体内全场干涉显微成像的方法和系统
阅读说明：本技术 体内全场干涉显微成像的方法和系统 (Method and system for in vivo full-field interference microscopic imaging ) 是由 V·马兹林 肖鹏 M·芬克 A·C·博卡拉 于 2019-09-27 设计创作，主要内容包括：根据一个方面,本发明涉及一种用于对散射三维样品进行体内全场干涉显微成像的系统(101)。该系统包括：用于提供样品的正面图像的全场OCT成像系统(130),其中,所述全场OCT系统包括干涉设备(145)以及采集设备(138),所述干涉设备(145)具有旨在接收样品的物臂(147)以及包括光学透镜(134)和第一反射表面(133)的参考臂(146),所述采集设备(138)被配置为采集由在成像场的每个点处产生的干涉引起的二维干涉信号(I-1、I-2)的时间序列；OCT成像系统(110),该OCT成像系统(110)用于在所述二维干涉信号的相同采集时间处提供样品以及所述全场OCT成像系统(130)的第一反射表面(133)的横截面图像；处理单元(160),该处理单元(160)被配置为确定样品的多个切片的多个正面图像(X-Y),每个正面图像从具有给定相移的至少两个二维干涉信号(I-1、I-2)确定,该处理单元(160)被配置为从OCT成像系统(110)在所述两个二维干涉信号(I-1、I-2)中的每一个的采集时间处提供的横截面图像,确定所述多个切片的每个正面图像(X-Y)的深度(z),并且被配置为从样品的所述多个切片的所述多个正面图像和深度确定样品的3D图像。(According to one aspect, the invention relates to a system (101) for in vivo full field interferometric microscopy imaging of a scattering three-dimensional sample. The system comprises: a full-field OCT imaging system (130) for providing a frontal image of a sample, wherein the full-field OCT system comprises an interference device (145) and an acquisition device (138), the interference device (145) having an object arm (147) intended to receive the sample and a reference arm (146) comprising an optical lens (134) and a first reflective surface (133), the acquisition device (138) being configured to acquire a two-dimensional interference signal (I) caused by interference generated at each point of the imaging field 1 、I 2 ) A time series of (a); an OCT imaging system (110), the OCT imaging system (110) being forProviding cross-sectional images of a sample and a first reflective surface (133) of the full-field OCT imaging system (130) at a same acquisition time of the two-dimensional interference signal; a processing unit (160), the processing unit (160) being configured to determine a plurality of frontal images (X-Y) of a plurality of slices of the sample, each frontal image being derived from at least two-dimensional interference signals (I) with a given phase shift 1 、I 2 ) Determining, the processing unit (160) is configured to determine, from the OCT imaging system (110), at the two-dimensional interference signals (I) 1 、I 2 ) Determining a depth (z) of each frontal image (X-Y) of the plurality of slices, and configured to determine a 3D image of the sample from the plurality of frontal images and depths of the plurality of slices of the sample.)
