放入测量臂，重复步骤3测量第一光栅线性移动范围内的干涉 信号，信号处理系统分别对测量的干涉信号进行去直流和傅里叶变换，得到被测组织的 微观结构图；

步骤5，提取出每幅微观结构图中组织的层状分界面信号，然后将每幅图中所有分 界面信号归一化后再积分，对每个分界面的积分值进行相对第一光栅位置的最小二乘法 拟合，求出每个分界面拟合曲线最小值对应的快速扫描延迟线系统中第一光栅的位置， 利用每层组织上下分界面对应的第一光栅位置之差乘以色散变化率即求得每层组织的 群延迟色散值。

本发明与现有技术相比，其显著优点为：(1)无需将被测部位作为切片样本，从而 提高工作效率和减小患者的痛苦；(2)结合了快速扫描延迟线系统(Rapid Scanning  Optical Delay Line,RSOD)，利用了其能够线性改变引入色散值的优点，分析成像结果 来计算每层组织的群延迟色散值，这种方法可以直接测量活体组织色散；(3)能够应用 于人体内部的活体组织，如：人体的心血管，食道，消化道，膀胱组织等。

附图说明

图1为本发明结合FDOCT测量生物组织群延迟色散的装置的结构示意图。

图2为本发明结合FDOCT测量生物组织群延迟色散的装置中快速扫描延迟线系统 的原理图。

具体实施方式

在介绍本发明的技术方案之前，先对本发明的构思做一分析如下：

由干涉原理可知，当FDOCT系统的参考臂和样品臂之间的色散不匹配时，系统分 辨率会下降。由于被测组织同样会在样品臂中引入色散，而组织大都是层状结构，根据 这一特性，在FDOCT系统的参考臂中引入线性改变的色散值，分别对组织成像，再提 取出对应每层组织上下分界面分辨率最高时引入参考臂的色散值，两值之差即该层组织 的色散值。这里根据分界面信号归一化后的积分值大小来表示分辨率的好坏，利用该积 分值随色散差值变化的模型分别对每层组织的上下表面数据进行最小二乘法拟合，求出 每个分界面分辨率最高时对应的参考臂中引入的色散值。在FDOCT系统的参考臂中引 入色散值的方法是使用RSOD系统。根据RSOD系统原理，它引入的群延迟色散可以 表示为如下形式：

其中，m表示光栅的衍射级次，p表示光栅常数，ω₀表示光源的中心角频率，θ_g表 示光栅法线与傅里叶透镜光轴的夹角，表示振镜法线与傅里叶透镜光轴的夹角，f表 示傅里叶透镜焦距，Δz表示光栅到傅里叶透镜的距离与傅里叶透镜的焦距之差。由上 式可知，保持θ_g和γ不变，随着光栅位置即Δz的改变，RSOD系统引入的群延迟色散 呈线性变化。因此，通过线性改变光栅的位置可以引入线性改变的群延迟色散。

由式(1)可知道RSOD系统可引入线性变化的色散值，但是不能确定色散的具体 值，所以需要对RSOD系统色散值进行标定。由FDOCT系统原理可知，干涉信号可以 表示为如下形式：

S(ω)＝S₀(ω){1+γ(ω)cos(ωΔ/c)]}    (2)

其中ω表示光波角频率，S₀(ω)表示光源的光谱信号，γ(ω)定义为干涉条纹的对比 度，Δ表示光程差，c表示光波在真空中的速度。对式(2)去直流后进行希尔伯特变换 可以求出光谱干涉信号的相位谱为：

ψ(ω)＝arg(H(S'(ω))    (3)

其中arg()表示求相位，H()表示希尔伯特变换,S'(ω)去直流量后的光谱干涉信号。 将式(3)中所得相位带入下式进行多项式拟合：

$\psi \left(\Omega \right)=\psi \left({\omega }_0\right)+{\psi }^{\prime }\left({\omega }_0\right)\Omega +\frac{{\psi }^{\prime \prime }\left({\omega }_0\right)}{2}{\Omega }^2+\frac{{\psi }^{\prime \prime \prime }\left({\omega }_0\right)}{6}{\Omega }^3+...---\left(4\right)$

其中Ω＝ω-ω₀，ω₀表示光束的中心角频率，ω表示光波的角频率，ψ″(ω₀)表示群 延迟色散。在泰勒展开式中，第一项表示一个固定的相位因子，第二项系数表示群延迟， 第三项系数则分别表示群延迟色散。利用式(4)可以对RSOD系统引入的群延迟色散 值进行标定，求出色散相对于光栅位置的变化率。

由于系统分辨率与系统参考臂和样品臂之间群延迟色散差值有如下关系：

$l_D\propto l·\sqrt{1+\alpha ·D_S^2}---\left(5\right)$

其中，l表示系统理论分辨率，α表示常数，D_S表示系统中参考臂与样品臂群延迟色 散差值。由于RSOD系统引入的色散值与光栅位置呈线性变化，随着光栅位置的变化， 始终能找到一点使得系统色散匹配，而在其他位置时，色散差值就是光栅此时位置相对 于色散匹配位置时的色散差，所以FDOCT系统的色散差值可以简化为由RSOD系统引 入。由式(1)和式(5)可得：

$l_D\propto l·\sqrt{1+{\alpha }^{\prime }·{(\beta +\mathrm{\Delta z})}^2}---\left(6\right)$

