（光学工程专业论文）用于医学检测的全光纤化偏振OCT系统设计.pdf

摘要 光学相干层析技术( o c t ) 是一种新型的医学成像手段。它具有无损伤、非介 入和分辨率高的优点。o c t 利用光学相干成像，可以检测存在于生物组织表面 以下的病变、确定病灶大小，为诊断和治疗提供具有高分辨率的图像依据。现在 医学上对早期肿瘤等病变的诊断主要采用活检法，病人痛苦大、确诊周期长。 o c t 的出现使得实时、在体诊断成为可能。因而在医学诊断及治疗领域有着光 明的应用前景，成为医学成像领域发展迅速的一个分支。 偏振o c t ( p s - o c t ) 是一种功能o c t ，它不仅能够像普通o c t 一样采集 被测组织的反射率变化信息，同时对病变组织双折射率的改变也非常敏感。某些 疾病，如青光眼、肿瘤、灼伤等，其病变组织的双折射性有较大改变，使用偏振 o c t 对它们进行诊断，可以取得非常良好的效果。 本课题旨在研制全光纤偏振o c t 系统。论文首先介绍了偏振o c t 的特点及 其在国内外的发展情况，并以空间光路偏振o c t 为例对它的成像原理进行了理 论分析。接下来讨论了全光纤偏振o c t 与空间光路偏振o c t 的不同之处及设计 上的困难，在研究了光纤对光的偏振态的影响的基础上提出了解决的办法。以此 为契机提出了全光纤偏振o c t 系统方案，并搭建了试验平台。经过初步实验得 到信号数据，作为进行处理模块设计的依据。完成处理模块设计后，对现有系统 进行了调试，得出并分析了实验结果。最后编写了同步控制部分f p g a 的程序， 并对其进行了仿真，获得了令人满意的仿真结果。 关键词：偏振o c t ，双折射，全光纤，解调，f p g a a b s t r a c t o p t i c a lc o h e r e n c et o m o g r a p h y ( o c di san e w l yd e v e l o p e dm e d i c a li m a g i n g m e t h o d i th a st h ea d v a n t a g e so fn o n - c o n t a c t n o n i n v a s i v ea n dh i g hr e s o l u t i o n w i t l l t h eh e l po fc o h e r e n tl i g h t , o c ti sa b l et od e t e c tp a t h o l o g i c a lc h a n g e so fi n t e r n a l t i s s u e s ，w h i c hm a k e si ta ne x c e l l e n te v i d e n c ef o rd i a g n o s i n g n o w a d a y s ，b i o p s yi s s t i l lt h em o s ti m p o r t a n tw a yt od i a g n o s i n ge a r l yc a n c e r , w h i c hw i l lc o s tt h ep a t i e n t sa l o n gp a i n f u lt i m e b u to c t w i l lm a k et h er e a l t i m e ，n o n i n v a s i v ed i a g n o s i so ft h e s e d i s e a s e sp o s s i b l e a n dt h a ti sw h a tm a k e si tam e d i c a li m a g i n gm e t h o dw i t hb r i g h t f u t u r e p o l a r i z a t i o n s e n s i t i v eo c to s - o c t ) j saf u n c t i o n a le x t e n s i o no fs t a n d a r d0 c t i ti ss e n s k i v et ob i r e f r i n g e n c ec h a n g e s a n di ss u i t a b l ef o rd i a g n o s i n gd i s e a s e st h a t c h a n g eb i r e f r i n g e n c e ，e g g l a u c o m a ，c a n c e ra n db u m t h i sp a p e rf o c u s e do nt h ef i b e rp s - o c t f i r s t , i ti n t r o d u c e dt h ec h a r a c t e ro f p s o c ta n di t sd e v e l o p m e n ti n d o o ra n da b r o a d t h e n ，i ta n a l y z e dt h