技术领域
本说明书涉及体内全场干涉显微成像的方法和系统。本说明书适用于可随机运动的对象的体内成像，尤其涉及眼组织的体内成像。
背景技术
光学相干断层扫描技术(OCT)经其25年的发展，已成为一种强大的成像方式(例如，参见“Optical Coherence Tomography-Technology and Applications”–WolfgangDrexler–James G.Fujimoto–Editors–Springer 2015)。OCT是一种干涉技术，可被看作是超声成像的“光学类比”。OCT具有广泛的应用领域，尤其在眼科学、皮肤病学、心血管领域、肠胃病学等生物医学领域中应用。
体内组织会不由自主地运动，纵观历史，这些运动一直对所有OCT技术构成挑战。更准确而言，运动导致在常规扫描OCT图像中出现错位、移位和双重的伪影。伪影的类型与OCT方法有关，根据OCT方法，并非同时采集所有图像像素，而是逐点扫描样品。
为了避免在图像中出现这些运动伪影，这促使OCT技术得以进步以取得更高的成像速度，从而产生能够以超过300000次A扫描/s(一维分布)的速度成像的谱域OCT(SD-OCT)(例如，参见L.An et al."High speed spectral domain optical coherence tomographyfor retinal imaging at 500,000A-lines per second"-Biomedical Optics Express2,2770(2011))以及最近的扫频源OCT(SS-OCT)(例如，参见B.Potsaid et al."Ultrahighspeed 1050nm swept source/Fourier domain OCT retinal and anterior segmentimaging at 100,000to 400,000axial scans per second",Optics Express 18,20029(2010))。然而，即使在这样的扫描速度，OCT图像也无法避免体内运动伪影。
基于相同的目标，即为了获得没有运动伪影的图像，一些出版物和专利提出了基于软件和硬件的运动补偿方案(例如，参见M.Kraus et al."Motion correction inoptical coherence tomography volumes on a per A-scan basis using orthogonalscan patterns",Biomedical Optics Express 3,1182(2012))。然而，基于硬件的解决方案使设备更加复杂，并且通常体积庞大且昂贵，而基于软件的解决方案则特定于样品且特定于运动，这意味着基于软件的解决方案只能补偿特定对象的几种运动。
OCT的一种特殊情况被称为全场OCT(FFOCT)，其使用相机同时采集所有图像像素，而无需逐点或逐行扫描，因此可以避免上述伪影。例如，在著作“Optical CoherenceTomography–Technology and Applications”–pages 791-812–Wolfgang Drexler–JamesG.Fujimoto–Editors–Springer 2015中由F.Harms等人所作的文章“Full-field opticalcoherence tomography”中描述了全场OCT成像技术。法国专利申请FR 2817030也描述了全场OCT成像技术。
全场OCT成像技术基于使用样品在被具有低相干长度的光源照射时而反向散射的光，尤其在生物样品的情况下，是基于使用由微观细胞和组织结构反向散射的光。这项技术利用了光源的低相干性来隔离由样品深度方向上的虚拟切片反向散射的光。干涉仪的使用使得可以通过干涉现象生成代表选择性地来自样品的给定切片的光的干涉信号，并且可以消除来自样品的其余部分的光。更具体而言，为了获得单个2D FFOCT图像，需要在相机上采集几个(通常为2到5个)直接图像。这些直接图像中的每张图像都以特定的干涉相位采集，该干涉相位由干涉仪的参考臂中带有压电元件(PZT)的精确定位的反射镜设置。对这些具有特定相位的直接图像进行后处理，使得可以恢复FFOCT图像。
除了如上所述可避免扫描伪影之外，FFOCT还通过使用高数值孔径(NA)的物镜提供了比OCT高的横向分辨率，因为典型的OCT由于需要较大的景深而使用NA相对较低的物镜。通过使用廉价的宽带空间不相干照明源，可以提供类似的轴向分辨率。
然而，现行的FFOCT 3D成像方案对于静态样品(或对于无运动或低运动瞬间的体内样品)是可行的，因为样品的任何运动都可能使预定相位偏移并使FFOCT信号降级，或者甚至破坏FFOCT图像。3D成像的方案不适用于体内成像，因为所拍摄的2D图像的位置(X，Y，Z)变得未知，因此无法构造3D图像。因此，到目前为止，FFOCT的应用几乎完全限于静态离体样品。
