（光学工程专业论文）基于光学低相干干涉的视网膜血液含氧量测量的前期研究.pdf

浙江大学碗i 学位硷文 摘要 摘要 双波长光学低相干干涉测量术在这里被建议用来测量人体视网膜血管q a i l | 液的含氧量的分布。 在这篇论文里，首先详尽分析了什么是光学低相干干涉测量术，然后阐述其 刚于测量人体视网膜皿管血液氧气含量的原理。氧基血红素对不同波长的光的吸 收不同，所以取两极端波长吸收最大和吸收最小波长，可以原则性地估测人 眼视网膜血箭氧气的分布。 通过对简易人眼血管模型内径为2 0 0 z m 的毛细玻璃管，由m a t l a b 进 行数值模拟血液的吸收情况，进行项日可行性论证，定量给出当血液中氧气含量 由4 0 提高到6 0 时，系统灵敏度需要至少达到一7 0 d b 。同时通过两个准备实验一 一血液恒温循环实验装置及其在两极值状态下血液的透射率测量实验和牛奶对 白光的吸收实验，来增强实验信心，并进一步确立实验步骤。 然后个苹波长光学低相干系统被建立，根据初步测试结果对大分子物 质牛奶的吸收率测量，来验证数值模拟同时改进实验进程，把理论技术转化为实 际血液测量。 另外，文l | 1 还详细给出了对测量得到的实际干涉信号的处理过程。 关键字：光学低相干干涉术、氧气含量、氧基血红素、无氧基血红素 浙江大学硕士学位论文 a b s t r a c t d o u b l ew a v e l e n g t ho p t i c a ll o w c o h e r e n ti n t e r f e r o m e t r y ( o c i ) h e r ei sp r o p o s e dt o m e a s u r et h eo x y g e nd e l i v e r yi nh u m a nr e t i n a lb l o o dv e s s e l i nt h i sr e p o r t ，f i r s td e t a l l e d l ya n a l y z ew h a ti so p t i c a ll o w - c o h e r e n ti n t e r f e r o m e t r y ， t h e nd e m o n s t r a t et h ep r i n c i p a lo fi t sm e a s u r e m e n tt oo x y g e ns a t u r a t i o ni nh u m a n r e t i n a lb l o o dv e s s e l ，t h ea b s o r p t i o no fo x y g e n e r a t e dh e m o g l o b i nd e p e n d so nt h e w a v e l e n g t ho ft h ei n c i d e n tl i g h t ，s oh e r eo n ea b s o r p t i o nm a x i m u ma n do n ea b s o r p t i o n m i n i m u mw a v e l e n g t h sa r es i m u l t a n e o u s l yu s e dt oe s t i m a t et h eo x y g e nd e l i v e r yi nt h e h u m a nr e t i n a lb l o o dv e s s l b yg i v i n gt h es i m p l em o d e lo fh u m a ne y eb l o o dv e s s e l ，ac a p i l l a r yw i t hi n n e r d i a m e t e r2 0 0 t i m m a u a bn u m e r i c a la n a l y s i si sd o n et oe s t i m a t et h ea b s o r p t i o no f t h e b l o o d ，w h i c hv e r i f i e dt h ef l e x i b i l i t yo ft h i sp r o j e c t a n di tg i v e sar e s u l tw h e no x y g e n s a t u r a t i o ni n c r e a s e sf r o m4 0 t o6 0 ，o c is y s t e mn e e d sas e n s i t i v i t ya tl e a s t 一7 0 d b m e a n w h i l e ，t w op r e l i m i n a r ye x p e r i m e n t sa r ed o n et oe n h a n c et h ec o n f i d e n c eo ft h i s p r o j e c ta n df u r t h e rp r o c e d u r eh a sb e e nd e f i n e db a s e do