ei m a g i n gt h e o r y o fp s - o c t a f t e rd i s c u s s i n gt h ed i f f e r e n c eb e t w e e nf i b e ra n dn o n f i b e rp s o c t i t d i s p l a y e dt h ed i f f i c u l t i e so fb u i l d i n gaf i b e rp s o c t a n dw i t ht h er e s e a r c ho nt h e i n f l u e n c eo ff i b e ro nl i g h tp o l a r i z a t i o ns t a t e ，t h ep a p e rp u tf o r w a r ds o m es o l u t i o n s o n t h i sb a s i s ，af i b e rp s o c tw a ss e tu p ，a n dap r i m a r ye x p e r i m e n tw i l l sd o n e ，w h o s e r e s u l tw a st a k e na st h et a r g e tf o rp r o c e s s i n gm o d u l ed e s i g n a f t e ra l lt h e s ew e r e f i n i s h e d ，t h ee x p e r i m e n tw a sd o n ew i t ht h ec u r r e n ts y s t e m ，r e s u l t sw e r eg o t t e na n d a n a l y z e d a tl a s t , t h ep r o g r a mo ff p g aw h i c hc o n t r o l st h es y n c h r o n i z a t i o nw a s w r i t t e na n de m u l a t e d ，w i t has a t i s f y i n gr e s u l tg o t t e n k e y w o r d s ：p s o c t , b i r e f r i n g e n c e ，f i b e r , d e m o d u l a t i o n ，f p g a i l 独创性声明 本人声明所呈交的学位论文是本人在导师指导下进行的研究工作和取得的 研究成果，除了文中特别加以标注和致谢之处外，论文中不包含其他人已经发表 或撰写过的研究成果，也不包含为获得鑫鲞盘堂或其他教育机构的学位或证 书而使用过的材料。与我一同工作的同志对本研究所做的任何贡献均己在论文中 作了明确的说明并表示了谢意。 学位论文作者签名：记看文 签字同期：彩 年g 月，孑同 学位论文版权使用授权书 本学位论文作者完全了解盘盗太堂有关保留、使用学位论文的规定。 特授权鑫盗盘茔可以将学位论文的全部或部分内容编入有关数据库进行检 索，并采用影印，缩印或扫描等复制手段保存、汇编以供查阅和借阅。同意学校 向国家有关部门或机构送交论文的复印件和磁盘。 ( 保密的学位论文在解密后适用本授权说明) 学位论文作者签名： ；互毅 签字日期：枷峄莎年g 月盛日 翩躲你电冬 签字日期：加昭年8 月f 8 日 第一章绪论 第一章绪论 近几十年来，中国的经济飞速发展，科技文化水平也随之大跨步地前进。这 一切都促进了人民生活水平的提高。人民的健康程度是衡量其生活水平的重要指 标之一。而尽早地发现、治疗病变，是减少疾患、提高疾病治愈率的重要途径； 对一些难以治愈的疾病如恶性肿瘤等，能否在病变早期及时确诊、治疗，对保证 病人的健康甚至生存具有关键作用。 1 9 9 1 年，f u j i m o t o 研究小组发表了自己的研究成果，使光学相干层析成像技 术( o c t ) 为世人所知【1 1 ，从此登上了医学检测的舞台。o c t 以其无损伤、非介入、 高分辨率的特性满足了医学技术发展的要求，是继x 射线后光学技术应用于医学 领域的又一范例，必将成为人类战胜疾病的利器【2 】。偏振o c t ( p s - o c t ) 是o c t 家族的一名重要成员。它在继承了普通o c t 诸多优势的同时，使用偏振光成像， 克服了普通o c t 成像时各种光偏振态混合所引入的噪声，提高了图像的清晰度。 偏振o c t 还可以得到为普通o c t 所忽略的组织双折射信息，为疾病的确诊提供了 更多的依据，这使其在医学领域有着很好的应用前景p j 。 本文研究了偏振o c t 成像的原理，在此基础上搭建了偏振o c t 成像系统光 路，并完成了光电信号处理模块的设计，并对各种处理方法的性能进行了对比。 1 1o c t 成像系统概述 1 1 1o c t 系统的构成 o c t 的成像原理与b 超相似，只是利用光代替了b 超中的超声波1 4 j 。由于光 速极快，无法利用直接测量的方法得到信号，所以o c t 采用了低相干干涉系统从 返回光中提取有用信息。