本说明书涉及具有全场光学相干断层扫描的优点并且同时可以对不断移动的体内对象进行成像的设备和方法。
发明内容
根据第一方面，本说明书涉及一种用于对散射三维样品进行体内全场干涉显微成像的方法，该方法包括：
-将所述样品放置在全场OCT成像系统的干涉设备的物臂中，其中，所述干涉设备还包括具有光学透镜和第一反射表面的参考臂；
-在成像场的每个点处产生参考波与物波之间的干涉，所述参考波由入射光波在所述第一反射表面中的与所述成像场的所述点相对应的单元表面上的反射获得，所述物波由入射光波通过所述样品在给定深度处的切片的体素的反向散射获得，所述体素对应于所述成像场的所述点；
-通过使用所述全场OCT成像系统的采集设备，采集由在所述成像场的每个点处产生的干涉引起的二维干涉信号的时间序列；
-对于每个二维干涉信号，存储采集时间；
-在所述二维干涉信号的每个采集时间处，通过使用OCT成像系统提供所述样品以及所述全场OCT成像系统的所述第一反射表面的横截面图像；
-确定所述样品的多个切片的多个正面图像，每个正面图像从具有给定相移的至少两个二维干涉信号确定；
-从所述OCT成像系统在所述两个二维干涉信号中的每一个的采集时间处提供的横截面图像，确定所述多个切片的每个正面图像的深度；
-从所述样品的所述多个切片的所述多个正面图像和深度确定所述样品的3D图像。
在本说明书中，“正面图像”是在垂直于所述物臂(也称为样品臂)的光轴的平面(“X–Y”平面)中确定的图像。在本说明书中，“正面图像”也称为“X–Y图像”或“FFOCT信号”。
“横截面图像”是在包含所述物臂的光轴的平面中确定的图像(1D或2D)。在本说明书中，横截面图像也称为“X–Z图像”。然而，横截面图像不限于特定平面，可以在垂直于“X–Y”平面的任何平面中确定。
本说明书中的“光学透镜”是指通过光的折射使光聚焦或分散的任何光学设备。因此，“光学透镜”既包括常规光学透镜(凸透镜、平凸透镜、双合透镜等)，也包括其他成像系统(例如显微镜物镜)。
如此描述的成像方法使得即使在对具有自然运动的体内样品进行成像的情况下，也可以精确地确定由所述FFOCT成像系统进行成像的切片的深度。通过同时采集使用所述FFOCT成像系统得到的二维干涉图像以及由所述OCT成像系统提供的横截面图像，可以实现这一点。
因此，所述对象的体内自然运动可以用于3D成像，这意味着我们可以利用大多数方法试图消除或克服的效应。
根据一个或多个实施例，确定所述样品的所述多个切片的每个正面图像的深度包括在所述OCT成像系统提供的横截面图像中确定所述第一反射表面的相对轴向位置以及所述样品的至少一个识别出的结构。
实际上，可以在所述样品的探查体积内确定所述样品的多个切片的多个正面图像。根据检测到的参考镜峰的轴向位置与任何样品峰的轴向位置之间的差，从OCT图像确定切片的正面图像的深度。使用样品的哪个峰并不重要，但是通常可以使用最亮的峰。然而，在整个一次体积采集中将使用相同的样品峰，使得正面切片的相对深度是正确的，并且可以确定3D图像。
根据一个或多个实施例，所述全场OCT成像系统和所述OCT成像系统安装在移动平台上，所述方法还包括至少沿着所述物臂的光轴(Z)移动所述平台，以确定所述多个正面图像。
根据一个或多个实施例，所述方法还包括沿着垂直于所述物臂的光轴的方向(X、Y)中的至少一个移动所述平台。因此，可以沿轴向和横向堆叠横截面图像，并可以形成更大的3D体积(例如，通过图像配准)。
根据一个或多个实施例，所述物臂安装在移动平台上，所述方法还包括沿着所述物臂的光轴移动所述平台，以确定所述多个正面图像。
根据一个或多个实施例，所述样品的自然体内运动被用于确定所述多个正面图像。不需要移动所述物臂或所述全场OCT成像系统以及所述OCT成像系统的任何平台。
根据一个或多个实施例，例如对于角膜成像而言，物臂还包括光学透镜，例如显微镜物镜。这种光学透镜的聚焦深度远小于眼睛的聚焦深度。因此，当样品臂和样品的相对位置改变时，所述方法还包括使参考臂沿着所述参考臂的光轴移动以补偿散焦，即，使相干平面保持在样品臂显微镜物镜的聚焦深度内。实际上，当从一种介质移动到另一种介质时(例如空气和眼睛)，在焦点与使双臂中的光程均等的位置之间会出现偏移。这种散焦需要得到补偿。
根据一个或多个实施例，例如对于视网膜成像而言，聚焦深度高，当样品臂和样品的相对位置改变时，不需要补偿散焦。
根据一个或多个实施例，所述方法还包括使所述全场OCT成像系统的参考臂的所述第一反射表面发生位置偏移，以在所述至少两个二维干涉信号之间提供所述相移。这些实施例假定在所述至少两个二维干涉测量信号的采集时间期间，所述样品的自然运动是缓慢的。典型的采集时间是1-10ms。
根据一个或多个实施例，所述方法还包括在所述采集设备采集的所述二维干涉信号的时间序列中选择具有所述相移的所述至少两个二维干涉信号，其中所述相移是由所述样品的体内运动引起的。
再次，所述体内样品的自然运动用于正面成像，这意味着我们利用了大多数方法试图消除或克服的效应。
根据本说明书第一方面的成像方法的不同实施例可以彼此组合。
根据第二方面，本说明书涉及一种用于对散射三维样品进行体内全场干涉显微成像的系统，该系统被配置用于实施根据所述第一方面的方法的一个或多个实施例。