nt h e s er e s u l t s t h e nas i n g l ew a v e l e n g t hs y s t e mh a sb e e ns e tu pw i t hf u n d a m e n t a le x p e r i m e n t st o p r e p a r et h en e x tp r o j e c ts t e p ，t h et r a n s f e ro f t h et e c h n o l o g yt or e a lb l o o da p p l i c a t i o n t h i sr e p o r ta l s og i v e st h ed e t a i l e ds i g n a lp r o c e s s i n gp r o c e d u r e k e y w o r d s ： o p t i c a l l o w - c o h e r e n t i n t e r f e r o m e t r y ，o x y g e ns a t u r a t i o n ， o x y h e m o g l o b i n ，d e o x y h e m o g l o b i n 浙江大学硕l 学位论文第一章绪论 1 1 概述 第一章绪论弟一早孺1 = 匕 视网膜具有很高的新陈代谢率，它需要足够的氧气和代谢来维持生理学上的 正常功能。我们知道，血液流动的更替将改变组织体中氧气的含量。这是很多眼 血管疾病的发病机理，比如说能够引起人眼部分失明甚至致盲的斑点退化病和青 光眼等。为了诊疗和预防，现行的很多技术被用在眼底成像来观察眼球形态学上 的改变，并沿着功能成像的趋势发展，比如光学相干层析成像技术( o c t ) 。我们 知道，预防比起可见的组织体结构改变，能更早地发现基本的生理学眼功能的反 常行为，所以氧气的传递，从血液循环到组织体，一直是科学家们研究的。“个重 要方向。但是4 0 多年过去了，科学家们仍然致力于寻找一种非侵入的方法来估 量氧气的递送。在前人研究的基础上我们知道，氧气的递送跟静脉、动脉血管巾 氧气的饱和度、血液流动和血红素浓度有关。 先前所有的方法“2 。1 ”都是在解决散射的基础上，利用氧化血的吸收性质来 达到| ：! = | 的“1 。氧化血的吸收取决于血液中氧气的饱和度和入射光的波长。氧化山 对某些特定波长的吸收与氧气含量无关，我们称这些波长为同功波长( i s o b e s t i c w a v e l e n g t h ) 。这样，如果散射可以被忽略的话，理论上两个波长就已经足够用 来确定血液中的氧气含量。但是事实上，目前唯一个可以被校准的并能给出可 靠结论的方法利用了整个可见频谱范围”1 ，并不是两个波长这么简单。 同时，据我们目前所知，几乎所有的现行方法都是利用非相干光来测量氧气 的含量。曾经有研究小组做过非活体。1 氧气含量的测量，但是从来没有人尝试过 用眼睛做样品。因此我们在前人工作的基础上，提出学习和尝试一种新的手 段，即利用低相干光，来测量视网膜的氧气传递。 光学低相干断层成像技术( 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 t ) ，顾名思 义，它被广泛刚于组织体结构成像，在眼科、牙科、心血管疾病探察、胃肠道诊 断、乳腺癌早诊、发育生物体研究中有重要应用。在本项目中，只利用其a 扫描 对干涉信号进行分析，不进行成像，称之为光学低相干干涉测量术( o p t i c a l l o w c o h e r e n ti n t e r f e r o m e t r v o c i ) 。 浙江大学硕士学位论文第一章绪沦 这项t 作要完成的任务，从最基本的方面来说，首先要验证项目的可行性， 依此我们建议搭建个双波长低相干干涉系统，利用沿着光轴方向的扫描( o c t a - s c a n ) 测量视网膜血管( 直径大约在l o o u m , u m 2 0 0 9 m 之间) 巾血液的吸收。 氧气的含量将会从分析一1 个同功波长和一个非同功波长在血管壁前表面和后表 面的反射信号中得到。 进步来说，如果上述目标能够达到的话，那么将会在迷你猪和人体中进行 活体测试。 基于此，首先通过m a t l a b 对简易人体视网膜血管模型进行数值模拟，对项 f = = | 可行性进行论证，依此确立进一步实验步骤。然后建立单波长光学低相干系统， 根据初步测试结果验证数值模拟同时改进实验进程，把理论技术转化为实际血液 测量。既而双波长光学低相干干涉系统需被建立。 1 2 临床动机 人体中的血液起着传输氧气和代谢物的作用。眼睛疾病，比如说与年龄相关 的斑点退化病、青光眼、视网膜病，动脉硬化、动脉静脉闭塞、糖尿病和高血压 等，都在某种程度上或多或少与血液的流动有关。 作为老龄致盲的一个主要病因，与年龄相关的斑点退化病，它的首发症状就 是血液流动低于正常水平，最主要的原阂就是在斑点区无法吸收视网膜新陈代谢 所必须的氧气。同样的，青光眼，视力的隐形杀手，也许在某个台面上进行的诊 疗比现今的临床方式更为有效。