一种大景深微米分辨率光学相干层析成像内窥探头

1.本发明涉及光学相干层析成像的技术领域，尤其是涉及一种大景深微米分辨率光学相干层析成像内窥探头。


背景技术：

2.光学相干层析成像术(optical coherence tomography,oct)是一种基于迈克尔逊干涉的差分探测技术，可获取高分辨的断层图像，包括扫频oct、偏振oct、全场oct等不同的形式。
3.oct内窥也是其中重要的分支之一，在医学临床领域具有广泛应用的前景，如心血管、消化系统、脑部神经科和妇科腔体组织等。oct内窥镜用于血管介入手术时，需经动脉进入人体，在x-ray血管显影图像的引导下定位冠状动脉待测位置，再注射2-3秒的生理盐水，将待测位置处的血液移除视场，同时，在该时间段内oct内窥镜沿血管方向进行5-10cm的螺旋扫描，可实时获取冠状动脉壁微结构信息。oct内窥镜也可监测喉内壁的上皮微结构、气道形状和大小信息，分析诊断异型增生，喉癌和阻塞性睡眠呼吸暂停等疾病。此外，在食管、肠胃、女性的腔体疾病诊断中也发挥着重要作用。
4.腔体组织病变的发展始于表皮以下，早期的病变引起的生物组织形态变化较小，而传统oct系统具有10微米左右的分辨率，无法清晰的观察到精细结构。为提高横纵分辨率，理论上可通过选用超带宽的光源和大数值孔径的物镜来实现。
5.然而，光束的带宽越大，则其经过光学元件后产生的色散就越严重，从而使得实际成像的纵向分辨率大大降低。另一方面，物镜的数值孔径越大，则其高横向分辨率被局限的深度范围就越小，导致实际成像中其它深度区域的重建结果模糊。
6.有基于此，我们设计了一种大景深微米分辨率光学相干层析成像内窥探头。