根据一个或多个实施例，根据所述第二方面的系统包括：
-用于提供所述样品的正面图像的全场OCT成像系统，其中，所述全场OCT系统包括：
ο干涉设备，该干涉设备包括旨在接收所述样品的物臂以及包括光学透镜和第一反射表面的参考臂，其中所述物臂和所述参考臂由分束器分开，并且其中所述干涉设备适于在所述样品放置于所述干涉设备的物臂上时在成像场的每个点上产生参考波和物波之间的干涉，所述参考波由入射光波在所述第一反射表面的与所述成像场的所述点相对应的单元表面上的反射获得，所述物波由入射光波通过所述样品在给定深度处的切片的体素的反向散射获得，所述体素对应于成像场的所述点，
ο采集设备，该采集设备被配置为采集由在所述成像场的每个点处产生的干涉引起的二维干涉信号的时间序列，
-OCT成像系统，该OCT成像系统用于在所述二维干涉信号的相同采集时间处提供所述样品以及所述全场OCT成像系统的所述第一反射表面的横截面图像；
-处理单元，该处理单元被配置为：
ο确定所述样品的多个切片的多个正面图像，每个正面图像从具有给定相移的至少两个二维干涉信号确定；
ο从所述OCT成像系统在所述两个二维干涉信号中的每一个的采集时间处提供的横截面图像，确定所述多个切片的每个正面图像的深度；
ο从所述样品的所述多个切片的所述多个正面图像和深度确定所述样品的3D图像。
可以将针对所述成像方法陈述的优点转移到根据本说明书第二方面的成像系统中。
根据一个或多个实施例，对所述全场OCT成像系统的参考臂的所述第一反射表面进行位置偏移，以提供所述至少两个二维干涉信号之间的所述光程差。
根据一个或多个实施例，所述全场OCT成像系统的参考臂的所述第一反射表面是固定的，并且所述处理单元还被配置为在所述采集设备采集的所述二维干涉信号的时间序列中选择具有所述给定光程差的所述至少两个二维干涉信号，其中所述光程差是由所述样品的体内运动引起的。
根据一个或多个实施例，所述全场OCT成像系统的所述物臂还包括光学透镜。
根据一个或多个实施例，所述参考臂和/或物臂的所述光学透镜是显微镜物镜。
根据一个或多个实施例，所述全场OCT成像系统的所述参考臂和/或物臂可以相对于所述全场OCT成像系统的干涉设备的所述分束器移动(沿所述参考臂和物臂各自的光轴)。
根据一个或多个实施例，所述系统还包括移动平台，其中，所述全场OCT成像系统以及所述OCT成像系统安装在所述移动平台上。
根据一个或多个实施例，所述OCT成像系统是谱域OCT成像系统或扫频源OCT成像系统或时域OCT成像系统。
根据本说明书的成像系统的不同实施例可以彼此组合。
本说明书各个方面的不同特征和实施例也可以彼此组合。
附图说明
通过阅读下面的详细描述并参照附图，上述呈现的其他优点和技术特征将变得显而易见。
-图1A和图1B是根据本说明书的实施例的系统的示意图；
-图1C和图1D示出了根据本说明书的实施例的OCT源和FFOCT源的示例性光源光谱以及这种光谱用系统的滤光器处理的阻挡部分；
-图2A、图2B是根据本说明书的成像方法的实施例的流程图和用以说明这些实施例中的一些的步骤的图像；
-图3A、图3B是根据本说明书的成像方法的另外的实施例的流程图和用以说明这些实施例中的一些的步骤的图像；
-图4A是使用根据本说明书的成像系统的示例性OCT成像系统获得的参考镜的横截面图像的示例(没有可见的样品)，并且图4B表示强度沿图4A的垂直线变化的曲线；
-图5A是使用根据本说明书的成像系统的示例性OCT成像系统获得的参考镜的横截面图像的示例(具有可见的角膜样品)，并且图5B表示强度沿图5A的垂直线变化的曲线；
-图6是示出了所需的通过体内运动的相移的图；
-图7示出了使用通过自然眼动(参考镜未动)的相移采集的体内人角膜深层的FFOCT图像。
-图8示出了在不同的相机曝光时间下，使用通过自然眼动(参考镜未动)的相移采集的体内人角膜(基质)深层的FFOCT图像。
具体实施方式
系统
图1A和图1B分别示出了根据本说明书的用于进行体内全场干涉显微成像的系统的两个实施例101、102。系统101适合于实施用于对体内运动的样品进行3D成像的方法，该体内运动的样品尤其是(但不限于)体内眼睛的前部11(角膜)。系统102适合于实施用于对体内运动的样品进行3D成像的方法，该体内运动的样品尤其是(但不限于)体内眼睛的后部13(视网膜)。
图1A所示的系统101包括两个成像系统(全场OCT(“FFOCT”)成像系统130和光学相干断层扫描(“OCT”)成像系统110)以及至少一个处理单元160。FFOCT成像系统能够获取运动的体内样品11的“正面”图像，即样品深层截面的图像，光学相干断层扫描(“OCT”)成像系统110提供有关样品在轴向(Z)方向上(例如沿着光轴)的位置的信息。系统101还可以包括例如具有一个或几个电动机的移动平台150，在该移动平台150上安装FFOCT成像系统130和OCT成像系统110。移动平台150能够使FFOCT成像系统和OCT成像系统在所有X、Y和Z垂直方向上共同平移。
图1A的FFOCT成像系统130包括干涉设备145以及与所述至少一个处理单元160连接的采集设备138。