除了这些疾病以外，高层次的研究揭示由于缺氧 而最终导致视网膜的出血。这种情况，从病理生理学上来解释，是由于相关组织 的缺氧使得视网膜血液流动加快，血液循环时间缩短m 1 。 视网膜的外层包括光感受器和视网膜上皮细胞，它们对成像至关重要。它的 正常功能取决于适当的动脉灌注包括氧气的临界水平。因此，视觉血液流动的减 慢或者氧气吸收的减少将强烈削弱神经系统视网膜的功能，并将导致神经元细胞 萎缩。 从上述分析中，我们知道，如果能有一个器件在视觉基底血液灌注处测量血 氧含量，那么基础科学和临床科学都将从中获益。 浙江大学硕士学位论文 第一章绪论 氧气的消耗直接与血液的流动有关，沿着这一设想，d e l o r i 阐述了两者之 问的线性关系。因此血液流动的测量成为估计氧气消耗的非直接的一流手段。但 是，( a ) 现今存在的用于测量动脉和静脉血液流动的绝对值的方法，激光多普勒 速度仪，过于复杂而且消耗时间；( b ) 大多数用于测量血液含量的方法，对于人 为囝素过于敏感，比如杂散光的反射干扰等。换句话说，到目前为止，还不存在 实体测量视觉血管血液氧气消耗量或者视觉基底氧气浓度分布的方法。所以，本 实验的宗旨，建立这样一个专注的系统将会在氧气消耗和视觉血液动力学方而提 供新的信息。 1 3 方法调研 乒q 。i 、 沁 一 ； 一 i 、工，汁一一 f 图1 1 人眼基底密度反射样例： 血球容积计4 1 ，血液厚度3 0 u m ，样品年龄2 0 岁，且假设色素上皮层的反射率为l o o 。红 色的曲线相应于无氧基血红素，另。一条线相应于氧基血红素。这一计算过程是基于d e l o r i 模型之上。注意同功波长为5 0 7 r i m ，5 2 2 n m ，5 4 8 n m ，5 6 9 n m ，5 8 6 r , m 和8 1 0 n m 。 人们对视觉组织和视网膜血管的氧气消耗的测量方法的寻找已经有超过4 0 年的历史。有些技术应用了磷光发光“1 ，但是明显它们不能用于人体。事实上， 视觉组织的复杂性阻碍了大部分基于非相干反射术的非入侵光学手段“。“”用于 这f 1 的的精确测量。据我们所知，到目前为止唯一可以被校准并且提供可靠结 果的方法动用了整个可见光谱范围”1 。血红素的吸收系数以取决于氧气的含量， 浙江大学硕士学位论文第一章绪论 向对于同功波长来说，其吸收值与氧气的含量无关“，见图1 1 。 由于这一现象，利用基底相机加上足够的照明能够很容易地区别来自动脉 ( 高氧气含量) 的反射和来自静脉( 低氧气含量) 的反射。测量人体视网膜血管 中氧气含量的方法就是利用了这一性质。量化氧气含量的毛要参数包括：( 1 ) 血 液厚度d ( 2 ) 血红素浓度c ( 3 ) 视觉组织的反射率r ( 4 ) 组织体的散射系数从。 【0 j - 液的消光系数日( ) 可以由下式来表示 ( 五) = s h b 0 2 ( 五) + ( 1 一s ) ，而( 五) ( 1 1 ) 这里m 0 2 ( 旯) 表示氧基血红素册q 的消光系数，月r b ( 2 ) 表示无氧基血红素 h b 的消光系数，s 表示血液氧气含量。 假设两个不同波长( 其中一个为同功波长) 的散射差别不大，对已知厚度血 液透射强度的测量可以给出足够的信息来确定氧气的含量。但是眼睛的反射测量 术受到光的散射、反射强度不够、基底组织的不均一性等的危害，同时还要考虑 到用眼安全。对血氧定量计来说，未知的参数，比如血液的厚度、散射参数、綦 底反射率等需要事先做很多假设，并且大部分的反射测量需要至少在三个波长中 进行。作为早期的努力之，d e l o r i 曾经试图通过测量视网膜的反射来确定血 液中氧气的含量“1 。他利用两个独立变量得到了关于氧气含量的一个线性方程。 这样三个参量可以通过三次测量来获得，即解三个线性方程。三次测量中的两次 在同功波长进行，5 6 9 n m 和5 8 6 n m ，另一。次在非同功波长进行，5 5 8 n m 。使用这 模型，d e l o r i 找到了动脉和静脉氧气的平均含量分别为9 8 + 8 和4 5 7 。为 了得到具有更多详细信息的模型，另外一些研究小组测量了整个光谱范围的反 射，这些测量不仅仅通过血管进行，也在一些波长吸收大的组织体中进行，就如 d e l o r i 所做的一样，另外也在散射大吸收小的红外波段进行。 为了克服散射引起的问题并减少使用的波长数目，r i v a “”提出可以利用由血 管中央红细胞移动产生的后向散射多谱勒相干光，但是可惜的是这一设想并没有 付诸实践。他展示了血液的密度可以通过对三个不同波长的多谱勒信号的强度测 量计算得到。给定相关的实验值( 取决于不同系统的设置) ，氧气的含量可以通 过解三个线性方程得到。但是得到的氧气含量s o 。表达式是一个比率，其分母中 含有量非常大的相似值，大大影响精确度。另外，多谱勒信号的强度跟参考量有 浙缸大学硕士学位论文第一章绪论 关，就是说跟组织体自身有关，所以组织体内在的很小移动都会引起改变。由于 上述两个原因，r i v a 没有根据这一设想搭建一个实际平台。 时过不久，s m i t h “1 提出搭建一个用4 个波长测量反射的器件，4 8 8 n m ，6 3 5 n m ， 7 5 2 n m 和8 3 0 n m 。