阅读说明：本技术 一种光热光学相干层析成像方法及系统 (A kind of photo-thermal optical coherence chromatography imaging method and system ) 是由 魏波 唐志列 袁治灵 于 2019-07-29 设计创作，主要内容包括：本发明涉及一种光热光学相干层析成像方法及系统,通过在同一位置重复采集光谱信号,将经过傅里叶变换的光谱信号与参考调制信号进行互相关运算,通过用相同周期内的理想信号积分面积和所述光热信号采样面积求解平均幅值,将所述平均幅值乘上设定的光程差与平均幅值的比值,获得光程差；将获取的光程差进行归一化获得信号幅值比,根据信号幅值比进行光热成像,相对于现有技术,本发明可在特定深度范围内和复杂形貌条件实现清晰成像。(The present invention relates to a kind of photo-thermal optical coherence chromatography imaging method and systems, by in same position repeated acquisition spectral signal, computing cross-correlation is carried out by the spectral signal Jing Guo Fourier transformation and with reference to modulated signal, by in same period ideal signal integral area and the Photothermal Signals sampling area solve average amplitude, the average amplitude is multiplied by the optical path difference of setting and the ratio of average amplitude, obtains optical path difference；The optical path difference that will acquire, which is normalized, obtains signal amplitude ratio, and according to signal amplitude than carrying out photothermal imaging, compared with the existing technology, the present invention can be within the scope of certain depth and complex topography condition realizes blur-free imaging.)

一种光热光学相干层析成像方法及系统

技术领域

本发明涉及光学成像领域，尤其是涉及一种光热光学相干层析成像方法及系统。

背景技术

光学相干层析扫描(OCT)是一种非接触式高分辨率、可进行三维成像的成像技术。由于它具有无创性、层析成像、高分辨率等优势，受到了越来越广泛的研究，近些年来，在眼科、生物组织检测等方面发挥着重要的作用。光热效应是指样品中的内源性或者外源性吸收剂将光能转化成热能导致样品内部的折射率变化和弹性膨胀，最终引起光程差的变化。光热成像可以将两者结合起来，利用OCT系统直接对组织内部光热效应进行内源性原位探测。通常，在OCT系统基础上，将调制的泵浦光与样品臂的焦点位置重叠，可以得到光热OCT(PT-OCT)系统。PT-OCT可以获取样品吸收系数分布且具有与OCT相同的纵向分辨率和层析能力；仅需对泵浦光和OCT的探测光束进行共轴，更换不同的光源时不需要改变其他核心部分，方便快捷。

现有技术在进行PT-OCT成像时，主要通过多普勒原理算法和相位差分方法进行信号的获取与处理，其中，多普勒原理算法是先分别求出两个一次线扫描的绝对分布，再利用其相位作差求得相位变化量。然而，该方法在散射信号较弱时，无法准确地求出绝对相位，容易导致弱信号区域成像缺失。相位差分方法是对相邻两个一次线扫描的光谱作差，再对其进行傅里叶变换后计算相位差，并取其相位差最大值作为光热信号。这种方法的好处是抑制弱信号区域相位随机导致噪声大的问题，缺点是相位变化较大时会有较大误差。

光热效应引起的相位变化时往往存在很大噪声，导致周期变化的相位差信号被淹没在大量的噪声中，影响成像效果。

发明内容

本发明的目的在于克服现有技术的缺点与不足，提供一种清晰成像的光热光学相干层析成像方法及系统。

一种光热光学相干层析成像方法，其特征在于：

在同一位置重复采集光谱信号；

对光谱信号进行傅里叶变换处理，将处理后的光谱信号与参考调制信号f(t)＝sin(2πf₀t)进行互相关运算，获得光热信号；其中f₀为泵浦光调制频率，t为照射时间；利用相同周期内的理想信号积分面积和所述光热信号采样面积求解平均幅值，将所述平均幅值乘上设定的光程差与平均幅值的比值，获得光程差；