根据一个实施例，干涉设备145包括分束器元件135(例如非偏振分束器立方体)，使得可以形成两个臂，具有光轴ΔR的参考臂146以及具有光轴Δ的物臂147。在图1A中，物臂的光轴Δ定义了Z轴，而参考臂的光轴ΔR定义了X轴。参考臂146包括反射表面133。反射表面133可以是平的。反射表面133例如是金属镜、中性密度(ND)滤光玻璃或简单的玻璃板。物臂147旨在在操作中接收三维散射样品11，期望对该三维散射样品11的体积产生断层扫描图像。
在图1A的实施例中，将反射表面133安装在用于相位调制的压电台(PZT)132上。如将进一步所描述的，这样的相位调制可以用在根据本说明书的方法的一个实施例中，并且可以不用在另一实施例中。
干涉设备适合于参考波与物波之间产生光学干涉，一方面所述参考波通过参考臂146的反射表面133的每个单元表面反射由光源141(在空间上不相干或具有低相干长度)发射的光而获得，另一方面所述物波通过样品11在样品深度方向上的切片的每个体素反向散射由相同光源发射的光而获得，样品11被放置在物臂147上，所述体素和所述单元表面对应于成像场的相同点。
光源141是在空间上不相干以及具有短的时间相干长度(实际上，在1至20微米的范围内)的光源，例如热光源(例如卤素灯)或LED。根据一个或多个示例性实施例，如在图1A的示例中那样，光源141可以形成FFOCT成像系统130的一部分，或者可以是成像系统外部的元件，FFOCT成像系统130被配置为与该光源发射的光波协作。光学系统140可以用于实现类似科勒的照明。在操作中，由光源141发射的光经二向色镜139反射并到达干涉设备145的分束器元件135。
采集设备138使得可以采集由参考波和物波之间的干涉产生的至少一个二维干涉信号。
采集设备138例如是CCD(电荷耦合器件)或CMOS(互补金属氧化物半导体)相机类型的图像传感器。该采集设备能够以高速率(例如在100Hz和1000Hz之间或更高的频率)采集图像。取决于所研究的样品的动力学，更具体而言，取决于样品内运动的动力学，可以使用在几赫兹到几千赫兹之间运行的相机。
处理单元160被配置为执行至少一个对由采集设备138采集的至少一个二维干涉信号进行处理的步骤和/或至少一个按照至少一种根据本说明书的成像方法进行图像生成的步骤，以生成样品切片的至少一张图像。
在一个实施例中，处理单元160是计算设备，其包括用于存储数字图像的第一存储器CM1(未示出)、用于存储程序指令的第二存储器CM2(未示出)以及数据处理器，该数据处理器能够执行存储在该第二存储器CM2中的程序指令，尤其是用于控制至少一个对由采集设备138采集的至少一个二维干涉信号进行处理的步骤和/或至少一个按照至少一种根据本说明书的成像方法进行图像计算的步骤的执行。
处理单元还可以按集成电路形式生产，其中包括适合于实现本文中针对处理单元描述的一个或多个功能的电子元件。处理单元160也可以由一个或多个物理上不同的设备来实现。
在图1A的示例中，干涉设备是林尼克干涉仪，并且包括布置在参考臂和物臂的每一个上的两个光学透镜134、142(例如显微镜物镜)。显微镜物镜134、142可以具有相对较高的数值孔径(通常为)，同时提供相对较大的视场(通常为)。因此，反射表面133位于参考臂的物镜134的焦点处，并且旨在将样品11定位在物臂的物镜142的焦点处。更具体而言，旨在将样品中的感兴趣的层定位在物镜142的焦点处。就实施根据本说明书的方法而言，可以设想使用其他类型的干涉仪，尤其是但不限于迈克尔逊干涉仪。
在图1A的示例中，物臂147的显微镜物镜142安装在装有电动机的平台143上，该平台143可沿着所述物臂的光轴方向(Z轴)移动，即靠近或远离样品11。参考臂146的反射表面133和显微镜物镜134都安装在另一个装有电动机的平台131上，该平台131可以沿着所述参考臂的光轴方向(X轴)移动。
在干涉仪145的输出处，可以存在光谱滤光器136和光学透镜137(例如消色差双合透镜)，该光学透镜137的焦距适于使采集设备138可以对样品11进行合适的采样，并且该光学透镜137可以使位于两个物镜的焦点处的平面与采集设备138的检测表面共轭。因此，采集设备138采集由干涉设备产生的干涉信号。为了不限制显微镜物镜134和142所允许的分辨率，光学器件137的焦距的选择将与香农采样标准一致。光学器件137的焦距例如为几百毫米，通常为300mm。
如下文进一步描述的，有利地，光谱滤光器136透射光源141的波长，同时阻挡OCT源112的波长。
可以在每个臂上设置玻璃板或所谓的色散补偿块(图1A中未示出)来补偿色散。
OCT成像系统110包括空间相干光源112、检测器113以及具有分束器元件114的干涉设备，该分束器元件114限定了OCT成像系统的干涉设备的参考臂和物臂。通常，空间相干光源112可以是超发光二极管(SLD)(例如在谱域OCT或时域OCT的情况下)或扫频激光源。通常，检测器113可以是将入射光功率直接转换为电信号的设备，例如在时域OCT或扫频源OCT的情况下为光电二极管，或在谱域OCT的情况下为光谱仪。
来自光源112的光经准直进入光纤118，并由分束器元件114分入两个光纤121(物臂)和120(参考臂)。在操作中，光在穿过光纤120之后，穿过透镜115、可旋转的色散补偿板116，并到达反射表面117(例如金属化镜)。在穿过光纤121之后，光到达横向扫描机构111，该横向扫描机构可以沿2D(X-Y)方向扫描光束。然后，光束穿过滤光器122，穿过二向色镜139，并由分束器135分入FFOCT参考臂146和FFOCT样品臂147。