他从理论上考虑了光的许多不同传播路径，比如直接反射、曲 管的吸收、血管之后的散射和血管内的后向散射。从这些假设中得到的方程是线 性的。但是他对于搭建一个实际系统的热情不大，因为这项技术的校准非常困难。 f a b e r “6 1 曾发表一篇文章，讨论了散射对于氧气含量的波长依赖性。2 0 0 3 年 他所在的小组”报道了o c t 与分光镜技术相结合测量氧基血红素光吸收的新方 法。他们提出，如果后向散射光的位置点可以被精确定义，那么就不需要有一个 精确的模型剧来校准。他们使用了中心波长为8 0 0 n m ，频谱半宽为1 2 5 n m 的光源， 根据b e e r 原则把吸收系数鸬表达如下： 删) = 寻l n 揣 ( 1 2 ) 这里i t 和iz 分别表示从相距为d 的两个界面反射回来的光的强度。他们通 过厚度为3 m r a 的小试管测量了氧基血红素和无氧基血红素的吸收系数，系统信噪 比为一1 2 5 d b ，见图1 2 。 m w l 啪m 呻 m w i m 霉i h 扣m | 图1 2 宽带光源( 左图) 用于测量3 m m 厚试管猪血氧基血红素和无氧基血红素。 右图为测量值( 误差棒表示) 与计算所得值之间的比较。 此图拷贝自f a b e r 发表的论文“1 。 峨砘百 tir，五1 ， tk ， 呦塑 i恤蕞i】lu甚若匠霉4_自- 言-星一墨dga伍摹*ob 浙江大学硕士学位论文第一章绪论 这里把可用于测量人眼血管氧气含量的技术重新列表如下。表格里“直接探 测”表示光在共焦状态下被探测，“间接探测”表示光在s c h l i e r e n 光学系统下 被探测。而“低相干干涉仪”是说有可能存在相干地探测光的方法。 d i r e c td e t e c t i o ni n d i r e c td e t e c t i o n l i g h t 2 4 m o r et h a n m u t t i 彳 4 旯 d e l o r is c h w e i t z e rh u e b e r i n c o h e r e n th e a t o nh a m m e r l o m p a d o f a b e r * “d e l a y e dl o w c o h e r e n c e l o wc o h e r e n ts c h m i r * i n t e r f e r o m e t r y ” t h i sp r o p o s a l c o h e r e n tr i v a 本文建议采用低相干干涉方法，因为它能够精确定义后向散射光的空间位 置，就是说我们不需要很精确的模型，因此氧气含量测量的校准就不再成为制约 此方法的瓶颈。 浙江大学硕士学位沦义第二章光学相干层析成像与光学低相干干涉测茸术简介 第二章光学相干层析成像与光学低相干 干涉测量术简介 2 1o c t 背景及应用介绍 层析扫描成像技术是人类疾病诊断学中的重要工具。人们所熟知的x 线计算 机层析摄影( x c t ) 和磁共振成像( m r i ) 等技术，已在生物医学领域中得到了广泛应 用，在医学诊断q 1 ，尤显重要。但是由于技术能力所限，x c t 和m r i 无法使人们 观察到密集体腔内的组织变异，空间分辨率和时间分辨率还较低，而且，仪器操 作复杂，造价过高，作为常规检查对人体有不良影响，因而无法满足诊断学和生 物医学发展的进步要求。 随着激光技术的不断发展，尤其是超快激光技术的发展，一科- 新的层析扫描 成像技术光学相干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 ，简称o c t ) 应运丽 牛。o c t 将半导体激光和超快激光与光学、超灵敏探测、精密自动控制和计算机 图像处理等多项技术结合为一整体，是继x c t 和】l r i 技术以后又一大技术突破。 这一技术的应用，将使人们获得微米量级的空间分辨率，而且也给出前所未有的 动态时问分辨图像。 o c t 在医学和生物学研究方面的应用包括 1 眼科诊断 o c t 可用于诊断诸如青光眼、糖尿病水肿等需要定量测量视网膜变化的疾 病。在青光眼的情况下，该技术可使医师麓够掌握视神经纤维层的变化情形，而 不必再去测量眼压及视场区域的变化。在糖尿病的情形下，眼科医生可以对视网 膜的肿胀进行定量测量，这种水肿往往是糖尿病的早期征兆。h u m p h r e y 仪器公 司的眼外科医牛兼高级科学家r o b e r tj i m 说：“在描绘眼睛结构方面，o c t 的 能力是其他成像仪器所不能比拟的。”在国内外眼科中心使用o c t 的关键是记 浙江大学碘二1 二学位论文 第二章光学相干层析成像与光学低相干干涉测罱堆简赍 第二章光学相干层析成像与光学低相干 干涉测量术简介 2 1o c t 背景及应用介绍 层析扫描成像技术是人类疾病诊断学中的重要工具。人们所熟知的x 线计算 机层析摄影( x c t ) 和磁共振成像( m r i ) 等技术，已在生物医学领域中得到了广泛戍 用，在医学诊断巾，尤显重要。