将获取的光程差进行归一化获得信号幅值比，根据信号幅值比进行光热成像。

现对于现有技术，本发明通过将进行傅里叶变换处理后的光谱信号与参考调制信号进行互相关运算，提取有效光热信号并抑制噪声，通过用相同周期内的理想信号积分面积和所述光热信号采样面积求解平均幅值，根据光程差与平均幅值的比例参数获得光程差；将获取的光程差进行归一化获得信号幅值比，根据信号幅值比进行光热成像，本发明提高了弱信号区域成像对比度，可在特定深度范围内和复杂形貌条件下实现清晰成像。

在本发明一个实施例中，在对光谱信号进行傅里叶变换处理步骤之前，还包括以下步骤：将采集到的光谱信号减去背景光信号后进行插值运算，其中，所述背景光信号为遮挡样品后采集到的光谱信号。通过将采集到的光谱信号减去背景光信号后进行插值运算，降低环境对样品光信号的干扰，提高光热成像效果。

在本发明一个实施例中，所述利用相同周期内的理想信号积分面积和所述光热信号采样面积求解平均幅值的步骤具体包括：在相同调制周期内，将理想分析信号积分获得理想信号面积，将所述光热信号与采样间隔时间的乘积求和获得实际采样面积，将理想信号面积和实际采样面积视为相等，求解平均幅值。通过对理想信号面积实际采样面积联合求解平均幅值，降低了噪声对求解结果的影响，提高准确性。

本发明还提供了一种光热光学相干层析成像系统，包括：

光谱信号采集装置，用于在同一位置重复采集光谱信号

光程差获取模块，用于对光谱信号进行傅里叶变换处理，将处理后的光谱信号与参考调制信号f(t)＝sin(2πf₀t)进行互相关运算，获得光热信号；其中f₀为泵浦光调制频率，t为照射时间；利用相同周期内的理想信号积分面积和所述光热信号采样面积求解平均幅值，将所述平均幅值乘上设定的光程差与平均幅值的比值，获得光程差；

光热成像模块，用于将获取的光程差进行归一化获得信号幅值比，根据信号幅值比进行光热成像。

在本发明一个实施例中，所述光谱信号采集装置包括激光器、光环形器、宽带耦合器、参考臂、样品臂、准直透镜、体相位全息透射光栅、聚焦透镜和线阵CCD相机，所述激光器与宽带耦合器通过光环形器连接，所述宽带耦合器将激光器发出的光束分别输出至参考臂和样品臂；从参考臂返回的光和从样品臂返回的光返回宽带耦合器形成干涉光，所述干涉光从宽带耦合器出射后依次经准直透镜、体相位全息透射光栅及聚焦透镜聚焦到线阵CCD相机上进行光谱信号的采集。

在本发明一个实施例中，所述参考臂包括位于同一光路上的光纤准直器、聚焦透镜和平面反射镜，经光纤准直器准直后的平行光束输出至聚焦透镜，经聚焦透镜聚焦至平面反射镜后光线原路返回宽带耦合器；

所述样品臂包括光纤准直器、泵浦激光器和聚焦透镜，经光纤准直器准直后的平行光束与泵浦激光器发出的调制后的激光通过聚焦透镜聚焦到样品上，样品的散射光原路返回至宽带耦合器。

在本发明一个实施例中，所述光程差获取模块在相同调制周期内，将理想分析信号积分获得理想信号面积，将所述光热信号与采样间隔时间的乘积求和获得实际采样面积，将理想信号面积和实际采样面积视为相等，求解平均幅值。

在本发明一个实施例中，所述样品臂还包括二维扫描振镜装置，所述二维扫描振镜装置设置在光纤准直器与聚焦透镜之间，将光纤准直器出射的平行光束反射至聚焦透镜上，所述二维扫描振镜装置包括第一振镜和第二振镜，所述第一振镜和第二振镜平行设置，所述第二振镜可沿与平行光路的方向移动。