选择滤光器122使得从OCT源112发出的光束在OCT参考臂、FFOCT参考臂和FFOCT样品臂中均传播，但阻挡来自FFOCT源141的光。另一方面，滤光器136阻挡从OCT源112发出的光束，并使来自FFOCT源的光通过。
结合图1C、图1D进一步描述滤光器122和136的功能。在图1C所示的示例中，滤光器122可以阻挡(虚线)OCT光源112中低于给定波长λFilter122的波长，该给定波长λFilter122大于FFOCT成像系统中使用的最高波长λFFOCTmax。另一方面，如图1D所示，FFOCT成像系统中的滤光器136可以阻挡OCT光源中大于给定波长λFilter136的波长，该给定波长λFilter136大于FFOCT成像系统中使用的所述最高波长λFFOCTmax。因此，没有OCT光到达采集设备138。
显然，图1C和图1D仅表示滤光器122、136的功能的示例。只要没有OCT光到达采集设备138，许多其他配置也是可用的。
在预备步骤中，从分束器114到反射镜117的OCT臂(参考臂)的光程可以与从分束器114到FFOCT参考臂146中的反射镜133的光程匹配。OCT和FFOCT参考臂的光路匹配可以通过简单的方式实现。实时查看OCT图像。如果FOCCT参考臂的反射镜在OCT图像上不可见，则OCT和FFOCT系统的参考臂不匹配。我们延伸OCT成像系统的参考臂，直到FOCCT参考臂的反射镜在OCT图像上可见。
在操作中，来自FFOCT成像系统的参考臂146中的反射表面133的背向反射光在分束器135处与来自样品的不同层的背向反射光组合。分束器135再次将光分为两部分：反射部分被滤光器136阻挡(如结合图1D所述)，透射部分穿过二向色镜139、滤光器122、光纤121。然后，该光束与来自光纤120的背向反射光混合，并在穿过光纤119之后由检测器113收集。检测器113(例如光谱仪)被配置为记录所谓的A扫描(1D分布)，其包含关于在被成像的对象的不同深度处的反射率的信息。进一步，检测器113收集关于FFOCT成像系统的参考臂146的参考镜133的位置的信息。通过用扫描机构111扫描光束，可以采集2D和3D反射率图像。
OCT成像系统可以是谱域OCT(检测器113是光谱仪)，但是也可以是时域OCT或扫频源OCT。
OCT成像系统还可以基于样品的几个连续位置及其之间的时间间隔，提供有关样品速度的信息。有关样品瞬时速度的信息可能有助于预测其将来的运动(例如，如果样品在第一时刻沿Z方向快速运动，我们可以预期在下一刻它将继续沿相同的方向运动)。
如将在下面进一步解释的，根据本说明书的方法的实施例使用上述的OCT成像系统，以获得关于样品11的不同的感兴趣的层的位置以及FFOCT成像系统的参考臂146上的参考镜133的位置的信息。
图1B中所示的系统102与图1A中的系统相似，只是有微小的差异。在图1B的实施例中，在FFOCT成像系统的样品臂147中的显微镜物镜的作用是由眼睛的角膜11和晶状体12执行的。另外，可以将例如液体透镜的自适应透镜148和旋转玻璃板149插入参考臂中，以补偿由眼睛引入的像差和色散失配。由于眼睛的晶状体12通常具有较大的聚焦深度，可以在不校正散焦的情况下执行不同深度的视网膜层的成像，因此与图1A所示的设备相反，无需移动参考臂146。在所有其他方面，所述系统可以类似于图1A所示的实施例的系统。
3D成像方法
图2A是根据本说明书的成像方法的实施例的流程图。例如，可以使用如图1A所示的系统来实施该流程。所描述的方法适用于体内运动样品的3D成像，尤其是(但不限于)体内眼睛的前部11(角膜)。
图2B示出了在图2A所示的不同步骤期间由OCT成像系统和FFOCT成像系统两者采集的图像。
图2A、图2B的步骤示出了3D图像的采集。
在步骤201中，获得并显示来自OCT成像系统和FFOCT成像系统这两个设备的图像。如将进一步描述的，可以使用调制的PZT或静态PZT获得FFOCT图像。在图2B的相应步骤201中，OCT图像221示出了FFOCT成像系统的参考臂的反射镜133。在图像222和228上，仅存在相机噪声，因为尚未执行散焦校正且/或样品和参考臂的光路不匹配。
在步骤203中，检查在OCT图像中角膜层是否可见。
如果如图2B的图像226所示为NO，则整个设备150可以沿X、Y和Z轴移动(步骤204)。例如，可以由操作员来移动，直到在屏幕上观察到想要的层为止。
如果如图2B的图像227所示为YES，则可以通过沿X和Z轴移动整个设备150使参考镜133的OCT图像与角膜层(参考角膜层)重叠(步骤205)。参考角膜层可以是任何层，尽管通常可以选择的是提供亮峰的层。在图2B中，图像229示出了与参考角膜层的图像重叠的参考镜图像。同时，由于缺少散焦校正，可以看到模糊的FFOCT图像230。
FFOCT图像仅仅不包含有关样品中被拍摄到图像的位置的信息。与FFOCT结合使用的OCT成像系统110通过提供所拍摄图像的X、Y、Z坐标来弥补该缺失。可以将每个都带有其位置的2D FFOCT图像堆进行分组以形成3D图像。下面将更准确地描述3D图像采集209的方法。