o c t 成像系统如图1 - 1 所示。它的核心是迈克尔逊干涉 仪，其两臂分别放置反射镜和被测组织。光从低相干光源输出，经耦合器进入参 考臂和样品臂，分别被反射镜和被测组织反射。两臂的反射光经耦合器由光电探 测器接收，转化为电信号送入计算机成像。反射镜沿纵向扫描，使两臂的等光程 点在组织中沿深度方向不停移动，采集该点的反射率信息。样品臂照射在被测组 织上的光点横向扫描，与反射镜的纵向扫插共同形成二维图像。由于病变组织的 第一章绪论 反射率不同于正常组织，所以通过检测组织各点的反射光强形成灰度图像，就可 以清楚地看到病灶的大小、形状及层次。 图1 - 1o c t 成像系统图 1 1 2o c t 的发展及其分类 光学相干层析成像技术( o c t ) l 扫f u j i r n o t o d , 组于1 9 9 1 年首先发表在s c i e n c e 杂志上。由于其自身的优势，得到了医学检测界的肯定，成为一项发展迅速的新 技术。随着医学检测要求的提高，o c t 的性能也不断增强。目前，o c t 已发展出 四个分支1 5 1 ： 时域o c t ：时域o c t 是o c t 家族中发展最早的形式，o c t 的其它分支都 是由其演变而成的。它利用低相干光成像，使用扫描延迟线或扫描振镜实现纵向 扫描，利用样品的水平移动或旋转实现横向扫描，从而形成二维图像。时域o c t 的优点是结构简单，扫描获得的数据可以按采集的先后顺序与空间位置点一一对 应，容易理解；缺点是成像的速度比较慢。时域o c t 按照干涉计结构的差异又 可分为反射镜o c t 、双光束o c t 和e n f a c eo c t 。 频域o c t ：频域o c t 在时域o c t 的基础上取消了纵向扫描，而在光接收 端使用光谱仪代替光电探测器。由光谱仪接收到的信号经傅里叶反变换形成图 像。由于频域o c t 纵向的信息数据是利用光谱仪一次性取得的，不必进行机械 扫描，从而提高了成像的速度。但频域o c t 的深度位置信息隐藏在光谱波形中， 不能与空间位置一一对应，理论上难以理解。频域o c t 按照光源不同可分为使 用宽带光源的光谱仪o c t 和使用可调波长光源的扫描波长o c t 。 平行光束o c t ：与其它o c t 不同，照在平行光束o c t 干涉计两臂的不是 光点而是平行光束；相应地，在光接收端，使用了一组而不是一个光电探测器， 这使得它可以取消横向扫描，只利用纵向扫描形成二维图像，缩短了成像时间。 功能o c t ：功能o c t 不仅可以采集普通o c t 所关注的组织反射率信息， 形成灰度图像，对其它由于病变引起的组织特性变化也十分敏感，对这些附加信 第一章绪论 息的提取能够为医学诊断提供更多的依据，提高诊断效率。按照所提取的组织特 性不同，功能o c t 可分为多普勒o c t 和偏振o c t 。 1 2 本课题的目的和意义 随着生活节奏的日益加快，疾病对人们的健康和正常生活的威胁越来越严 重。肿瘤、青光眼等难以治愈又会造成严重后果的疾病往往会给患者带来极大的 痛苦。如果能够在患病初期发现这些病变，就可以采取相应的措施，抑制病情的 发展，增大治愈的可能性。临床上目前使用的诊断方法主要有超声波、x 射线、 c t 扫描及核磁共振等，它们都有各自的缺点和局限性。为了准确地诊断某些疾 病，有时还需要对病变部位进行活检。然而对具有高度转移倾向的恶性病变组织， 为避免转移，一般不能做活检1 6 l 。且活检只能判定疾病的存在，而不能确定病情。 这些都制约着患者及时得到治疗的机会。 o c t 的出现提供了一种精确的诊断方法。它具有无创、非介入的特点。其所 成图像可清晰显示皮下组织器官的微结构，大大增加了患者在患病早期得到恰当 治疗的机会，在对肿瘤m 、青光眼 8 】、龋齿1 9 、烫伤等疾病的早期诊断中有良 好的发展前景。 o c t 系统在临床应用上的优点有： 1 图像分辨率高：o c t 的图像分辨率可以达到微米量级，接近组织病理水 平，比传统的超声波探测高】到2 个数量级1 。 2 早期病变诊断能力强。o c t 能显示出皮下组织器官的断层构造，及时发 现微小的病变，为医生的对症施治提供了客观的依据。 3 无损伤、非离子辐射。o c t 使用的是光学手段进行检测，且使用中作用 于组织的光强很低，只有微瓦级，不会对人体造成损害。 4 装置结构简单、体积小。x 射线、c t 及核磁共振的体积都很庞大，必须 占据很大的专用的空间。而o c t 的体积不足l m 3 ，可以根据需要任意放置。还可 以制成便携式装置，便于i 临床使用。 5 具有高附加值。o c t 系统附加技术的开发极大的扩展了它的应用范围。 国际上有报道的附加技术主要有： ( 1 ) 与内窥镜相结合i l “。当前，电子内窥镜诊断和发现胃癌已达到了相当高 的水平，但这种方法是根据粘膜表面的形态变化来推断病变的深度，因此在判断 上有一定的主观性和局限性。最近虽然有报道应用c t ( 计算机层析成像) 和体外 超声来判断消化道器官癌肿及其深度，但只能扫描出一些较大的病变，对于早期 癌变和微小病变则无能为力。