在本发明一个实施例中，所述光程差获取模块在对光谱信号进行傅里叶变换处理步骤，将采集到的光谱信号减去背景光信号后进行插值运算，其中，所述背景光信号为遮挡样品后采集到的光谱信号。

现对于现有技术，本发明通过将进行傅里叶变换处理后的光谱信号与参考调制信号进行互相关运算，提取有效光热信号并抑制噪声，通过用相同周期内的理想信号积分面积和所述光热信号采样面积求解平均幅值，根据光程差与平均幅值的比例参数获得光程差；将获取的光程差进行归一化获得信号幅值比，根据信号幅值比进行光热成像，本发明可在特定深度范围内和复杂形貌条件下实现清晰成像。

为了更好地理解和实施，下面结合附图详细说明本发明。

附图说明

图1是本发明实施例1中一种光热光学相干层析成像方法的流程图；

图2是本发明实施例2中一种光热光学相干层析成像系统的结构图；

图3是本发明实施例2中光谱信号采集装置1的结构示意图；

图4为现有的光热光学相干层析成像系统和本发明所述光热光学相干层析成像系统进行模拟实验的层析图对比；

图5为现有的光热光学相干层析成像系统和本发明所述光热光学相干层析成像系统进行鼠耳血管成像的三维结构对比图；

图6为对应图5中的同一位置的灰度值分析图；

图7为利用本发明光热光学相干层析成像系统扫描接种乳腺癌后的小鼠肿瘤部位表皮的三维成像图。

具体实施方式

实施例1

请参阅图1，其是本发明实施例中的光热光学相干层析成像方法的流程图。

一种光热光学相干层析成像方法，包括以下步骤：

S1：在同一位置重复采集光谱信号；所述光谱信号为样品吸收泵浦光照射后发出的散射光，样品中的内源性或外源性吸收剂将光能转化成热能导致样品内部的折射率变化和弹性膨胀，最终引起光程差的变化。

在本实施例中，样品是一个多层的散射结构，多层散射组织不同深度上的后向散射系数为A(z)，那么从样品臂散射回来的光是多层散射组织不同深度的光的叠加，干涉的光谱信号I(k,z)可以表示为：

其中，k是波数，S(k)是光源的功率谱密度，R_r＝A_r exp(i2kr)是从参考臂返回的光波，假设R_r＝1且r＝0，那么(1)式可简化为：

式中第一项是背景光的自相干光谱；第二项是参考臂回光和多层散射组织的后向散射光的互相干光谱，包含多层散射组织不同深度的后向散射光的振幅信息，表示为不同频率的余弦成分的叠加；第三项是多层散射组织的后向散射光的自相干光谱，是多层散射组织的不同深度处后向散射光的互相干。对(2)式沿着波矢k方向进行傅里叶变换，可得:

其中,表示卷积，δ(z)是脉冲响应，是A(z)的自相关函数，z为表示当前深度，集中在z为0附近，只要将样品远离0光程差处，可以避免镜像图像a(-z)与样品图像a(z)的混叠，就能区分层析信号与自相关信号。由此可见，对采集到的光谱信号沿着波数方向进行傅里叶变换，就能得到样品的深度信息。

在一个实施例中，在对光谱信号进行傅里叶变换处理步骤之前，还包括以下步骤：将采集到的光谱信号减去背景光信号后进行插值运算，其中，所述背景光信号为遮挡样品后采集到的光谱信号，降低环境对样品光信号的干扰，提高光热成像效果。

S2：对光谱信号进行傅里叶变换处理，将处理后的光谱信号与参考调制信号f(t)＝sin(2πf₀t)进行互相关运算，获得光热信号；其中f₀为泵浦光调制频率，t为照射时间；利用相同周期内的理想信号积分面积和所述光热信号采样面积求解平均幅值，将所述平均幅值乘上设定的光程差与平均幅值的比值，获得光程差；在样品受泵浦光调制时，样品热膨胀及折射率变化引起相位变化，此时相位变化反映样品吸收系数结构信息。

