B灵敏度。由于VCSEL激光器运行时 频率为~100kHz (光源110)，使用1X8光纤阵列170的全部8条光束同时成像，可实现~ 800kHz的有效轴向扫描速率。应当指出的是，尽管有8条采样光束，成像结果是通过单个探 测通道而获得的。
[0087] 尽管原型0CT系统100的成像速度提高了 8倍，但可以使用具有多条光纤的光纤 阵列进一步提高成像速度。最终限制成像速度的不再是光源的扫描速率。取而代之的是， 可以通过提高光源的相干长度、探测器的带宽、数据采集速度、光纤通道的数目以及每条光 纤之间的光路长度差，使成像速度按比例增加。
[0088] 0CT活体实骀测试
[0089] 活体0CT系统设詈
[0090] 本发明采用图1的0CT系统100进行活体试验以捕捉果蝇幼虫心脏跳动的动态图 像。该0CT系统采用中心波长为1310nm的商业用VCSEL可调谐激光器110 (Thorlabs公司 的SL1310V1)。激光扫频频率为~100, 000Hz，调谐范围为~100nm，相干长度超过50mm。输 出功率为~37mW。95/5光耦合器120 (AC光电有限公司）与激光器输出相连，将5%的光 传输至马赫-曾德尔干涉仪（MZI)，其参考臂R和样品臂S (样品）的光路长度差在空气中 为~60mm。其余95 %的光用于OCT成像。
[0091] 90/10光耦合器130将10 %的光传输至参考臂R，并将90 %的光传输至样品臂 S。使用平面光波导（PLC)分光器230(例如，PLC连接有限公司或类似公司的分光器）将 传输至样品臂S的输入光分成8条光纤。PLC分光器的输出光纤175按照一维（1D)阵列 (1X8,图2)进行定制排列，各光纤之间长度差异为~2. 5mm。1D阵列中每条光纤间隔约 为~300um，光点投射在样品后其间隔约为~370um。光纤阵列170表面抛光~8度以减少 光反射。不同光纤传送过来的光聚焦到样品上的不同位置，由一对扫描振镜（Cambridge科 技有限公司）进行同步扫描。样品上的各点每个约有2mW的光强。所有扫描点的光强度变 化小于ldB。样品臂S和参考臂R均使用光环行器（AC光电公司制造）将来自样品臂和参 考臂的反射信号进行路由，以便在50/50耦合器240形成干涉。使用宽带平衡探测器210、 220 (Thorlabs公司的roB480CAC，1. 6GHz)检测来自OCT系统和MZI的干涉信号。使用高速 数据采集卡260 (Alazar科技公司的ATS9360)以1. 2GS/s速度同时进行平衡探测器输出的 数字化采集。两个通道（各通道每次扫描8320点）的数据通过PCIe端口连续传输到计算 机270的内存。原型系统的整个成像范围在空气中约为35mm(或在组织中约为26. 5mm)。 使用5倍物镜190 (三丰公司，5X NIR)提供大约llum的横向分辨率。测得整个深度范围 (参见图7,不同深度点扩展函数测量）内的轴向分辨率在空气中约为llum(在组织中约为 8. 3um)。使用经过校准的反射器（-43. 4dB)测量灵敏度为94. 6dB，在~30mm深度观察到小 于2dB的滚降。由于VCSEL激光器的运行频率为~100, 000Hz，所有8条光纤同时成像，获 得~800, 000A扫描/秒的有效轴向扫描速率。
[0092] 果蝇幼虫制各
[0093] 活体成像和信号处理