在o c t 的样品臂中使用内窥镜做探头，可以使其深 第一章绪论 入人体内，对胃肠等器官进行近距离检测，显示出其管壁的断层构造、及时发现 微小的病变，为医生的对症施治提供了客观的依据。 ( 2 ) 与超声相结合【l ”。在o c t 中使用超声波调制可以大大增加o c t 的检测深 度，同时克服了超声检测分辨率低的缺点。 偏振o c t 是o c t 的一个重要分支。它利用偏振光成像，输出的光信号转换 为电信号，经处理后在计算机上成像，是集光、电、计算机技术为一体的一种临 床医学仪器。它不但继承了普通o c t 非介入、无损伤、分辨率高等优点，还具 有优于普通o c t 的特性： 1 提供双重诊断信息。普通o c t 使用宽带光源成像，不能检测到病变组织 的双折射变化4 】。而偏振o c t 利用偏振光成像，它既可以与普通o c t 一样对组 织的反射率成灰度图像，也能将病变组织的双折射率变化用图像的形式反映出来 ”，从而显著地提高诊断效率。 2 图像清晰。偏振o c t 在光路中使用偏振控制器，从而避免了光的偏振态 的影响，减少了图像噪声l ”l 。 3 可以与其它功能o c t 相结合。偏振o c t 与多普勒o c t 可以结合成为 一套成像系统，一次检测即可同时获得患者病灶大小、形状、层次分布及周围血 流、血管信息，为医生诊断提供更多的依据，并减少病人检查的次数，减轻了患 者的痛苦和经济负担。 全光纤偏振o c t 采用光纤连接光路，不必使用机械支架，不必保证系统各 器件的中心位置在一条水平线上，整个成像系统体积较小，便于安装，易于做成 便携式装置，比空间光路偏振o c t 更适于临床使用。 总之，偏振o c t 在临床疾病的诊断、治疗和研究疾病的发病机制以及病理 变化过程中，将会越来越多地发挥出它的巨大贡献。 l a 偏振o c t 在国内外的研究动态 自从偏振o c t 技术问世以来，已被广泛应用于医学检测的各个领域。 h i t z e n b e r g e r d x 组在2 0 0 3 年使用空间光路偏振o c t 检测了人眼的角膜吼同年， 该小组将偏振o c t 与双光束o c t 相结合，对人体内皮细胞进行了检测【1 7 1 。b o e r 小组在2 0 0 1 年利用全光纤偏振o c t 对烫伤【1 8 】进行了检测；在2 0 0 3 年利用全光 纤偏振o c t 与多普勒o c t ，t 相结合，对人的手指进行了检测。q u i n gz h u d , 组于 2 0 0 5 年检测了人牙齿的珐琅质1 2 。 国内对医用偏振o c t 的研究还比较落后，尚处于起步阶段。 第一章绪论 1 4 论文的研究内容 本课题着眼于全光纤偏振o c t 系统的设计。全光纤偏振o c t 系统分为五个 部分：干涉光路、处理模块、控制电路、采集电路和图像处理。本文主要进行了 以下工作： 1 在研究了偏振o c t 的成像原理和光纤对光偏振态影响的基础上，搭建并 调整全光纤偏振o c t 系统光路； 2 分别用软件方法和硬件方法对光电探测器输出的电信号数据进行了处 理，编写了处理程序，设计了处理电路； 3 对a d 转换电路进行了研究，并获取了a d 转换后的8 路数字信号。 4 利用f p g a 实现扫描、m d 转换和成像的同步控制，编写相应程序，并 对其进行了仿真。 全光纤偏振o c t 成像系统的成功研制将填补我国在该领域的空白。在医学 诊断中，偏振o c t 的使用可使诊断结果更准确、更全面，有效地提高医学诊断 水平。 第二章偏振o c t 系统概述 2 1 偏振光干涉 第二章偏振o c t 系统概述 2 1 1 偏振光干涉条件2 1 1 光要发生干涉现象需要满足下列几个条件： 1 、两列光波频率相同，并且在空间某一点相遇； 2 、两列光波之间的位相差始终恒定不变； 3 、两列光波在相遇处的电场振动方向始终相同。 此外，为了使干涉条纹清晰，便于人眼或仪器观察，最好使两列光波的强度 近似相等。 这里的电场振动方向相同即指光的偏振态相同。由于偏振光本身具有某一确 定的振动方向，它的干涉条件就更加严格，必须满足菲涅尔阿拉果定律( 如 图2 一l 所示) ： l 、振动面不一致的两束线偏振光，必须将它们的振动方向改变到相同才有 可能发生干涉现象； 一 不能干涉可能干涉可能千醪 4 卜 6 然光 气赢完一 每概动平面改为早行 一- 二- b 4 - - = = = + - _ ，p 缱伯妊光耳能干涉 每概动平面改为平行 图2 - 1 菲涅尔阿拉果定律图示 2 、只有同一条线偏振光分出的两条线偏振光，并且它们的振动面重合，才 是两条彼此相干的线偏振光； 第二章偏振o c t 系统概述 3 、由同一条自然光的各种方向振动合成的两条线偏振光，不论两者振动面 是否一致，都不能发生干涉。 2 1 2 双折射 当一束光从各向同性介质，如空气中射入某些晶体时，由于这些晶体内光的 波面是双层曲面，晶体内的予波便都是双层曲面，所以有两束折射光线，这就是 双折射1 2 2 1 。图2 2 展示了光在单轴晶体中发生双折射的情况。 r 八射光 长 ， ， 7 _ j 1 ro 光 图2 - 2 光在晶体中发生双折射 由于双折射的存在，o 光和e 光的光程差不再相同，即双折射在两线偏振光 间引入了一个相位差。 