在周期性泵浦光作用下，当时间t足够大，达到热平衡状态，再利用傅里叶变换处理得到的信号I(z,t)，与参考调制信号f(t)＝sin(2πf₀t)互相关运算获得光热信号(PT-OCT)。具体地，将500个调制周期的OCT频域信号与参考调制信号互相关，获得有效光热信号并抑制噪声。为了简化算式，引入互相关操作“CC()”，这样可以表示为：

I_PT(z,t)＝CC(I(z,t),f(t))， (4)

其中，I_PT是互相关提取的光热信号，f₀是泵浦光调制频率，sin(2πf₀t₀)是参考调制信号。计算整理后，可以将在深度z₀处的PT-OCT信号近似看作：

其中，A_S(z₀,t)代表深度z₀处的幅值，N(z₀)代表在深度z₀处仍然存在的噪声及零漂，是分析信号h(z₀,t)的初始相位。为了减小噪声影响，将h(z,t)进行处理，得到理想的光热分析信号g(z,t)，可表示为：

其中，为每个调制周期内分析信号的平均值，N(z,t)表示在深度z处存在的噪音及零飘。

具体地，在相同调制周期内，将理想分析信号积分获得理想信号面积(即理想分析信号与X轴围成的面积)，将所述光热信号与采样间隔时间的乘积求和获得实际采样面积，将理想信号面积及实际采样面积视为相等，求解平均幅值：通过积分的方式，将周期T内的理想连续的光热分析信号曲线积分得到理想信号面积S₁。在计算中，近似认为可以较为理想地消除噪声，g(z₀,t)可以简化为则S₁为：

而实际在搭建的系统中，线阵CCD采样率为f_s，将一个调制周期内的PT-OCT实际采集到的信号强度乘上采样时间间隔得到实际采样面积S₂：

其中，X(t_i)是在第i次采样获得的PT-OCT信号,是一个周期内采样获得的PT-OCT信号的平均值，Δt是采样间隔时间。又因为S₁≈S₂，所以，联立上述三个公式可得m个调制周期的平均幅值：

所以，通过以上计算可以获得每个深度的平均幅值再利用平均幅值得到光程差的变化：

S3：将获取的光程差进行归一化获得信号幅值比，根据信号幅值比进行光热成像。，归一化后获得的信号幅值比为：

其中，LL是下限阈值(Low Limits)，HL是上限阈值(High Limits)。在一个实施例中，将平均幅值的最小值作为下限值，将平均幅值的最大值作为上限值作为成像参数。对于特定样品，也可以设置合适的阈值，进行对比度拉伸，更加方便识别特定范围的差别。

本发明是通过以下原理实现的：

光热效应是指样品在吸收泵浦光后，将光能转化成热量导致样品内部的折射率变化和弹性膨胀的过程。若周期性调制激光作为泵浦光，那么样品内部的折射率和体积将会呈周期性变化。由于样品对调制激光束的吸收，样品受光热诱导温度发生动态变化，其热传导方程如下：

其中，T(K)是温度，t(s)是时间，是光热激光能量密度，ρ(kg/m³)是样品的密度，c(J/kg*K)是样品的比热，α(m²/s)是样品的热扩散率(α＝k/ρc，其中k(W/m*K)是介质的热导率)。激光光斑尺寸与吸收深度相比较小的情况下，径向热传递是该热传导方程的主要形式，可以在圆柱坐标中求解。当连续调制泵浦光加热光束，热源温度随时间的变化将使样品经历两个变化：弹性膨胀和折射率的变化。两者产生的变化将导致由OCT系统检测到的光程差ΔOPL(z)的变化：