其中，α'和β表示常数。上式可进一步简化为如下形式：

$l_D=A\sqrt{1/B+B·{(\mathrm{\Delta z}-C)}^2}---\left(7\right)$

其中，A、B、C为常数。由于光源功率谱为高斯函数，根据维纳-辛钦定理，则光源的 自相关函数也为高斯函数，假定归一化后的自相关函数为如下形式：

y＝exp(-(x-b)²/c²)    (8)

其中b和c为常数。则分辨率为：

$l=2\sqrt{-0.5}·c---\left(9\right)$

根据高斯积分的性质自相关函数的积分值为：

S_p＝πc    (10)

根据式(6)，(7)，(9)和式(10)有可得分界面归一化后的积分值与RSOD系统中光 栅位置有如下关系：

$S_p=A\sqrt{1/B+B·{(\mathrm{\Delta z}-C)}^2}---\left(11\right)$

其中，S_p表示每个分界面信号的积分值，A,B,C表示常数，Δz表示光栅到傅里叶 透镜的距离与傅里叶透镜的焦距之差，所以当Δz＝C时，分界面的积分值有最小值。

下面结合附图和具体实施方式对本发明做进一步详细说明。

结合图1～2，本发明结合FDOCT测量生物组织群延迟色散的装置，包括频域光学 相干层析系统和快速扫描延迟线系统，其中频域光学相干层析系统包括激光光源1、光 纤耦合器2、第一准直透镜3、第二准直透镜8、第二振镜9、透镜10、被测组织11、 第三准直透镜12、第二光栅13、第二傅里叶透镜14、CCD15、信号处理系统16；快速 扫描延迟线系统包括双通反射镜4、第一振镜5、第一傅里叶透镜6、第一光栅7；

所述激光光源1发出的光经过光纤耦合器2后分为两束，一束为参考光，经过第一 准直透镜3进入快速扫描延迟线系统，参考光先经过第一光栅7分光，然后由第一傅里 叶透镜6汇聚到第一振镜5上，再由第一振镜5反射并通过第一傅里叶透镜6照在第一 光栅7上的另一位置，经过第一光栅7衍射后沿着与入射参考光平行的方向出射照在双 通反射镜4上，双通反射镜4与入射参考光传播方向垂直，光束经双通反射镜4反射后 沿原路返回到光线耦合器2中；另一束为测量光，经过第二准直透镜8后由第二振镜9 反射，发射光再由透镜10汇聚到被测组织11上，被测组织11的后向散射光沿原光路 返回到光线耦合器2中；参考光与测量光在光线耦合器2中发生干涉，干涉光通过第三 准直透镜12后形成准直光，该准直光由光栅13衍射分光后通过第二傅里叶透镜14，汇 聚在CCD 15上；CCD15接收到的干涉信号由信号处理系统16处理得到样品的群延迟 色散值；旋转样品臂中的第二振镜9测量样品不同位置的干涉信号，从而得到被测组织 11群延迟色散的二维分布。

所述第一光栅7与光轴垂面的夹角为1～20°。所述第一振镜5与光轴垂面的夹角为 1～10°。所述第一振镜5转轴与光轴之间的距离为0～2mm。

本发明结合FDOCT测量生物组织群延迟色散的方法，包括以下步骤：

步骤1，将第一光栅7与光轴垂面之间的夹角设定为10°，将第一振镜5与光轴垂 面之间的夹角设定为5°，将第一振镜5的转轴与光轴之间的距离设定为0mm，然后把 快速扫描延迟线系统接入频域光学相干层析系统的参考臂，将测量臂中的被测组织11 由平面反射镜代替，通过调节第一准直透镜3、第一光栅7之间的距离确定参考臂与测 量臂之间的等光程点，然后对CCD15的像素对应的光波长进行标定；

步骤2，线性移动快速扫描延迟线系统中第一光栅7的位置，CCD15分别采集第一 光栅7不同位置处的干涉信号，并将所采集的干涉信号输入信号处理系统16进行傅里 叶变换得到点扩散函数，确定该点扩散函数的半高宽，找到半高宽最小时对应的第一光 栅7的位置，将此位置作为频域光学相干层析系统的色散匹配点；

步骤3，以步骤2中所确定的色散匹配点为参考，以0～0.5mm为步距间隔再次线 性移动第一光栅7，移动范围为-2～2mm，根据公式(4)确定第一光栅7线性移动范围 内各点的群延迟色散值，然后对各点的群延迟色散值进行线性拟合，通过一次线性拟合 求出群延迟色散相对于第一光栅7位置的变化率；

步骤4，将被测组织11放入测量臂，重复步骤3测量第一光栅7线性移动范围-2～ 2mm内的干涉信号，信号处理系统16分别对测量的干涉信号进行去直流和傅里叶变换， 得到被测组织11的微观结构图；

步骤5，提取出每幅微观结构图中组织的层状分界面信号，然后将每幅图中所有分界 面信号归一化后再积分，根据公式(11)所述模型，对每个分界面的积分值进行相对第 一光栅7位置的最小二乘法拟合，求出每个分界面拟合曲线最小值对应的快速扫描延迟 线系统中第一光栅7的位置，利用每层组织上下分界面对应的第一光栅7位置之差乘以 色散变化率即求得每层组织的群延迟色散值。

上述实例主要针对于皮肤等能够直接测量的组织，结合内窥系统，本发明所述的方 法还能应用于人体内部的其他活体组织，如：人体的心血管，食道，消化道，膀胱组织 等。