2 2 偏振o c t 成像原理及结构 2 2 1 偏振o c t 成像的物理基础 光的偏振态也就是光的振动方向。自然界存在的光大多是自然光。自然光可 以看成是一切可能方位上振动的光波的总和。如果光矢量的大小和方向呈有规则 变化，则称其为偏振光口3 1 。光在不同的物质中传播，会受到物质中粒子的作用， 发生反射和折射，在某些物质中还会发生双折射现象。利用光的这些特性，通过 接收物体中的反射光就可以确定物体内部的微结构。 人体组织也是光的传播媒介。图2 3 是光与人体组织的相互作用示意图。可 见，外部光射入人体组织后，一部分被吸收，一部分经单次反射后离开人体组织， 还有一部分在人体内经历多次散射。当人体某处发生病变，该处组织的反射率、 双折射率等会发生变化，从而改变人体内反射光的强度和偏振态。正因为如此， 第二章偏振o c t 系统概述 医学上才能将光入射到人体组织内，并接收组织内部反射光，用以探察表皮下组 织器官的生理状态。这与b 超的原理近似，但光速远远大于声速，以至于没有 一种仪器可以将入射光和反射光在时间上分辨开来。偏振光学相干层析技术将被 测物体的结构信息( 反射率、双折射性等) 调制到干涉条纹中，容易被光电探测器 等设备接收，并以图像的形式直观地显示出来，所以在医学等领域获得了广泛应 用。 图2 3 光与组织的相互作用 2 2 2 偏振o c t 系统结构 偏振o c t 成像系统以迈可尔逊干涉仪为中心，其两臂分别放置参考反射镜 和被测组织。由反射镜的纵向移动和照射在被测组织上的光点的横向移动共同形 成二维扫描。干涉光转化而成的电信号经解调模块解调后，成为图像信号，以数 字形式输出，送入计算机进行处理，显示器官壁断层组织的灰度图像和反映双折 射率改变的相位变化图像。 偏振o c t 成像系统如图2 - 4 所示。系统包括干涉光路、处理模块、控制电 路、a d 转换电路、p c i 图像采集卡和计算机。在干涉光路中，两束线偏振光分 别由参考反射镜和被测组织反射，形成的干涉光被光电探测器转换为电信号。处 理模块的作用是滤除杂散光引入的噪声，并将组织结构信息从电信号中解调出 来。解调后的信号经a d 转换成为数字信号，被p c i 图像采集卡采集并送入计 算机内存。计算机最终完成图像的显示和存储工作。控制电路控制参考反射镜扫 描、处理模块工作、a d 转换、数据采集以及成像之间的同步。 第二章偏振o c t 系统概述 图2 - 4 偏振o c t 成像系统示意图 2 2 3 偏振o c t 成像的理论分析 2 2 3 1 干涉光路 偏振o c t 系统成像使用的是低相干光源。从光源中输出的光接近自然光， 在各个振动方向上的光矢量大小几乎没有差别。经起偏器后，成为线偏振光。以 水平偏振光为例，其j o n e s 矢量表示为： ，1 、 e p 2 e n l 0 ( 2 - 0 其中日= a 。似) e x p ( f 耐) ，是光源输出的光的电磁场，a ，o ) 是光波的振幅。线 偏振光被分束棱镜分成5 0 5 0 的两束，分别称为参考光束和样品光束。 参考光束首先经过一个快轴与水平方向成2 2 5 0 角的四分之一波片，入射到 参考反射镜的表面上。反射光沿原路返回，第二次经过四分之一波片。已知快轴 与水平方向成角的四分之一波片的j o n e s 矩阵表示为： d q 。) = j r ( # ) d q w e j r ( - ) ( 2 2 ) 其中，。= 0o 是快轴平行水平孑向的四分之一波片的，。n e s 矩阵。 以) = ( = ；- 。s i 。n 妒 ) 和厶( _ 矿) = l l c 。o i n s 妒。s 。i n 。# j 、分别是左旋和右旋角对应 的j o n e s 矩阵。因此当参考光返回到分束棱镜时，它的j o n e s 矩阵表示为： 第二章偏振o c t 系统概述 5 7 ”曩5 比 2 5 去砟e x p 2 动 ( ：3 ) = 圭e ( ： e x p ( - 挖盯，) 3 其中是参考臂的单程光程，即从分束棱镜到参考反射镜的光程。 样品光经过一个快轴与水平方向成4 5 。角的四分之一波片，成为圆偏振光。 该四分之一波片的j o n e s 矩阵是： ( 4 5 ) = 拭 圆偏振光入射到被测组织上，被距离组织表面z 深度处的某点反射。反射光重新 透过四分之一波片返回分束棱镜。设反射点的反射率为r g ) ，被测组织是均一的， 具有线性双折射性，其快轴方向与水平方向成妒角。光入射到距离组织表面z 深 度处的反射点时，其相位延迟为万= 2 露a n 2 ，其中a n = 以一h 是被测组织快、 慢轴折射率之差。则该反射点的j o n e s 矩阵表示为： j s = j r 移v 。p p 。( _ 妒) ( 2 5 ) 其中，。p ) = ( 瓤p ( i 。8 佗。x p ( _ 0 万2 ) ) 。