但是由于技术能力所限，x c t 和m r i 无法使人们 观察到密集体腔内的组织变异，空间分辨率和时问分辨率还较低，而且，仪器操 作复杂，造价过高，作为常规检查对人体有不良影响，因而无法满足诊断学和生 物医学发展的进步要求。 随着激光技术的不断发展，尤其是超快激光技术的发展，一种新的层析扫描 成像技术光学相干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 ，简称o c t ) 应运而 牛。o c t 将半导体激光和超快激光与光学、超灵敏探测、精密自动控制和计算机 图像处理等多项技术结台为一整体，是继x c t 和m r i 技术以后又一大技术突破。 这技术的应用，将使人们获得微米量级的空间分辨率，而且也给出前所未有的 动态时间分辨图像。 o c t 在医学和牛物学研究方而的应用包括 1 眼科诊断 o c t 可用于诊断诸如青光眼、糖尿病水肿等需要定量测量视网膜变化的疾 病。在青光眼的情况下，该技术可使医师能够掌握视神经纤维层的变化情形，而 不必再去测量眼压及视场区域的变化。在糖尿病的情形下，眼科医生可以对视网 膜的肿胀进行定量测量，这种水肿往往是糖尿病的早期征兆。h u m p h r e y 仪器公 司的眼外科医牛兼高级科学家r o b e r tj i m 说：“在揣绘h 睛结构方面，o c t 的 能力是其他成像仪器所不能比拟的。”在国内外眼科中心使用o c t 的关键是记 能力是其他成像仪器所不能比拟的。”在国内外眼科中心使并jo c t 的关键是记 浙江大学硕士学位论文 第二章光学相干层析成像与光学低相干干涉测最术简介 录。例如，在b o s t o nn e we n g l a n d 的眼科中心已经扫描了1 0 0 0 0 个病人的眼睛 图2 1 是正常眼视网膜中央凹的o c t 扫描图。 2 牙科诊断 图2 1 正常限视网膜中央凹的o c t 扫描图 早在1 9 9 2 年，f u j i m o t o 等就提出了偏振敏感o c t 的概念( p s o c t ) ，在p s - - o c t 中，使用样品对背散射光双折射的大小成像，而不像传统的o c t 那样直接 对背散射光的强度成像，对于具有较明显的双折射效应的生物组织来说，p s 一0 c t 能够获得些重要的结构信息，而这些是传统的o c t 做不到的。牙齿表面的釉质 丰要成分为钙盐，具有强的双折射效应，釉质受损后这一效应随之减弱，因此， p s o c t 特别适合于龋齿的检测。值得一提的是，除牙齿之外，p s o c t 还可以 对组织进行正常态和热损伤的区别，显示出良好的发展前景。 3 心血管疾病探查 美国i r v i n e 州c a l i f o r n i a 大学b e c k m a n 激光研究所从事临床医学的 z h o n g p i n gc h e n 及其同事将o c t 成像与多普勒技术相结合，形成一种新的检测 仪器光学多普勒层析仪( o p t i c a ld o p p l e rt o m o g r a p h y - - o d t ) ，并申请了专 利，该系统可用来检测埋藏在高散射介质下流体的流速，如皮肤表层下的血流速 度及川于确定弧表层中微血管直径等，这对于确定烧伤病人的烧伤深度、光动力 学治疗，以及通过血液流动情况来确定活动功能，例如通过脑血流图获取脑部活 动的功能等都是需要的。与传统的超声多普勒血流仪相比，o d t 具有更高的分辨 率，其探测体积可以精确到5 p m x 5 z m x 5 m ，探测深度在i m m 左右，而且能够 给出空问各点的流速分布。 4 胃肠道诊断 浙江丈学硕卜学位论文 第二：章光学相干层析成像与光学低相干千涉测量术简介 哈佛大学医学院b e b o u m a 和g j ，t e a r n e y 等人设计了一种标准的o c t 导 管式内窥镜。它使用一种全新的横向扫描单模光纤系统并利用一个折射率渐变的 棱镜和一个微棱镜对空问的单模光束进行发射和收集，以环形方式对光束进行扫 描并对内窥镜所能探测到的区域进行截面成像。该项研究拓宽了o c t 的成像范 围，使之能够用于对心血管系统、胃肠道组织、泌尿系统及呼吸道等管状生物组 织的高分辨率成像。 5 乳腺癌早诊 乳腺癌是一种常见的肿瘤疾病，目前尚无有效的防治方法。早诊断，早治 疗是提高治愈率的最好途径。乳房造影术和超声检查是临床常用的探查手段，然 而在应用上二者都具有众所周知的局限性，因此，人们尝试使用光学手段区分正 常和异常的乳腺组织。然而对乳腺的探查必须既有一定的深度，又有一定的分辨 率，传统的o c t 使用弹道光子和准弹道光子成像，探测深度受到限制。t e x a sa fu n i v e r s i t y 的l i h o n gw a n g 和s l j a c q u e s 等则采用漫透射光进行检测， 他们使用超声束聚焦于生物组织，使组织透射和反射的光学层析信号受到调制， 这种调制是由于焦点附近声压起伏造成组织的密度起伏，从而改变了依赖于散射 体和吸收体数密度分布的漫透射系数以及折射率，获得探测区域附近生物组织的 光学和力学性质，改变焦点，通过扫描即可获得层析图像，理论分析表明，其探 测深度可达l o c m ，这项技术综合了光学成像的对比度和超声成像的深度分辨优 势，因此特别适合于乳腺癌的早期诊断。