技术实现要素：

7.针对现有技术存在的不足，本发明旨在提供一种大景深微米分辨率光学相干层析成像内窥探头，补偿由于多波长光束引起的色散问题，及解决横向分辨率与焦深的矛盾问题，以同时实现先大景深和消色散的目的。
8.本发明的上述目的是通过以下技术方案得以实现：
9.一种大景深微米分辨率光学相干层析成像内窥探头，包括单模光纤段、多模光纤段、玻璃或空气间隔段、渐变折射率透镜和环形相位片；所述单模光纤段将来自激光器的准基模光束传导至多模光纤段，光束在多模光纤段中传输时，高阶模态光场可被激发，从其输出端出射的多种模式分布的光束在玻璃或空气间隔段以一定的发散角继续传输，再经渐变折射率透镜聚焦，聚焦后的光束的中心区域部分直接会聚到光轴上，而环形区域部分的光束经环形相位片后会聚到光轴上，两区域的会聚光斑沿轴分离。
10.通过采用上述的技术方案，聚焦多模光纤的高阶模场至不同的焦点位置，扩展成像景深；基于环形相位片对光束的相位延迟，实现一次重建获取三幅图像，使其中两幅形成
共轭线性相位后，通过色散补偿算法可实现色散补偿；大景深消色散的光学相干层析成像内窥探头，在腔体组织的早期病变方面具有临床应用价值。
11.本发明进一步的技术方案设置为，所述单模光纤段可传导的光束波长范围为可见光至远红外。
12.本发明进一步的技术方案设置为，所述多模光纤段的长度在cm量级，其模场直径在几十微米量级，可传导光束的波长范围从可见光至远红外，且光束传导过程中可激发出两种以上的高阶模态。
13.本发明进一步的技术方案设置为，所述玻璃或空气间隔段的长度在mm量级，其外径不大于渐变折射率透镜的外径，同时，在传导光束过程中不改变光场模式。
14.本发明进一步的技术方案设置为，所述渐变折射率透镜聚焦多模态光束，将不同模态的光束会聚至光轴的不同位置，扩大焦深，且可传导可见光至远红外的光束。
15.本发明进一步的技术方案设置为，所述环形相位片位于渐变折射率透镜的出射端面，中心区域中空使该区域的光束直接聚焦到焦点，而经过环形相位片的光束产生一定的相位延迟，其聚焦位置与直接聚焦的位置有平移。
16.本发明进一步的技术方案设置为，所述经环形相位片的光束会产生相位延迟，光束经光学相干层析成像内窥探头入射到样品时会产生相位延迟，光束从样品反射后再返回到光学相干层析成像内窥探头，会产生第二次相位延迟；返回光束可存在三种相位状态，分别对应于直接从环形相位片中空区域会聚后，再经该中空区域返回到内窥探头的光束；直接从环形相位片中空区域会聚，但经环形区域返回的光束；经环形区域会聚和返回的光束。
17.本发明进一步的技术方案设置为，所述返回光束具有三种相位延迟，使得单次光学相干层析成像获取了三个具有不同相位延迟的干涉信号，可以表达为
[0018][0019]
其中，ki为入射到i像元上光束的波数，s指像元面积，
△
k表示像元所接收光束对应的带宽，(x,y)和(x',y')分别是像元面和物面，z是深度方向的坐标，s(k)为光源的光功率谱密度，而rr和rs(x',y',z)分别为参考镜反射率和样品某一位置的反射率，n(x',y'；k)是样品折射率，φ0是初始相位差。
[0020]
本发明进一步的技术方案设置为，所述单次成像可以获得三个干涉信号，重建这三个干涉信号就可以获得同一待测样品的三幅重建图像；通过调节参考臂使得参考光程向样品深度方向位移，直到三幅重建图像中任意两幅对应的干涉信号的线性相位共轭，将共轭相位相加后，再减去由环形相位片引入的相移量即可得到色散相位；共轭相位表示为：
[0021][0022][0023]
其中，为初始相位，为系统色散相位，为样品引入相位，δd是环
形相位片厚度。
[0024]
本发明进一步的技术方案设置为，还包括有安装套管，所述多模光纤段、玻璃或空气间隔段、渐变折射率透镜和环形相位片位于所述安装套管内，所述单模光纤段从所述安装套管的一端穿出。
[0025]
综上所述，本发明包括以下至少一种有益技术效果：
[0026]
本发明中，聚焦多模光纤的高阶模场至不同的焦点位置，扩展成像景深；基于环形相位片对光束的相位延迟，实现一次重建获取三幅图像，使其中两幅形成共轭线性相位，通过色散补充算法可实现色散补偿；大景深消色散的光学相干层析成像内窥探头，在腔体组织的早期病变方面具有临床应用价值。
附图说明
[0027]
为了更清楚地说明本发明实施例中的技术方案，下面将对实施例或现有技术描述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的前提下，还可以根据这些附图获得其他的附图。
[0028]
图1为本发明实施例1的结构示意图；
[0029]
图2为本发明实施例1中环形相位片延迟光束的示意图；
[0030]
图3为本发明实施例1中一次测量重建出的三幅图像的示意图；
[0031]
图4为本发明实施例1的使用状态图；
[0032]
图5为本发明实施例2的结构示意图；
[0033]
图6为本发明实施例3的结构示意图。
[0034]
附图标记：1、单模光纤段；2、多模光纤段；3、玻璃或空气间隔段；4、渐变折射率透镜；5、环形相位片；6、安装套管；7、反射镜。
具体实施方式
[0035]
为使本技术实施例的目的、技术方案和优点更加清楚，下面将结合本技术实施例的附图，对本技术实施例的技术方案进行清楚、完整地描述。显然，所描述的实施例是本技术的一部分实施例，而不是全部的实施例。基于所描述的本技术的实施例，本领域普通技术人员在无需创造性劳动的前提下所获得的所有其它实施例，都属于本技术保护的范围。
[0036]
