一种基于扫频自适应光学OCT的脑血管成像设备的制作方法

本发明属于光学成像技术领域，具体涉及一种基于扫频自适应光学oct的脑血管成像设备。

背景技术：

脑血管发病是一种比较严重的疾病，死亡率和致残率都相对较高，开发对应脑血管发病的先进的检查技术显得非常重要。

光学层析相干断层扫描成像(oct)自诞生以来，在生物医学成像上有着广泛的应用，它的特点是成像速度快，分辨率高，对人体无创。oct也被应用于血管造影上，成为一项新的血管造影技术：光学层析相干断层扫描血管造影成像(octa)，而自适应光学(ao)与oct结合，能使得设备的分辨率得到很大的提升，而随着硬件的发展，扫频光源(ss)的技术性能得到提升，扫频oct的应用也广泛起来，对比传统的激光光源，扫频光源拥有着良好的设备灵敏度，能够更好地探测到设备的深度信息，而使用自适应光学与扫频oct相结合的扫频自适应光学oct设备(ao-ss-oct)，一方面可以使得设备的分辨率得到很大的提升，另一方面能使得设备更好地探测到较到深度上的信息，更好地对血管进行成像。

目前应对脑血管的检查技术有核磁共振血管造影(mra)、ct血管造影(cta)以及数字减影血管造影技术(dsa)，但是其分辨率都比较低，其中mra的分辨率为毫米级别，dsa的分辨率为亚毫米级别；而且mra、cta以及dsa都需要注入造影剂，虽然造影剂也是广泛地应用于血管成像技术，但是目前对于造影剂的安全性，仍然存在很大的争议，它有对人体器官造成危害、甚至有致人死亡的风险。

因此，提供一种分辨率更高，且无需造影剂的脑血管检查手段，对脑血管发病的检测将有重要意义。

技术实现要素：

为解决上述问题，本发明提供一种基于扫频自适应光学oct的脑血管成像设备，以解决现有技术中所存在的一个或多个技术问题，至少提供一种有益的选择或创造条件。

为了实现上述目的，本发明实施例提供一种基于扫频自适应光学oct的脑血管成像设备，包括：扫频光源，光纤耦合器，参考臂，样品臂，探测器、控制处理器；

所述光纤耦合器的一端分别连接扫频光源和探测器；所述光纤耦合器的另一端分别连接参考臂和样品臂；所述样品臂的另一端正对待测样品；所述控制处理器分别与所述探测器和所述样品臂连接；

所述扫频光源，用于提供初始光；

所述光纤耦合器，用于将所述扫频光源发出的初始光分为两路，两路初始光分别进入参考臂和样品臂；

所述参考臂，用于将进入的光束进行准直后再反射，得到参考光，所述参考光沿原路返回进入所述光纤耦合器；

所述样品臂包括第二准直镜、若干4f系统、第一扫描振镜、第二扫描振镜、可变形镜、第二平面镜、聚焦透镜、分光镜、波前传感器；

进入所述样品臂的光束经第二准直镜准直后穿过所述分光镜，进入一4f系统后到达第一扫描振镜，然后又经过一4f系统后到达第二扫描振镜，再经过一4f系统进入可变形镜，接着经过一4f系统到达第二平面镜，最后通过聚焦透镜聚焦至待测样品；

待测样品表面反射的样品光经原路返回，到达分光镜时被分为两束，一束经分光镜反射进入波前传感器，另一束透过所述分光镜返回至所述光纤耦合器，进入所述光纤耦合器的样品光与参考光发生干涉，产生干涉信号。

所述探测器，用于采集所述干涉信号，并将所述干涉信号传送给所述控制处理器；

所述控制处理器，用于对接收到的干涉信号进行处理运算，生成脑血管图像。

进一步地，所述探测器为平衡探测器。

进一步地，所述光纤耦合器包括第一耦合器，第二耦合器和第三耦合器；

所述第一耦合器、第二耦合器、第三耦合器均为2×2光纤耦合器；

所述第一耦合器的一输入端与所述扫频光源连接，另一输入端与所述平衡探测器连接，所述第一耦合器的一输出端放空，另一输出端与所述第二耦合器的一输入端连接；

所述第三耦合器的一输入端与所述平衡探测器连接，另一输入端放空；所述第三耦合器的一输出端与所述第二耦合器的另一输入端连接，另一输出端放空；

所述第二耦合器的一输出端与参考臂连接，另一输出端与样品臂连接。

进一步地，所述参考臂包括第一准直镜和第一平面镜，进入参考臂的光束经第一准直镜准直后到达第一平面镜，经第一平面镜反射后得到参考光，所述参考光沿原路返回进入所述光纤耦合器。

进一步地，所述4f系统由两个环面镜组成。

进一步地，所述可变形镜为静电驱动的mems可变形镜。

进一步地，所述波前传感器包括132×132微透镜阵列和面阵相机。

进一步地，所述控制处理器包括第一控制处理器和第二控制处理器，所述第一控制处理器分别与所述波前传感器和可变形镜电连接，所述第二控制处理器分别与所述第一扫描振镜、第二扫描振镜和探测器电连接。