w a n g 等人已经应用该方法对小鸡胸部 组织进行了成像研究，并取得了较满意的效果。 6 在发育生物学研究中的应用 在发育生物学研究中，人们总是希望能够看到个体发育过程中组织内部的 变化，如今这一。愿望很快就会变成现实，借助于能够快速采样的o c t 系统，已经 能够获得活体蛙的心跳图像。s t e p h e na b o p p a r t 等人使用一种采样率4 f p s 的 o c t 系统，获得了活体蛙的心跳图像。图2 2 是非洲爪蟾幼体，t l , 脏从心室舒张期 开始个心动周期内的6 个不同时间点的o c t 图像。 浙江大学硕士学位论文第二章光学相干层析成像与光学低帽千干涉测量术简介 图2 2 一个心动周期的快速o c t 图像 b a r b a r am h o e li n g 等人新近报道了使用光学相干显微镜( o c m ) 获得蛙胚胎 连续变化的三维动画，通过假彩色、渲染、旋转视角测量等方法，形象地显示了 胚胎发育过程i 扣组织形态的变化，其轴向分辨率l o ，t m ，横向分辨率5 。 2 2o c t 的基本原理 图2 3o c t 系统的原理框图 光学相干层析系统可以认为是由共焦扫描系统和低相干干涉仪组成，因而 具有二者的优点，其系统框图如图2 3 所示。干涉仪部分通常按照迈克尔逊干涉 仪方式组装，光源为低相干宽带光源，光路部分采用单膜光纤或者自由空间耦合。 干涉仪的臂称为参考臂，前后移动参考反射镜即可获得不同的参考臂光程：另 浙江大学硕士学位论文第二章光学相干层析成像与光学低相干干涉测嚣术简介 臂称为样品臂，主要包含了共焦扫描系统和待测样品。为了说明光学相干层析 成像术特点，这里先介绍一下低相干干涉仪和共焦扫描系统的基本原理和特性。 低相干干涉仪的主体为光纤迈克尔逊干涉仪，只是由低相干宽带光源取代窄 带光源，r 。般采用超发光二极管。其相干长度按照l = 矗2 五( 其中 为光 源中心波长，五为光源带宽) 计算。只有当干涉仪的两臂光程差在相干长度之 内时，才会出现干涉条纹，光程差超过相干长度时，干涉条纹消失，基本干涉信 号如图2 4 所示。在光程差三= o 时，干涉条纹有最大的对比度。这就保证了对 样晶背散射光的探测，只在与参考臂接近等光程的位置发生，从而滤掉了相! j 部分与探测点无关的杂散光，提高了探测精度( 信噪比) 。 一 图2 4低相干干涉仪的输出信号与光程差的关系 共焦扫描的基本原理如下：点光源经透镜聚焦于物体某一点，再由聚光透镜 将被照点成像到点探测器上，通过对物体进行逐点扫描，探测器上得到一系列对 应物体上各点的光透过率或反射率的数据点，经计算机处理构成物体的层析图 像。在共焦扫描系统_ = i _ r ，由于是点照明和点探测，焦点区以外的杂散光将不被探 测器接收，因而大大减小了杂散光对图像的影响，使图像的分辨率得到明显提高。 为了提高探测灵敏度，一般采用外差探测技术：即对参考臂长度进行小振幅 调制，这是由压电陶瓷驱动参考镜或光纤来完成的。受到调制的光信号产生多普 勒频移，即外差信号，该外差信号经光电转换，再由低通滤波检出。用这种方法 探测背散射光，可以获得l o o d b 以上的信噪比。 可以看出，o c t 系统特别适合于滤除散射光，因此应用于生物组织内部微结 构的观察与分析具有很高的价值。 浙江大学坝。j 二学位沧文第二章光学相干层析成像与光学低相干干涉测量术简介 2 3o c t 与0 c i 的区别与联系 o p t i c a ll o w c o h e r e n ti n t e r f e r o m e t r y ( o c i ) ，我们称之为光学低相干干 涉测量术，事实上，它与我们常说的光学相干层析成像有着相同的技术背景，或 者简荦点说，光学低相干干涉测量术是光学相干层析成像的一个a 扫描，它们都 是通过非侵入手段，探测样品后向散射光从而知道样品的深度信息。他们之间的 不同之处在于，通常光学相干层析成像致力于高灵敏度( 约l o o d b ) 、高分辨率( 约 1 0 , a m ) 三维实体微细结构成像。非洲爪蟾蝌蚪的活体亚细胞成像可以达到轴向 分辨率1 m 和横向分辨率3 l i r a ，这是到目前为止o c t 所报道的最高成像分辨率 1 。而光学低相干干涉测量术更多地是倚重系统灵敏度，或多或少牺牲了成像速 率和样晶分辨率。 总的来说，发展这两项技术有很多挑战性工作要做，概括如下： 光源技术 扫描方式技术 探测方式技术 2 3 1 光源 2 31 1 光源概述 根据相位是同定的或者随机的，光源可以归类为相干光源和非相干光源。非 相干光源，最常见的比如白光光源，通常来说有一个相当大的频谱带宽，各成分 之间相位随机，这使得它不能用在干涉系统中。见图2 5 ( c ) ，显而易见这超出 了本论文的讨论范围。而相干光源，我们又可以把它细分为两类。第一种，就如 我们所熟知的，单色光光源，比如普通激光，由它产生的干涉信号类似于完美的 正弦波，见图2 5 ( a ) 。但是这种光源的问题是，由于它的长时间相干性，使得 它不能筛选样晶特定某点返回的后向散射光，得不到如低相干光源系统那样的样 品特定某点的深度信息。