在第一实施方式(210)中，仅通过在样品臂147下方的电动机移动显微镜物镜142。同时，参考臂146远离(或靠近)分束器135移动，以补偿样品臂147和参考臂146之间的光程不匹配。
在第二实施方式(211)中，整个设备150通过电动机101靠近(或远离)样品11移动。同时，参考臂146远离(或靠近)分束器135移动，以补偿样品臂147和参考臂146之间的光程不匹配。
在第三实施方式(212)中，仅参考臂146远离分束器135移动，以补偿样品臂147和参考臂146之间的光学失配(散焦)。参考臂的移动范围取决于瞬时样品位置(或样品中的深度)。样品位置(或深度)的变化仅受体内样品运动的支配。
在所有实施方式中，根据以下描述的方法来记录样品中不同深度处的切片的各个正面图像。同时，由OCT成像系统110记录与每个2D图像相对应的切片的位置(X，Y，Z)。由于具有每个2D图像的位置信息，可以重新定位2D图像以形成3D图像。
通过存储(213)采集那些图像的时间来确定采集到正面图像的每个切片的深度。在需要时停止采集(214)。在步骤215中，我们使用在所存储的不同时间处的来自OCT图像的位置信息来重新对齐2D OCM图像(即由FFOCT设备获得的图像)并形成3D角膜图像。
在图4A、图4B和图5A、图5B中示出了2D横截面图像和用于位置检测的1D图像(A扫描)的示例。
图4A、图4B、图5A、图5B示出了如何使用OCT成像系统来确定由FFOCT成像设备成像的切片的深度。还示出了对于散焦的补偿。
图4A和图4B分别示出了当没有引入样品时使用OCT成像系统获得的2D横截面图像和相应的分布曲线(A扫描)。图5A和图5B分别示出了当样品被引入样品臂中并且在OCT成像设备的视场内时的2D横截面图像和使用OCT成像系统获得的相应的分布曲线。相对于参考的未经过散焦校正的位置(对应于图4A、图4B、图5A、图5B中0深度处的黑色垂直线)来测量切片的深度。例如，参考层是角膜的顶层。
在图像231上，角膜(括号中示出了角膜)的最顶层与参考镜(箭头所示)重叠。该位置对应于图4A、图5A中的“0”位置，即角膜顶层位置与未经过散焦校正的参考镜位置之间的差等于零的情况。结果，没有应用散焦校正，我们获得了角膜表面的图像232。
在图像233上，角膜顶层相对于未经散焦校正的参考臂位置上移(在图像上)。因此，测量到非零深度。基于该深度，参考臂从未经散焦校正的参考位置下移(在图像上)。结果，我们获得来自角膜层的图像234，该角膜层在OCT图像中与参考镜图像重叠。
在图像235上，像之前的步骤一样重复所有操作。再次将角膜上移，并且再次将具有反射镜的参考臂下移，结果为我们提供了来自角膜深层的FFOCT图像236。
所提出的上述实施例用于对体内运动的样品进行成像，尤其是对体内眼睛的前部进行成像。
下述方法的实施例也可以用于对各种体内样品进行成像，但特别关注的是对体内眼睛的后部进行成像。图3A是根据本说明书的成像方法的实施例的流程图。例如，可以使用如图1B所示的系统来实施该流程。所描述的方法适用于体内运动样品的成像，尤其是(但不限于)体内眼睛的后部13(视网膜)的成像。
图3B示出了在图3A所示的不同步骤期间由OCT成像系统和FFOCT成像系统两者采集的图像。
在步骤301中，采集开始(采集包括为获取图像所进行的处理)，并且从OCT成像系统和FFOCT成像系统这两个设备显示图像。如下所述，可以使用调制PZT或静态PZT进行FFOCT采集。在步骤303中，检查在OCT图像中视网膜层是否可见。在图像322和326上，仅存在相机噪声，因为尚未执行散焦校正且/或样品和参考臂的光路不匹配。
如果如图3B的图像324所示为NO，则整个设备150可以沿X、Y和Z轴移动(步骤304)。如果如图3B的图像325所示为YES，则可以通过沿X、Y和Z轴移动整个设备150，使参考镜133的OCT图像与感兴趣的视网膜层重叠(步骤305)。
如图3B的OCT图像327或329以及相应的FFOCT图像328、330所示，在那个阶段，光程在反射镜133和任何视网膜层之间匹配。
然后，开始3D图像采集309。
在第一实施方式(310)中，通过下方的电动机仅移动参考臂146。
在第二实施方式(311)中，整个设备150通过电动机101靠近(或远离)样品11移动。
在第三实施方式中，未移动电动机，通过样品的体内运动来实现3D堆的创建。
对于图2A、图2B，根据上述方法记录在运动中的体内样品的各个2D横截面图像。如果使用样品的体内运动，则可以调节设备以获得关于典型样品运动的频率的最大FFOCT信号。同时，由OCT成像系统110记录与每个2D图像相对应的样品位置(X，Y，Z)(步骤313、314、315和图3B上对应的图像331-336)。通过具有每个2D图像的位置信息，可以重新定位2D图像以形成3D图像。
正面图像的确定
为了从直接的相机图像中提取FFOCT图像，需要一种相移方案。
在本说明书的第一实施例中，使用了一种标准的FFOCT图像恢复方法，根据该方法，通过调制压电元件(PZT)132来提供相移。该实施例对于缓慢移动的样品(它们在典型的图像采集期间的移动应该是<<π相移)的情况或对于快速移动的样品在不移动的时刻而言是有用的。可以根据该方案从2、4或5张直接图像提取FFOCT图像。