将以) 和山( _ 缈) 代入式( 2 5 ) ，得到： ，一f e x p ( i 占1 2 ) c o s 2 如) + e x p ( - i 8 2 ) s i n2 ) 2 汹n p 2 ) s i l l ) c o s ) 1 哪一i2 i s i n ( 8 2 ) s i n ( t p ) c o s ( q 1 )e x p ( i s l 2 ) s i n2 ) + e x p ( - 1 8 2 ) c 2 圳 ( 2 - 6 ) 从而可以求出样品光返回到分束棱镜时的j o n e s 矩阵为： 其中e 。g ，后) 是光源的电磁场，k 是光源的波数；，= 1 0 十疬是样品臂光程，即 从分束棱镜到反射点的光程；l o 是从分束棱镜到被测组织表面的光程， 万= 如，+ n ，) 2 是组织在快、慢轴方向上的折射率的平均值。式( 2 7 ) 是关于光源 波数的平均值。 参考光和样品光在分束棱镜处重新会合，形成一束干涉光。它被偏振分束棱 力p 撕 唧睇 船 上一 对m，一喘v他0 厨 娜 虮 枷 网 b 第二章偏振o c t 系统概述 镜分成水平偏振光和垂直偏振光。根据w i e n e r - k h i n t c h i n e 定理， 振光的干涉光信号分别为： a h k ，厶z ) = e ；h e h + e s h e k * 4 - ( 万o o s ( 2 k 。a z + 2 d p ) s i n ( 6 ) a v 扛，& ) = e ，e r ，+ b ，露， * 瓶研c o s ( 2 止) c o s p ) 这两柬正交偏 ( 2 8 ) ( 2 9 ) 其中& 是干涉计参考臂和样品臂之间的光程差，k 。= 2 7 r 厶。式( 2 8 ) 和( 2 9 ) 中 的s i n ( 8 ) 和c o s ( j l 是由被测组织中各反射点间的双折射性质差异造成的。为了对 被测组织中不同深度的点成像，需要对干涉计两臂间的光程差进行扫描，这种扫 描一般依靠机械装置1 2 4 域压电效应口5 j 的驱动实现。参考反射镜在这种驱动下， 沿纵向以恒定速率u 反复扫描，使干涉计两臂的等光程点沿被测组织深度方向移 动，从而在信号解调后获得不同深度点的组织性状信息。纵向扫描在调整被测组 织点位置的同时，对干涉光进行了调制。在式( 2 8 ) 和( 2 9 ) 中，这种调制表现为 c o s ( 2 牡+ 2 妒) 和c o s ( 2 = ) 。其中2 k 。a z 即纵向扫描引入的载波频率，它与扫描 速度u 的关系可表示成： f = 2 k o a z 2 ，r = 2 0 厶 f 2 一l o ) 干涉光被偏振分束器分成水平偏振光和垂直偏振光后，分别由水平和垂直偏 振光探测器接收，转化为电信号，再由后面的处理模块进行滤波和解调。水平和 垂直偏振光探测器接收到的光信号分别为： ( 如) = ( ，。) + ( ，。) + r e ( + r e ( 部分光不满足干涉的光程差要求。只有光程差在相干距离以内的两束光 可以产生干涉。样品光束进入被测组织后，被不同深度的组织反射，而 只有与参考光束光程相近的那部分才发生干涉，被用于偏振o c t 成像， 而其余部分则成为噪声。 另外，光源的白噪声、光在组织中多次散射等都会引入噪声。这些噪声的存 在降低了图像的分辨率f 2 6 j 。在光电探测器转化而成的电信号中，它们表现为低 频( 1 0 h z ) 信号和无规律的高频信号。为了消除它们的干扰，处理模块首先对电 信号进行带通滤波，得到纯净的由干涉产生的信号： 品= r e ( ( + ) ) = i 研c o s z + 2 力s i n p ) ( 2 - 1 3 ) 影= r e ( ( 品e 。，+ e 。，e 洲= 瓦国c o s z ) c o s ( 2 1 4 ) 接f 来，要将被测组织的结构信息从干涉信号中解调出来 s 。= 瓦日s i n p )( 2 1 5 ) s v = 4 砑c o s ( 8 )( 2 1 6 ) 利用式( 2 1 5 ) 和( 2 - 1 6 ) ，就可以获得被测组织的反射率和双折射性质信息： 6 ；a r c t a n ( s 1 ：r s y )( 2 1 7 ) r g ) = s ；+ s ；( 2 1 8 ) 最后，r o ) 和万分别经模数转换，成为数字信号，被送到计算机中成像。其 中，r o ) 是形成组织灰度图的依据，而艿数据则形成组织双折射特性图像。 2 - 3 影响偏振o c t 成像的主要参数嘲 偏振o c t 成像系统的主要参数包括检测深度和分辨率。它们共同制约着偏 振o c t 的成像质量。 第二章偏振o c t 系统概述 2 3 1 检测深度 探测深度在医学检测领域中是一个关键性的指标。它主要受被测组织对光的 散射和吸收的影响。 如图2 - 5 所示。从被测组织中返回的光含有两种分量 2 t l 。一是由目标层反射 的i 光，它携带着目标层组织的结构信息，其光程与参考光的光程相同或相近， 在图像上表现为目标层组织的微结构。另一种分量是多次散射光，即图中的i i 光， 它的光程与参考光的光程差虽然在相干长度范围内，但它不携带任何与目标层组 织相关的信息，所以它在图像中表现为噪声。i i 光的存在降低了图像的分辨率。 随着目标层在组织中深度的增加，l i 光在组织反射光中所占的比例不断增大，偏 振o c t 所成图像的分辨率也随之降低，最终图像无法分辨。