其中，T₀(K)是初始样品温度，n是折射率，是假设该模型恒定的热光系数，β(K^-1)是样品的热膨胀系数。

实施例2

如图2所示，本发明还提供了一种光热光学相干层析成像系统，包括：

光谱信号采集装置1，用于在同一位置重复采集光谱信号

在一个实施例中，如图3所示，所述光谱信号采集装置1包括激光器10、光环形器11、宽带耦合器12、参考臂13、样品臂14、准直透镜15、体相位全息透射光栅16、聚焦透镜17和线阵CCD相机18，所述激光器10与宽带耦合器12通过光环形器11连接，所述宽带耦合器12将激光器发出的光束分别输出至参考臂13和样品臂14；从参考臂13返回的光和从样品臂14返回的光返回宽带耦合器12形成干涉光，所述干涉光从宽带耦合器12出射后依次经准直透镜15、体相位全息透射光栅16及聚焦透镜17聚焦到线阵CCD相机18上进行光谱信号的采集。在本实施例中，所述激光器10中心波长为1310nm，带宽为58nm，所述宽带耦合器12为两侧分别设有2个输入/输出端，分光比为50:50的宽带耦合器，所述光谱信号的采集在线阵CCD相机18上的感光单元进行，所述线阵CCD相机18通过外接计算机进行光学成像。

在一个具体的实施例中，所述参考臂13包括位于同一光路上的光纤准直器131、聚焦透镜132和平面反射镜133，经光纤准直器准直后的平行光束输出至聚焦透镜，经聚焦透镜聚焦至平面反射镜后光线原路返回宽带耦合器；

在一个具体的实施例中，所述样品臂14包括光纤准直器141、泵浦激光器142和聚焦透镜144，经光纤准直器141准直后的平行光束与泵浦激光器142发出的调制后的激光通过聚焦透镜133聚焦到样品上，样品的散射光原路返回至宽带耦合器12。所述泵浦激光器142发出的泵浦光通过两个透镜145、146保证所述泵浦光与经光纤准直器141准直后的平行光束共轴，具体地，所述光纤准直器141的焦距为7.5mm，所述泵浦激光器142输出波长为532nm，频率为1kHz的泵浦光，所述聚焦透镜143的焦距为100mm。在其它实施例中，所述光谱信号采集装置1也可采用现有技术中常见的光谱信号采集装置。

在一个可选的实施例中，所述样品臂14还包括二维扫描振镜装置133，所述二维扫描振镜装置133设置在光纤准直器131与聚焦透镜134之间，所述二维扫描振镜装置133包括第一振镜1331和第二振镜1332，所述二维扫描振镜装置133用于控制光束的二维扫描位置，将光纤准直器131出射的平行光束反射至聚焦透镜134上。所述二维扫描振镜装置133可采用现有技术中常用的二维扫描振镜装置。

光信号处理装置2，所述光处理装置可以为计算机或其他可进行光热成像的电子设备，所述光信号处理装置2包括：

光程差获取模块21，用于对光谱信号进行傅里叶变换处理，将处理后的光谱信号与参考调制信号f(t)＝sin(2πf₀t)进行互相关运算，获得光热信号；其中f₀为泵浦光调制频率，t为照射时间；利用相同周期内的理想信号积分面积和所述光热信号采样面积求解平均幅值，将所述平均幅值乘上设定的光程差与平均幅值的比值，获得光程差；

具体地，所述光程差获取模块21在相同调制周期内，将理想分析信号积分获得理想信号面积，将所述光热信号与采样间隔时间的乘积求和获得实际采样面积，将理想信号面积和实际采样面积视为相等，求解平均幅值。

光热成像模块22，用于将获取的光程差进行归一化获得信号幅值比，根据信号幅值比进行光热成像。具体地，所述光热成像模块22，将平均幅值的最小值作为下限值，将平均值的最大值作为上限值，进行光热成像。

当利用本实施例所述光热光学相干层析成像方法及系统进行模拟实验时：

将琼脂粉和纯净水按照1mg/ml的配比进行混合后，并用酒精灯煮沸后溶解后停止加热。待温度适当降低后，倒入培养皿中，再放置一根硅胶软管(内径：0.5mm,外径：1mm)浸泡在其液面下。冷却凝固后，用注射器往软管中注入含有稀释后的牛奶溶液，用于模拟生物的组织中的血管。