进一步地，所述扫频光源的中心波长为1040-1310nm，扫描速率为50-100khz，相干长度为10-15mm。

本发明的有益效果是：本发明公开一种基于扫频自适应光学oct的脑血管成像设备，包括扫频光源，光纤耦合器，参考臂，样品臂，探测器、控制处理器，本发明提供的脑血管成像设备通过在样品光路中引入波前传感器和可变形镜等自适应光学元件，通过捕获波前相差，然后通过控制处理器对可变形镜进行调整，可以大大提升系统分辨率。采用扫频光源，提高测试灵敏度，能够更好地探测到系统的深度信息；而且本发明的脑血管成像设备无需造影剂，避免了对人体的伤害。

附图说明

为了更清楚地说明本发明实施例或现有技术中的技术方案，下面将对实施例中所需要使用的附图作简单地介绍，显而易见地，下面描述中的附图仅仅是本发明的一些实施例，对于本领域普通技术人员来讲，在不付出创造性劳动性的前提下，还可以根据这些附图获得其他的附图。

图1是本发明实施例一种基于扫频自适应光学oct的脑血管成像设备的结构示意图；

图2是本发明实施例中波前传感器的结构示意图；

图3是本发明实施例中面阵相机的结构示意图。

具体实施方式

以下将结合实施例和附图对本发明公开的构思、具体结构及产生的技术效果进行清楚、完整的描述，以充分地理解本发明公开的目的、方案和效果。需要说明的是，在不冲突的情况下，本申请中的实施例及实施例中的特征可以相互组合。

参照图1所示，本发明实施例提供的一种基于扫频自适应光学oct的脑血管成像设备，包括扫频光源1，光纤耦合器，参考臂，样品臂，探测器25，控制处理器；

所述光纤耦合器的一端分别连接扫频光源1和探测器25；所述光纤耦合器的另一端分别连接参考臂和样品臂；所述样品臂的另一端正对待测样品；所述控制处理器分别与所述探测器25和所述样品臂连接；

所述扫频光源1，用于提供初始光；

所述光纤耦合器，用于将所述扫频光源1发出的初始光分为两路，两路初始光分别进入参考臂和样品臂；

所述参考臂，用于将进入的光束进行准直后再反射，得到参考光，所述参考光沿原路返回进入所述光纤耦合器；

所述样品臂包括第二准直镜7、分光镜8、波前传感器9、第一环面镜10、第二环面镜11、第一扫描振镜12、第三环面镜13、第四环面镜14、第二扫描振镜15、第五环面镜16、第六环面镜17、可变形镜18、第七环面镜19、第八环面镜20、第二平面镜21、聚焦透镜22；其中，第一环面镜10和第二环面镜11、第三环面镜13和第四环面镜14、第五环面镜16和第六环面镜17、第七环面镜19和第八环面镜20分别组成4个4f系统。

进入所述样品臂的光束经第二准直镜7准直后穿过所述分光镜8，进入一4f系统后到达第一扫描振镜12，然后又经过一4f系统后到达第二扫描振镜15，再经过一4f系统进入可变形镜18，接着经过一4f系统到达第二平面镜21，最后通过聚焦透镜22聚焦至待测样品。

待测样品表面反射的样品光经原路返回，到达分光镜8时被分为两束，一束经分光镜8反射进入波前传感器9，另一束透过所述分光镜8返回至所述光纤耦合器，进入所述光纤耦合器的样品光与参考光发生干涉，产生干涉信号。

所述探测器25，用于采集所述干涉信号，并将所述干涉信号传送给所述控制处理器；

所述控制处理器，用于对接收到的干涉信号进行处理运算，生成脑血管图像。

作为上述技术方案的进一步改进，所述探测器25为平衡探测器，所述光纤耦合器包括第一耦合器2，第二耦合器3和第三耦合器4；第一耦合器2、第二耦合器3、第三耦合器4均为2×2光纤耦合器；第一耦合器2的一输入端与扫频光源1连接，另一输入端与探测器25连接，第一耦合器2的一输出端放空，另一输出端与第二耦合器3的一输入端连接；第三耦合器4的一输入端与探测器25连接，另一输入端放空；第三耦合器4的一输出端与第二耦合器3的另一输入端连接，另一输出端放空；第二耦合器3的一输出端与参考臂连接，另一输出端与样品臂连接；

作为上述技术方案的进一步改进，所述参考臂包括第一准直镜5和第一平面镜6，进入参考臂的光束经第一准直镜5准直后到达第一平面镜6，经第一平面镜6反射后得到参考光，所述参考光沿原路返回进入所述光纤耦合器；

作为上述技术方案的进一步改进，所述控制处理器包括第一控制处理器23和第二控制处理器24，所述第一控制处理器23分别与波前传感器9和可变形镜18电连接，所述第二控制处理器24分别与第一扫描振镜12、第二扫描振镜15和探测器25电连接。