此时，偏振o c t 达到 了它的检测深度极限。为了提高偏振o c t 的检测深度，可以向组织中注射溶剂 】，进行折射率匹配。但由于这种方法改变了被测组织的折射率，使偏振o c t 无法取得组织的准确的双折射性质，所以不适用于偏振o c t 。 n ， 詈i l 一叫 上 l 腥 图2 5 组织反射光的组成 另一个对偏振o c t 的探测深度有决定性影响的因素是被测组织对光的吸 收。由于人体内的各种蛋白、黑色素、水等都对光有吸收作用，所以随着探测深 度的增加，能够被反射回光路中参加成像的光强越来越低。当探测深度增大到一 定程度时，微弱的反射光已经不能为光电探测器所分辨或完全淹没在噪声中了。 图2 - 6 显示了人体内各种成分对光的吸收。可以看到，在1 “m 左右，人体组织 对光的总吸收量达到最小值，这一波长范围被称为“近红外窗口”。波长在“近 红外窗口”中的光可以最大限度地从人体中返回，有利于增大探测深度并提高医 学图像的清晰度，所以在医学上有很高的利用价值。 第二章偏振o c t 系统概述 1 0 9 n 1 0 , p 1 c m 1 + 0 a 1 0 7 1 0 8 1 0 5h 睁 媛 ，扩m 9 i 枷“ 1 0 3 + 0 2 1 0 + 分辨率是指辨别两个相邻目标的能力。在偏振o c t 中，有两类不同的分辨 率最重要，即横向分辨率和纵向分辨率。横向分辨率描述了与被测组织表面平行 的方向，即垂直光束入射方向上的分辨率。而纵向分辨率是指光束入射的方向上 的分辨率。 1 横向分辨率 偏振o c t 的横向分辨率主要受到两个因素的影响。一是横向采样点的数量， 二是光束直径。它可以表示成： 肌z 瓜去 ( 2 一1 9 ) 其中b 是高斯光束的发散角，s i n 靠是光束的数值孔径。 2 纵向分辨率 偏振o c t 在被测组织深度方向上的分辨率缸与所用光源的中心波长厶和 带宽五的关系可由下式表示： 2 i n 2 瑶 出= 一2 万五 ( 2 2 0 ) 高纵向分辨率是偏振o c t 成像系统设计的一个关键，它直接决定了图像质量的 第二章偏振o c t 系统概述 高低。 决定偏振o c t 纵向分辨率的主要因素是光源的相干性和光谱形状。图2 7 显 示了光的时间和空间相干过程。光的时间相干性是指光与其自身的时间延迟发生 干涉的能力；空间相干性是考察光与自身的空间位移发生干涉的能力。偏振o c t 中使用的迈可尔逊干涉仪利用了光的时间相干性。光源的时间相干性越低，偏振 o c t 的纵向分辨率就越高。而空间相干性则决定了干涉光的波前性质。当空间相 干性降低。被测组织各点产生的干涉光的波前就会出现不一致的现象，使偏振 o c t 羽像的分辨率降低【2 9 】。基于上述原因，偏振o c t 的光源一般具有低时间相 干性和高空间相干性。 2 3 - 3 成像速度 图2 7 时间与空间相干图示 偏振o c t 系统的成像速度主要取决于纵向扫描速度。参考臂每做一次纵向 扫描，就形成一条一维的图像。然后，照在被测组织上的光斑移动一定距离后， 再利用参考臂的纵向扫描形成下一条一维图像，如此往复。最终，这些一维图像 拼成一幅二维图像。纵向扫描速度越快，形成一维图像的速度就越快，就能越快 地形成二维图像。 但纵向扫描速度太快也有不利之处，它会为处理模块的设计带来困难。由式 ( 2 8 ) 和( 2 9 ) 可知，纵向扫描形成了光信号调制的载波，扫描速度越快，载波频 率越高。在处理模块中，需要将包含了被测组织信息的信号从载波中解调出来。 高载波频率要求有高频电路，对元器件的工作带宽、电压跟随( s l e wr a t e ) 等性能 都有更严格的要求。 2 3 4 光源的选择 系统光路中光源的选择是获得高质量图像必不可少的一环。选择光源主要有 第二章偏振o c t 系统概述 三方面的要求：中心波长、带宽和光谱。 波长。为了降低人体组织的吸收损耗及减少光在组织中的多次散射，应 选择中心波长在“近红外窗口”内的光源，约为6 5 0 n m 1 6 0 0 n m 。 带宽。为了提高纵向分辨率，偏振o c t 系统光路中应使用低相干宽带 光源。表2 - 1 是各种低相干光源及其可实现的分辨率。 光源 厶( n m )以( n m )七( , t u n ) s l d 6 7 51 0 2 0 s l d8 2 02 01 5 s l d8 2 05 0 6 s l d9 3 07 06 s l d1 3 0 03 52 l s l d1 5 5 07 0 1 5 钛蓝宝石激光器 8 1 02 6 01 5 铬镁橄榄石激光器1 2 8 01 2 06 l e d1 2 4 04 01 7 a s e 光纤激光器 1 3 0 04 01 9 a s e 光纤激光器 1 5 5 08 01 3 掺镱光纤超荧光光源 】0 6 43 01 7 掺铒光纤超荧光光源1 5 5 0 8 0 1 0 01 6 掺铥光纤超荧光光源 1 8 0 08 01 8 光子光纤光源1 3 0 03 7 0 2 5 光子光纤光源 7 2 53 7 0o 7 5 钨灯8 8 03 2 0 1 1 表2 1 低相干光源及其可实现的分辨率 光谱”。光源光谱的傅里叶变换即偏振o c t 黼1 点扩散函数，它同样 影响着偏振o c t 图像的分辨率。