除非另作定义，此处使用的技术术语或者科学术语应当为本技术所属领域内具有一般技能的人士所理解的通常意义。本技术专利申请说明书以及权利要求书中使用的“一个”或者“一”等类似词语，不表示数量限制，而是表示存在至少一个。
[0037]
在本技术说明书和权利要求书的描述中，术语“上”、“下”、“水平”等指示的方位或位置关系为基于附图所示的方位或位置关系，仅是为了便于描述本技术和简化描述，而不是指示或暗示所指的装置或单元必须具有特定的方向、以特定的方位构造和操作，因此，不能理解为对本技术的限制。
[0038]
本发明公开了一种大景深微米分辨率光学相干层析成像内窥探头。
[0039]
实施例1：
[0040]
如图1至图4所示，大景深微米分辨率光学相干层析成像内窥探头，单模光纤段1、
多模光纤段2、玻璃或空气间隔段3、渐变折射率透镜4和环形相位片5，上述各光学元件依次用光学胶水粘合。
[0041]
具体的，单模光纤段1将来自激光器的准基模光束传导至多模光纤段2，光束在多模光纤段2中传输时，高阶模态光场可被激发，从其输出端出射的多种模式分布的光束在玻璃或空气间隔段3以一定的发散角继续传输，再经渐变折射率透镜4聚焦，聚焦后的光束的中心区域部分直接会聚到光轴上，而环形区域部分的光束经环形相位片5后会聚到光轴上，两区域的会聚光斑沿轴分离。
[0042]
在本实施例中，单模光纤段1可传导的光束波长范围为可见光至远红外。
[0043]
优选的，多模光纤段2的长度在cm量级，其模场直径在几十微米量级，可传导光束的波长范围从可见光至远红外，且光束传导过程中可激发出两种以上的高阶模态。聚焦多模光纤的高阶模场至不同的焦点位置，扩展成像景深。
[0044]
优选的，玻璃或空气间隔段3的长度在mm量级，其外径不大于渐变折射率透镜4的外径，同时，在传导光束过程中不改变光场模式。
[0045]
渐变折射率透镜4聚焦多模态光束，将不同模态的光束会聚至光轴的不同位置，扩大焦深，且可传导可见光至远红外的光束。
[0046]
如图1和图2所示，环形相位片5位于渐变折射率透镜4的出射端面，中心区域中空使该区域的光束直接聚焦到焦点，而经过环形相位片5的光束产生一定的相位延迟，其聚焦位置与直接聚焦的位置有平移。
[0047]
经环形相位片5的光束会产生相位延迟，光束经光学相干层析成像内窥探头入射到样品时会产生相位延迟，光束从样品反射后再返回到光学相干层析成像内窥探头，会产生第二次相位延迟；返回光束可存在三种相位状态，分别对应于直接从环形相位片5中空区域会聚后，再经该中心区域返回到内窥探头的光束；直接从环形相位片5中空区域会聚，但经环形区域返回的光束；经环形区域会聚和返回的光束。
[0048]
在本实施例中，返回光束具有三种相位延迟，使得单次光学相干层析成像获取了三个具有不同相位延迟的干涉信号，可以表达为：
[0049][0050]
其中，ki为入射到i像元上光束的波数，s指像元面积，
△
k表示像元所接收光束对应的带宽，(x,y)和(x',y')分别是像元面和物面，z是深度方向的坐标，s(k)为光源的光功率谱密度，而rr和rs(x',y',z)分别为参考镜反射率和样品某一位置的反射率，n(x',y'；k)是样品折射率，φ0是初始相位差。
[0051]
在本实施例中，单次成像可以获得三个干涉信号，重建这三个干涉信号就可以获得同一待测样品的三幅重建图像；通过调节参考臂使得参考光程向样品深度方向位移，直到三幅重建图像中任意两幅对应的干涉信号的线性相位共轭，将共轭相位相加后，再减去由环形相位片55引入的相移量即可得到色散相位；共轭相位表示为：
[0052][0053][0054]
其中，为初始相位，为系统色散相位，为样品引入相位，δd是环形相位片厚度。
[0055]
如图3所示，基于环形相位片5对光束的相位延迟，实现一次重建获取三幅图像，使其中两幅形成共轭线性相位，可实现色散补偿。
[0056]
如图4所示，使用时，可将光束聚焦至前端，对待测样品进行前向扫描。
[0057]
本发明实施例的实施原理为：
[0058]
本发明中，聚焦多模光纤的高阶模场至不同的焦点位置，扩展成像景深；基于环形相位片5对光束的相位延迟，实现一次重建获取三幅图像，使其中两幅形成共轭线性相位，通过色散补偿算法可实现色散补偿；大景深消色散的光学相干层析成像内窥探头，在腔体组织的早期病变方面具有临床应用价值。
[0059]
实施例2：
[0060]
如图5所示，本实施例与实施例1的不同之处在于，在内窥探头上安装有安装套管6，多模光纤段2、玻璃或空气间隔段3、渐变折射率透镜4和环形相位片5位于安装套管6内，单模光纤段1从安装套管6的一端穿出。
[0061]
具体的，安装套管6可以是具有生物相容性的软质材料，也可以是金属硬管。安装套管6是单模光纤段1、安装套管6、多模光纤段2、玻璃或空气间隔段3、渐变折射率透镜4和环形相位片5的支撑载体和保护套。
[0062]
继续如图5所示，在本实施例中，可通过旋转扫描，获取二维和三维信号。
[0063]
实施例3：
[0064]
如图6所示，本实施例与实施例1的不同之处在于，在内窥探头上安装有反射镜7，即在渐变折射率透镜4的前端安装反射镜7，通过反射镜7将光束聚焦到侧向，对待测样品进行侧向扫描。
[0065]
以上显示和描述了本发明的基本原理和主要特征和本发明的优点。本行业的技术人员应该了解，本发明不受上述实施例的限制，上述实施例和说明书中描述的只是说明本发明的原理，在不脱离本发明精神和范围的前提下，本发明还会有各种变化和改进，这些变化和改进都落入要求保护的本发明范围内。本发明要求保护范围由所附的权利要求书及其等效物界定。