分别用现有OCT和PT-OCT进行扫描成像。图4(a)对应的是模拟样品的OCT的层析图(横向500像素点，约为4mm)，不能区分琼脂与含稀释后牛奶溶液部分的区别；图4(b)为利用相位差分算法PT-OCT的层析图，可以明显区分两者的位置；图4(c)为利用幅值求解的PT-OCT算法获得的层析图。图4(d)、图4(e)和图4(f)分别对应图4(a)、图4(b)和图4(c)中同一位置(白色虚线)提取的信号强度,蓝色的曲线表示所在位置的灰度值曲线。通过三幅图的比较，可以发现传统的OCT不能区分琼脂与牛奶溶液的区别；PT-OCT利用相位差分算法可以有效提取光热信号并消除背景干扰；利用幅值求解可以在中心软管处获得较强的光热信号，从而进一步增强对比度获得更高的成像质量。所以，用平均幅值换算的光程差变化可以用来作为成像参数，进行光热成像。

为进一步验证本发明的成像效果，选用巴比西小鼠鼠耳进行成像实验，如图5所示。图5为现有的光热光学相干层析成像系统和本发明所述光热光学相干层析成像系统进行鼠耳血管成像的三维结构对比图。其中，所述三维结构图通过利用软件Amira对光热光学相干层析成像系统获得的层析图堆砌合成。图5(a)展示了OCT三维立体图，图5(b)展示了OCT三维俯视图(大小约为4x4mm)，显然传统OCT不能够很好地展示鼠耳的血管构造。图5(c)展示了PT-OCT利用相位差分光热算法获得的OCT三维俯视图。图5(d)展示了幅值求解PT-OCT算法求得的三维俯视图。通过对比，本文的算法可以获得更多血管细节，提高造影效果。

为了更好地定量对比成像效果，分别对图5(b)、图5(c)和图5(d)的层析图进行比较处理(结果如图6所示)，图6(a)、图6(b)和图6(c)分别对应图5(b)、图5(c)和图5(d)中间同一位置的层析图。图6(d)、图6(e)和图6(f)分别为图6(a)、图6(b)和图6(c)中同一位置提取的信号强度。显然，图6(f)有较为明显的信号强度对比，峰值处与血管位置相对应，获得良好的对比度。

图7为利用本实施例中所述光热光学相干层析成像方法及系统对接种乳腺癌后的小鼠肿瘤部位表皮进行成像扫描的三维成像图。图7通过软件Amira堆砌合成，成像区域为500X500pixel(大小约为4 X 4mm)，可以清晰地看到主要血管的分布。相比现有技术中在临床上活检，本发明具有以下优势：1、不需要切片，预处理简单快速；2、成像深度远比切片大；3、快速成像。

现对于现有技术，本发明通过将进行傅里叶变换处理后的光谱信号与参考调制信号进行互相关运算，提取有效光热信号并抑制噪声，将相同调制周期内理想信号面积和实际采样面积视为相等，求解平均幅值，根据光程差与平均幅值的比例参数获得光程差；将获取的光程差进行归一化获得信号幅值比，根据信号幅值比进行光热成像，本发明可在特定深度范围内和复杂形貌条件下清晰成像，在鼠耳成像实验中，可以很好地对鼠耳中的血管进行造影成像，与原有光热造影方法相比可以得到更多细节信息。在肿瘤成像实验中，也可在特定深度范围内和复杂形貌条件下清晰成像，为临床诊断和治疗提供参考。

本发明并不局限于上述实施方式，如果对本发明的各种改动或变形不脱离本发明的精神和范围，倘若这些改动和变形属于本发明的权利要求和等同技术范围之内，则本发明也意图包含这些改动和变形。