象差层析探测与数值矫正的无扫描三维AO-OCT成像系统与方法技术方案

本发明专利技术公开了一种象差层析探测与数值矫正的无扫描三维AO

【技术实现步骤摘要】
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


[0001]本专利技术涉及自适应光学(AO)和光学相干层析成像(OCT)
，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。

技术介绍

[0002]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。
[0003]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 coherence tomography，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。
[0004]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。
[0005]但现有的AO
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OCT系统，还存在着以下不足或问题：
[0006]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。
[0007]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。
[0008]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
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OCT技术的实用化。
[0009]3)难于实现3DAO
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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
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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。
[0010]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
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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信号采集与重本文档来自技高网...

【技术保护点】

【技术特征摘要】
1.象差层析探测与数值矫正的无扫描三维AO
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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
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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
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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
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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
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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
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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
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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
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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
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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k
n
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k
n
的N组数据I
wf
(x,y,k
n
)和I
im
(x,y,k
n
)，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I
wf
(x,y,k
n
)，构成每点(x,y)的关于波数k的干涉光谱信号I
wf
(x,y,k)；由成像相机(21)每点(x,y)采集到的N组数据I
im
(x,y,k
n
)，构成每点(x,y)的关于波数k的干涉光谱信号I
im
(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(x
i
,y
j
)的干涉光谱信号I
wf
(x
i
,y
j
,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
(x
i
,y
j
,k)；步骤S312：对I
′
wf
(x
i
,y
j
,k)进行希尔伯特变换，得到HT(I
′
wf
(x
i
,y
j
,k))，从而构建出复数干涉光谱信号i为复数符号；步骤S313：对进行关于k的快速傅里叶逆变换，得到点(x
i
,y
j
)对应的深度z空间的复数信息步骤S314：对波前探测相机(20)每一点(x,y)的干涉光谱信号I
wf
(x,y,k)，重复步骤S311至步骤S313，得到深度z空间的复数信息步骤S41：获取层析波前象差，具体包括：步骤S411：提取的相位信息θ
wf
(x,y,z)，即为来自样品(1101)或眼底组织(1102)成像深度范围内的光信号到达物镜(1001)或屈光系统(1002)...

【专利技术属性】
技术研发人员：杨亚良，
申请(专利权)人：中国科学院光电技术研究所，
类型：发明
国别省市：