为了提高分辨率，点扩散函数的半高宽 应尽可能窄，同时它的旁瓣应尽可能小。具有高斯状光谱的光源可以满 足这一要求，它可表示为： 荆一卜z ( 等) 2 光源光谱中的尖峰会在点扩散函数中产生振铃效应。当被测组织有明显 第二章偏振o c t 系统概述 的结构层次时，这种振铃效应会屏蔽两层间分界面附近的反射信号，使 之不能清晰成像。综上所述，偏振o c t 的光源应具有平滑高斯光谱。 图2 - 8 是氙灯、超发光二极管和光子晶体光纤光源的光谱及点扩散函数。 从图中可以看出超发光二极管( s l d ) 具有良好的高斯形状和平滑度。因 此，s l d 是目前使用最多的偏振o c t 光源。 l l1 l 一一， o 拍o 6 2 0 1 8 09 1 1 0 0 w a v e l e n g t h n m ) ， | 、 l | 1 ， 8 。t | i 。 7 9 8 88 1 8 锄8 3 8 啪 w a v e l e n g t hi n m ) 5 6 0 07 0 08 0 09 0 01 咖 w a v e l e n o l h n m ) 图2 - 8 氙灯、超发光二极管及光子晶体光纤光源的光谱和使用该光源的o c t 在 深度方向上的扩散函数 8墨蛋i。葛l&苫8蠢。口广ioo奄窭6凸8耋口，露巷鬻08 ， 啦 o -15雪口t蕾t&|ndi、o ， 们 姐 o -曩r，qu虿-墨，odin童no ， 眙 o 毫3窜口墨一工蕾toa屯la-1io 第二章偏振o c t 系统概述 2 4 本章小结 了解影响偏振o c t 成像的因素是设计偏振o c t 系统的基础。本章首先介绍 偏振o c t 系统的结构及其应用于医学检测的物理基础，并以空间光路偏振o c t 为例，从理论上推导了偏振o c t 系统成像的原理。再从影响偏振o c t 成像的关 键参数出发，提出最适宜的光源的选择标准。本章的内容，为偏振o c t 系统的 设计奠定了基础。 第三章全光纤偏振o c t 系统光路设计 第三章全光纤偏振o c t 系统光路设计 全光纤偏振o c t 的光路通过光纤连接。光纤的引入使得系统体积减小、组 装方便，有利于临床应用。但光纤不同于空间光路，它本身也会对光的各种特性 产生影响，从而为医学图像引入噪声。这就决定了全光纤偏振o c t 必须采用不 同于空间光路偏振o c t 的方法来消除这种不良影响，以达到医学检测的目的。 3 1 光在光纤中的传播田i 1 3 2 1 光纤是工作在光波波段的一种介质波导，它把以光的形式出现的电磁波能量 利用全反射的原理约束在其界面内，并引导光波沿着光纤轴线的方向前进。光在 光纤中传播，会受到光纤的影响，如损耗、散射、偏振等，这些主要由光纤材料 及制造工艺决定。 3 1 1 光纤损耗 光在光纤中传播，有很多因素会造成损耗，主要原因可分为以下几种： 外力引起的损耗 3 1 1 1 吸收损耗 光纤对光的吸收表现为部分光能转变成热能而耗散，它取决于制作光纤的材 料( 目前主要为石英，a p s i 0 4 ) 和m t l 7 - 工艺，分本征吸收和非本征吸收。 ( 1 ) 本征吸收 光纤材料组分中一种或数种元素造成的吸收称为本征吸收。本征吸收有紫外 收子 射散 奁| 秆 黼憾 概黼 舭燃 耗 烈 勰 减 第三章全光纤偏振o c t 系统光路设计 吸收和红外吸收两种。紫外吸收主要在短波长区，原因是在高能激发下，光纤材 料产生了电子受激跃迁。红外吸收是由光子与光纤材料分子间通过振动交换能量 产生的。石英的红外吸收范围从微米波长延伸到近红外区。 ( 2 ) 非本征吸收 非本征吸收也称杂质离子吸收。石英光纤中主要有两种杂质离子：金属元素 和水分子解析出来到o r 1 。图3 - 1 是由基峰和谐峰构成的完整的o h 。吸收光谱。 由谐振引起的吸收峰多数是尖锐的响应曲线，在峰峰之间往往留下一些低损耗 窗口。例如3 1 图中的1 3 1 0 n m 和1 5 5 0 n m 。 l 扯 ，、 1 0 点 薯 l 一 譬t e 1 0 p i o - - 1 0 - h ml ( i ( 抑1 2 0 01 4 0 0 1 6 0 0 波长fn m ) 图3 - 1o h 4 的吸收谱 3 1 1 2 散射损耗 散射损耗主要来源于光纤的制作缺陷和本征散射，它们会引起光纤内部折射 率的起伏。光纤材料中的随机分子结构可以引起折射率发生微观的局部变化，缺 陷和杂质原子也可以引起折射率发生局部变化。散射损耗分为线性和非线性两 种。 ( 1 ) 线性散射损耗 线性散射损耗是将光纤中某个传导模式的光功率的部分或全部转化为同原 来的模式功率成正比( 线性) 的辐射模式或泄漏模式。它不会造成光频率的改变。 线性散射主要有两种形式：瑞利散射和米氏散射。它们都是由光纤中某些非理想 的物理性质造成，不能在制造过程中予以消除。 图3 - 2 显示了石英光纤的损耗情况。由图中可以看出，在红外吸收同紫外吸 收交界的低吸收窗口附近，瑞利散射成为最主要的本征损耗机制。瑞利散射的损 第三章全光纤偏振o c t 系统光路设计 耗可由下式表述： l r = 1 0 1 0 9 e x p 0 。工)