所以在o c t 和o c i 系统中，我们采用低相干光源，最常 川的如超发3 - - 极管( s u p e rl u m i n e s c e n td i o d e ，s l d ) ，起光谱和形成的干涉 浙江大学硕士学位论文第二章光学相干层析成像与光学低相干干涉捌j 量术简介 信号见图2 5 ( b ) 。 il 一。，一l! p 扣l j ，匕赛 n ；t e # f o e o “0 $ i g 触18 e o # r q “ 图2 5 光源( a ) 相干光源( b ) 低相干光源( c ) 非相干光源 2 312 相干和低相干 就如刚才所讨论的，相干光源( 1 a s e r ) 和低相干光源( s l d ) 之问最重要的 区别就是它们的频谱带宽不同。我们知道光源的相干长度可以由下式计算得出： ：2 1 n 2 并2 0 2 ( 2 1 ) 。 石旯 这里丘表示光源相干长度，矗表示光源中心波长，五表示光源频谱带宽。 肘激光来说，我们知道光源频谱带宽 很小，所以相干长度t 接近于无穷， 这样就使得干涉信号貌似于正弦波，如图2 5 ( a ) 。但是对超发光二极管来说， 通常光源频潜带宽a 从l o n m 到2 0 0 n m 不等，典型的相干长度丘大约在2 朋到 1 5 0 f f m 之间，其干涉信号如图2 5 ( b ) 所示，特别值得说明的是，干涉信号的极 值点给出了样品的深度信息。 2 3 1 ，3 其他光源技术 一一 浙江大学硕1 学位硷文第二章光学相干层析成像与光学低相干干涉测鼙术简介 最近一段时间，一些研究小组提出在o c t 系统中使用窄带光源。比如， s h ，y u n 领导的小组提出使用波长扫描激光( w a v e l e n g t h s w e p tl a s e r ) ，这项 技术通过在一个宽频范同内迅速调制窄带光源对波数进行时域编码，得到个艺 术级别的光频域反射计( o p t i c a lf r e q u e n c yd o m a i nr e f l e c t o m e t r y ，o f d r ) 。 采j = ； j 这技术报道的o c t 系统达到一l l o d b 的灵敏度，轴向分辨率1 3 5 “m ，a 扫 描率1 5 7 k h z ( 光源出射能量6 州) ，与先前的o c t 和其他干涉成像方法相比，性 能改善了起码个数量级“。 另外，t a k u j ia m a n o 领导的小组采用超结构光栅布拉格反射激光 ( s u p e r s t r u c t u r e g r a t i n gb r a g gr e f l e c t o rl a s e r ，s s gd b rl a s e r ) ，达至0 自 由空间5 9 9 r a m 的成像深度，2 5 0 h z 的a 扫描率，4 6 z m 自由空间分辨率 d - 4 0 d b 至一6 0 d b 的动态范围”“。这项技术还处于萌芽阶段，我们必须深度改进超结构光 栅布拉格反射激光系统，才能够得到如s h y u n 领导的小组报道的能够达到艺术 级别的分辨奉。 2 3 2 扫描方式 如前所述，光学相干层析成像术是一种非侵入性成像技术，它可以提供高倍 放大的生物体样品层析成像截面。它提供活体皮下组织的高分辨率三维成像”。1 ， 填补了组织体超微结构成像的空白，而且系统探测头和组织体不需要接触。 一副0 c t 图象( b - s c a n ) 由一系列紧挨着的轴向深度扫描组成。样品放在迈 克尔逊干涉仪的一臂( 称为样品臂) ，扫描光学延迟线位于另臂( 称为参考臂) ， 扫描深度就由这两者形成的位移深度决定。 对于o c t 来说，因为采用了单模光纤做探测头，所以o c t 很适合用于最小侵入 性诊断成像，比如内窥镜检查和腹腔检查“3 。在这些应用中，o c t 可以提供给 物理学家达到生态学研究目的的分辨率等级的成像图样。现在研究人员把目标瞄 准在活体组织定j 曩检查，甚至期望达到光学活组织检查的日的。为了在定点诊断 i f j 具有吸引力，o c t 必须给临床医生提供样本实时成像。 浙江大学硕士学位 仑文第= = 二章光学相干层析成像与光学低相干千涉测嚣术简介 为了达到这么高的成像速率，我们必须直面一些技术挑战。首先，我们需要 个高能量的光源，利用它在短时问内提供足够的照明。其次，为了足够快地得 到图象数据，在干涉仪的参考臂端必须有一个快速扫描延迟线。最后，图象数据 必须被实时地采集、处理和显示。 上述第二点，是我们这里要论述的关键，为了迅速地得到图象，在o c t 系统 的参考臂上必须有一个快速扫描光学延迟线。而a 一扫描速率= 帧速率( 即图象 数秒) a - 扫描数帧。举个例子，为了在一秒钟内得到4 副图，其中每副图 2 5 0 条线( h 扫描) ，延迟线就必须以1 0 0 0 扫秒的速率进行。为了达到实时成像， 即3 0 帧秒、1 0 0 线帧的扫描速率，我们要求系统具有3 0 0 0 扫秒的速率。并且这 个扫描范围必须足够大，这样才能提供可用的生物体组织成像深度。