[0094] 为了获得果蝇幼虫的3D图像，覆盖~1. ImmXO. 4mm面积的400X80轴向扫描仅 于~0.37秒完成。与0CT信号同时获得的MZI信号用于每次激光扫描的相位校准。根据 不同的成像深度，对8条光束形成的8个图像进行分割和数字组合，形成一个容积数据集， 包括覆盖整个幼虫（~1. lmmX3. 0mm范围）的400X605轴向扫描。为了获得幼虫心脏的 M型图像，在心脏管周围进行大约2秒钟的400帧B扫描，每帧B扫描包含超过~250um的 400个A扫描。B扫描的帧频为每秒~217帧。将不同节段的心脏图像进行数字化合并。按 照已确定的方法进行心脏功能信息的分析。试验结果用Matlab(Mathwork公司）做数据处 理，视频和显示图像由ImageJ(NIH)和Amira(VSG公司）来制做。
[0095] 活体测试结果
[0096] 果蝇幼虫的3D SDM-0CT体内成像结果如图8-11所示。整个3D数据集（400X605A 扫描，图8显示幼虫的整个3D合并图像）集合了所有8条光束的图像，不到0. 37秒即可获 得。幼虫实际大小为~1mm宽，~3mm长。图9表示幼虫的横截面和正面图像。可以清楚 地观察到心脏管（H)和气管结构（T)。
[0097] 为了演示同步成像能力，对另一幼虫心脏的三个节段（大致对应于A7、A6和八5节 段）进行M型B扫描成像。对所有节段同时进行扫描的频率为每秒~217帧。图10表示 同步跳动心脏管三个节段的横截面静止图像。我们制作了各节段心脏管同步跳动的演示视 频，并从该视频截取静止图像。第一节段、第二节段和第三节段心脏管依次跳动。
[0098] 采用活体测试方法进一步量化了幼虫心脏功能。图11显示了量化信息，除了功能 信息，例如心率（每分钟372次）、收缩末期（A7为36 y m，A6为32 y m，A5为11 y m)和舒张 期（A7 为 60ym，A6 为 74ym，A5 为 58ym)和缩短率（A7 为 42%，A6 为 56%，A5 为 80% ) 以外，也观察到了节段A6和A7之间的扩张和收缩之间的延时（14ms)，以及节段A5和A6之 间的扩张和收缩之间的延时（69ms)。这种延时表示心脏管的收缩始于A7节段（后端）并 向A5节段（前端）传播。这一发现与以往果蝇幼虫心脏发育的相关文献是一致的。
[0099] 总而言之，实验测试证明了成像速度可以提高8倍。进一步提高成像速度简单可 行。实际上，有效轴向扫描速度会跟随同时照射到样品上的光点的多少进一步提高，并且只 需一个检测通道。对于光学相干显微镜学（OCM)的应用，成像穿透深度可被限制为小于几 百微米，可以使用16个或更多通道。只需对各通道之间的光延迟进行相应缩短，便可使用 现有硬件将所有通道的图像纳入探测范围。
[0100] 从根本上来说，与提高激光扫描速度的方法相比，空分复用技术在分辨率和灵敏 度方面具有优势。由于保留了激光扫频范围，有效轴向扫描速度增加时，OCT的轴向分辨率 未受影响。同时，每个成像点的停留时间与相对低的激光扫描速度相对应，而且在停留时间 内为SDM-OCT系统100记录了更多的数据采样点。利用多条采样光束进行并行检测使成像 速度得以提高。与之相对应的提高激光扫描速度的方法使得每点扫描的停留时间和采样点 数目都减少。在最初的原型OCT系统100中，PLC分光器的插入损耗大约为10dB。这正向 传输方向这没有问题，因为输入光被均勾地分成8条光束。然而，将来自样品的反射光合并 时，10dB的插入损耗使灵敏度降低。其结果是，当仅有大约2mW的光照射在样品各点上时， 整个成像范围内的灵敏度大约为95dB。与限制散粒噪声的灵敏度相比，该灵敏度大约降低 了 lldB。但是，可以采用绕过回路中的PLC分光器（参见图4)或低损耗的光学合成器的替 代方案以进一步提高成像灵敏度。