本实施例提供的脑血管成像设备工作时，扫频光源1发出的初始光进入一个2×2的第一耦合器2，被分成两束光线，一束放空，另外一束进入第二耦合器3中，进入第二耦合器3的光线被分成两束，一束进入参考臂，通过第一准直镜5准直后打到第一平面镜6上反射后得到参考光，所述参考光沿原路返回进入所述光纤耦合器；另一束进入样品臂，先经过第二准直镜7准直后穿过分光镜8，接着进入由第一环面镜10和第二环面镜11组成的4f系统到达第一扫描振镜12，再经过由第三环面镜13和第四环面镜14组成的4f系统进入第二扫描振镜15，然后经过由第五环面镜16和第六环面镜17组成的4f系统，进入可变形镜18，最后经过由第七环面镜19和第八环面镜20组成的4f系统成为一束平行光，并经过第二平面镜21的反射，通过聚焦透镜22聚焦到需要探测的脑血管组织表面；

光线在脑血管组织上进行反射后得到样品光，样品光沿原路返回，到达分光镜8的时候，一部分经分光镜8反射进入波前传感器9，捕获得到波前相差，然后传送到第一控制处理器23，第一控制处理器23经过计算，对可变形镜18进行调整，以达到矫正波前像差的目的；另一部分光透过分光镜8，进入第二耦合器3，进入所述第二耦合器3的样品光与参考光发生干涉，产生干涉信号，干涉信号被等分成两份光线，然后分别经过第一耦合器2和第三耦合器4进入探测器25。探测器25接收到的干涉信号经过模数转换传递给第二控制处理器24，第二控制处理器24根据探测器25传递来的信息进过数据处理，得到脑血管图。

可变形镜18是自适应光学系统中的重要部件之一，其通过改变自己表面面形来补偿波前相位畸变，作为波前校正器件校正波前误差，因此可变形镜18关系到整个自适应光学系统的校正能力和校正精度，现有技术中，有通过压电控制，改变表面面形的；也有通过静电驱动改变表面面形的，在本发明一优选实施例中，可变形镜18为bostonmicromachinescorporation(bmc)公司生产的mems可变形镜，其使用静电驱动，在变形时不会像压电可变形反射镜一样产生迟滞，可以快速改变波前相位，大大提高了系统的工作性能。

参照图2和图3，本发明实施例提供的波前传感器9也是自适应光学系统中的重要部件之一，其通常为哈特曼-夏克波前传感器，该传感器通常由一组微透镜阵列901和一个面阵相机902组成，具体工作原理如下：孔径大小和焦距相同的微透镜阵列把主孔划分为若干个子孔径分别成像，面阵相机测量每个子孔径的像点，根据像点光斑的位置和光强分布计算出每个像点的光斑质心，通过与标准理想点位置对比进而可以由几何关系得出畸变波前被微透镜阵列分割的子孔径范围内的波前平均斜率，从而得出整个孔径上的波前相位分布。因此，微透镜阵列孔径越多，传感器越敏感，但由于加工成本的制约等，需要综合考虑。本发明一优选实施例中，波前传感器9由132×132微透镜阵列901和面阵相机902组成，可根据需求替换微透镜阵列，增加系统的柔性适应能力。

扫频光源1是影响设备分辨率的主要因素，理想的扫频光源1需要满足线性的频率扫描、窄的瞬时线宽、宽的扫频范围和高的输出功率，因此优选地，本发明实施例的扫频光源1的中心波长为1040-1310nm，扫描速率为50-100khz，相干长度为10-15mm；在一优选的实施例中，扫频光源1中心波长为1040nm，扫描速率为100khz，相干长度为12mm，如可以选用axsun公司生产的oct1060型号产品；在另一实施例中，扫频光源1中心波长为1200nm，扫描速率为70khz，相干长度为15mm。

本发明实施例通过在样品光路中引入波前传感器9和可变形镜18等自适应光学元件，通过捕获波前相差，然后通过控制处理器对可变形镜18进行调整，可以大大提升系统分辨率。进一步的，采用扫频光源1，并通过参数优化选择，提高测试灵敏度，能够更好地探测到系统的深度信息，因此，本发明的基于扫频自适应光学oct的脑血管成像设备一方面系统分辨率高，可以达到微米级别，另一方面，系统能更好地探测到较深度上的信息，更好地对血管进行成像。而且本发明的基于扫频自适应光学oct的脑血管成像设备不需要造影剂，完全无创检测，避免了对人体的损伤和潜在风险。

同时，本发明的基于扫频自适应光学oct的脑血管成像设备，光路设计合理，结构紧凑。

根据上述说明书的揭示和教导，本发明所属领域的技术人员还可以对上述实施方式进行变更和修改。因此，本发明并不局限于上面揭示和描述的具体实施方式，对本发明的一些修改和变更也应当落入本发明的权利要求的保护范围内。此外，尽管本说明书中使用了一些特定的术语，但这些术语只是为了方便说明，并不对本发明构成任何限制。