自由空间3 r m 的成像深度被典型地应用在o c t 系统中，若照明中心波长为1 3 0 0 r i m ，相当于大约 】o p 秒的延迟。 同前在o c t 系统参考臂中最为广泛使用的延迟线是一个基于检流计基础上的 转换回射器系统“3 。”1 。这种类型的延迟器扫描的最大速率约在1 0 0 扫秒。很明显， 我们需要一个更快的方法。最近，具有更快速率的扫描延迟线已经被应用到o c t 系统一i ，。我们知道，一个旋转的立方体己经可以达到3 8 4 扫秒的速率“7 1 ，但是 占空比太低，浪费光源能量，而且这样的扫描对于时间来说是非线性的。要知道， 扫描的任一非线性不仅会导致信号中心频率和带宽的改变，而且会扭曲图象，除 非我们采用额外的处理乃法来补偿这种影响带来的损失。我们又知道，由压电驱 动的光纤延展器“”可以达n 6 0 0 h z 的扫描速率，但是这种技术受到静态的和动 态的双折射影响，所以也需要额外的器件去补偿，而且还会受到温度的影响。我 们还知道，一个基于快速共振扫描镜的延迟线。“已经以1 2 0 0 h z 的频率达到了3 脚 的扫描范围，我们期待着它可以实现更高的往返速率。为了在超短波激光脉冲的 自相关测量中获得应用，另外一些快速扫描延迟线也都已经发展起来了，包括旋 转镜。“、旋转屋脊棱镜。3 。和扩音器。”等。这些依靠转换或者旋转物体的技术， 并没有达到足够应用到实时o c t 系统的扫描速率，而且其中一些技术的占空比很 低。另外还有一些技术以不连续的阶段扫描延迟。”“。所以为了利用这些延迟技 术在o c t 系统中的光学外差探测的优点，我们需要额外的多普勒频移或相位调制 器件。在这些基础上，科学家们又提出双光程快速扫描光学延迟线( d o u b l ei a a s s 浙江大学硕士学位论文第二章光学相干层析成像与光学低褶千干涉测量术简介 r a p i ds c a n n i n go p t i c a ld e l a yli n e ，r s o d ) ，它原先是为了飞秒脉冲的测量 “。1 而发展起来的，近些年被用到o c t 系统中”4 。这种延迟线以几千h z 的循环速 率达到了几个毫米的扫描长度。而且允许群速度延迟和相速度延迟分离，这利吩 离的好处是可以对o c t 信号频率和带宽提供额外的控制。 另方面，有些研究小组在不以成像为目的的前提下，为了得到足够高的系 统灵敏度，采取牺牲扫描速度的方法。比如本论文所采用的方法，将在下丽章节 l r 仔细论述。 我i f i n 道，不同的扫描方式提供不同的扫描速度，这里分时域扫描和傅立叶 域扫描来详细论述。 2 32 1 时域扫描方式 蒯 枣 图2 6 扫描方式 ( a ) 平移振镜法( b ) 旋转立方体法( c ) 旋转振镜法( d ) 双通快速扫描光学延迟线法 f l 江大学硕b 学位沦立第二章光学相干层析成像与光学低相干千涉测量术简介 图2 6 ( a ) ( c ) 展示了通常用的几款时域扫描方式的草图。图2 6 ( a ) 是最摧 本的种方式，它通过线性移动反射镜简单地把相位延迟引入到干涉仪的参考臂 叶i 。在这个基础或改善扫描性能，比如旋转的立方体，如图2 6 ( b ) 所示，旋转 的振镜，如图2 6 ( c ) 所示。就如我们所看到的，这些方式都不复杂，比较容易 被应用到系统当- 串。但是问题是列举的这三种方式分别受扫描速率不够、静态和 动态的双折劓效应等的限制，后者需要在整个系统中添加额外的器件去补偿。 2 3 2 2 傅立叶域扫描方式 双通快速扫描光学延迟线是一个折叠的、双光程傅立叶域脉冲整形结构，丰 要包括准直镜、光栅、傅立叶透镜、振镜和反射镜等光学元件，整个构造如图2 6 ( d ) 所示，是被现今o c t 实时成像系统普遍采用的傅立叶域扫捕方式。这里平面 镜扮演了空间相位滤波器的角色，它把一个线性的相位坡加入到频率域中。 这个延迟线是建立在众所周知的傅立叶变换基础之上：频域的相位延迟一时 域的群速度延迟。用公式表示为： x ( t 一气) 山) p 一7 ( 2 2 ) 光线在光栅上的入射角可以随意选择，选择的结果使得衍射光束的中心波长 垂直于光栅，并且整个光栅位于透镜的焦平面上。这样做的目的是为了防止引入 群速度色散( o v d ) ，因为群速度色散随着扫描的过程而改变。如果光栅不垂直于 透镜的光轴，当光线被扫描镜横向移置到光栅上，同时它也从透镜的焦平面上被 移置，从而引入群速度色散。 扫描镜的支点可以由选择的中心波长而调整偏置，就是简单地通过平移扫描 镜任意距离即可。相移( 丑) 做为 的一个函数在扫描镜倾角盯固定的情况下，可 以写成： ) ：4 y x o ) + 1 1 1 r c q i ( o ”- o o ) ( 2 3 ) c p c o 这坐z ，表示透镜的焦距，p 是光栅的栅踞。这个函数是由光栅方程得到的，并且 假设小角度近似s i n 口= 0 在离开光栅的不同波长的衍射角和由扫描镜转动而引 浙江大学硕士学位沦文第二章光学相干层析成像与光学低相千干涉测量术简介 起的角度偏差这两项中成立。我们计算波长成分五作为扫描倾角盯的函数的横越 距离每( 要注意光束横越缈距离4 次) ，再乘以2 石， 把位移转化为相移。这坐 柏移也可以写为角频率的函数：