[0101] 利用空分复用技术，使SS-0CT成像速度的进一步提高不再受可调谐激光器扫描 速率的限制。高速数据采集和高通量数据传输技术会极有帮助。以图1的0CT系统100为 基础，用于测试原型系统的数据采集卡支持12位的1. 8GS/s的采样率。然而，由于数据流 通量有限，数据只能通过0CT和MZI通道以1. 2GS/s的采样率同时获得。数据采集及流通 量、检测器的带宽、光源的相干长度和光纤通道数目的进一步提高，将大大提高0CT的成像 速度，而系统设计不需发生显著变化。由于来自光源110的输入光需要分成多条光束，必须 使用强光源。
[0102] 总之，测试成功展示了 0CT空分复用技术，此技术显著提高了成像速度，同时保 留了轴向分辨率。虽然空分复用技术的演示以SS-0CT为基础，但该方法也同样适用于 SD-0CT。在这种情况下，可能需要各波长具有较长相干长度的宽带光源，和由准直透镜、衍 射光栅、聚焦透镜和高像素线扫描相机或2D相机组成的频谱仪来实现较深的成像范围。
[0103] 图13表示使用另一种光学延迟元件285的0CT系统104的一个附加实施例，该光 学延迟元件也可用于图1的0CT系统100或其他的实施例。此处使用扫频源0CT检测方法， 虽然该设计也适用于频域0CT检测方法。
[0104]在图13的实施例中，样品臂S上的光由准直仪150进行校准，然后照射到微透 镜阵列288上。可以使用商业用微透镜阵列288,例如但不限于Edmund光学有限公司的 Model#63-230。阵列288的微透镜将一部分采样光束聚焦到图像平面中间的一个小点。微 透镜阵列288将单条采样入射光分成多条光束，因此不需要图1所示的分光器，例如分光器 230。此外，应当指出的是，从微透镜阵列288输出的多条被分离的采样光束可不被光纤捕 获并传播，但可以在空间介质里传送。
[0105] 继续参考图13,光延迟元件285由多个相邻的具有不同厚度的透明玻璃或塑料光 学元件组成，可使各条采样光束产生不同的光延迟。在一个实施例中，光延迟元件285可以 布置在中间像平面，或在其它实施例中不在中间像平面，只要不同的光束不重叠。因此，聚 焦在样品不同位置的光束被编码入最后检测信号的不同光频带。频率延时取决于由玻璃或 塑料元件引入样品臂S的光学延迟量。注意：虽然光延迟元件285放置在该例中的中间像 平面上，它也可放置于样品臂S的其他位置，例如，准直仪180和微透镜阵列288之间。来自 光延迟元件285的每条采样光束被传输到中继透镜222、扫描振镜200和扫描物镜190上， 同时照射在样品的Si......Sn位置。
[0106]OCT系统104的其它元件与图1中具有相同标示的类似元件可以在功能和设计上 相似。在0CT系统104的一个可能配置中，但不限于此配置，光耦合器120可以设计为将光 源1103%的光转到参考臂R，并将97%的光转到采样臂S。也可使用其它合适的光分配比 例。
[0107] 在其它可能的实施例中，可以使用图1中0CT系统100的光学延迟元件285,以代 替光学延迟元件280。在这种情况下，从分光器230输出的各条光纤275的光束可以采用图 13类似方式照射到光学延迟元件285。
[0108] 图14表示由图1的0CT系统100所用探头的一个可能实施方案。探头350适于各 种应用，例如但不限于，心血管0CT以及内窥镜0CT。在一个实施例中，探头350 -般可具有 限定内部通道的管状体，使探头将光纤175进行路由。分光器230可以布置在探头350的 近端352,并将输入光束分成几条光纤175。每条光纤175具有不同的长度，并通过探头350 的远端354进行光照，例如通过微透镜聚焦采样光束，同时获得样品不同位置的信号。采样 光束可在探头350的远端354以任何合适的角度发射，角度介于0度和180度之间。在一 个示范性实施例中，发射角度可以是~90度。为了对穿过样品的各条采样光束进行线性扫 描，可由合适的电动机旋转探针350的近端352,然后旋转远端3