例如，对于2张直接图像：
其中：
-φ是样品信号和参考信号之间的相位差；
-ψ是PZT引起的相移
-I0是照射的光子通量；
-Rref(x,y)≈const是参考的反射率，其在空间上是均匀的；
-Rsam(x,y)是相干体积内样品结构(即感兴趣的平面)的反射率；
-Rinc(x,y)是相干体积之外的所有其他结构以及其他散乱反射的反射率。
两个经过相移的图像是：
通过将两张图像相减并取模，我们得到FFOCT图像或“FFOCT信号”。
使两个连续的直接相机帧之间的相移等于π(在2相移方案中)可以获取尽可能高的FFOCT信号。
在本说明书的第二实施例中，所使用的图像恢复方法依赖于样品的体内自然运动。
申请人已经表明，例如在眼组织成像应用中，自然眼动会在连续的直接图像之间引入相位变化，该相位变化可以足够大以提取FFOCT图像。更准确而言，申请人已经测量了体内人眼的运动并表明，当设置了相机的曝光时间(例如，范围是1ms到10ms(即在2–20ms内分别采集两个连续的相机帧))时，由眼睛运动引入的连续相机帧之间的相移可以取0到±30弧度(或等效地，±10π)之间的任何值。更一般而言，体内运动可以引起连续的直接相机图像之间的相位变化。这些相位变化可用于提取FFOCT图像。根据该方法，取决于所述方案，可以从2、4或5张直接图像中提取FFOCT图像，但不限于此序列。下面，我们将给出对于2张直接图像而言的FFOCT提取方法的示例，但是本发明不仅限于2张图像的方案，而是适用于每种FFOCT图像恢复方案。
当样品沿Z方向移动时，样品光束和参考光束的干涉相位以随机量ψ变化。在相机采集图像的过程中，可能会发生不同的相移。在最简单的情况下，可以认为每张相机图像都有平均相位<ψ>。因此，相机上所记录的直接图像信号由下式给出：
其中：
-φ是样品信号和参考信号之间的相位差；
-<ψ>是由体内样品的自然运动引起的随机相移，在采集时间内取了平均值。
-I0是照射的光子通量；
-Rref(x,y)≈const是参考的反射率，其在空间上是均匀的；
-Rsam(x,y)是相干体积内样品结构(即感兴趣的平面)的反射率；
-Rinc(x,y)是相干体积之外的所有其他结构以及其他散乱反射的反射率。
因此，两张直接图像是：
通过对两张图像进行相减并简化公式，我们得到：
从公式中可以看出，对于两个连续或更远的相机帧的每个平均相位差<ψ>，都可以获取FFOCT图像，但是对于<ψ>＝π(考虑φ＝0)，可以获得最大的FFOCT信号。
在图6中，示出了为了获得高FFOCT信号，相移不仅需要足够大，而且还应在相机采集几帧(图6中示出了2帧的示例)的期间发生。通过了解样品体内运动的瞬时速度，可以求出实现平均π相移所需的时间间隔。可以记录直接图像堆，并且可以从该堆中提取并处理与π相移相对应的两个帧，以获得高FFOCT信号。例如，该方法可用于眼睛成像：当眼睛的运动使得在两个连续的直接相机图像之间引起的相移小于1弧度(通常出自与心跳类似的大尖峰)，则这两张图像之间的相移足以获得FFOCT图像。另外，为了增加相机中有用的(具有相移的)直接图像的数量，可以根据体内样品运动的典型速度来调整相机的采集速度和光源的波长。实现最大FFOCT信号时的样品速度：
其中：
λ是FFOCT光源的波长。
T是相机采集两张直接图像所需的时间
从公式可以得出，通过最初了解样品体内运动的典型速度ν，我们可以调整相机速度以及光源的波长，以在样品的典型速度下获得直接图像之间的平均π相差(并因此获得最佳FFOCT信号)。当眼睛的运动使得在两个连续图像之间引起的相移小于1个弧度(通常出自与心跳类似的大尖峰)时，可以使用标准FFOCT的两相图像。
之前，为简单起见，考虑每张相机图像都有平均相位<ψ>。通过考虑每个时刻的相位ψ(t)并考虑相机通过在曝光时间期间(例如，从时刻T0到时刻T1)对光进行积分来采集图像，可以进行更全面的分析。
因此两个连续的直接图像是：
通过对这两张图像进行相减并简化公式，我们得到：
申请人已经测量了体内人眼的方程ψ(t)，并证明了针对不同的相机曝光时间(例如1ms–10ms)可以达到较高的FFOCT信号。
在图6的示例中，为了获得FFOCT图像，我们需要采集至少两张直接图像，这些直接图像之间的平均相移等于π(图上的Y轴)。如果我们知道样品的平均移动速度，就知道样品移动π所需的时间(例如3.4ms，如在图上显示的)。因此，我们可以调整相机的采集速度，以在3.4ms的时间内采集两张图像。结果，仅通过样品就能执行相移。
图7示出了使用连续的二维干涉信号采集的角膜深层的图像，所述连续的二维干涉信号仅通过自然眼动(即不移动参考镜)而进行相移。LED发出850nm波长的光。光谱为30nm宽，导致光学切片的厚度为7.8μm。相机被设置为每秒获取550张直接图像。通过在1.75ms的曝光时间内对光进行积分来采集每张图像。在曝光期间，样品在移动并改变干涉信号的光学相位。通过对来自相机的两张连续的直接图像进行相减，我们从上式中减去对随时间变化的相位的两个积分，并获得FFOCT图像。FFOCT信号取决于从时间T0到T2的函数ψ(t)。
在图7中，图像71至76分别示出了从体内人角膜的上皮和泪膜(71)、上皮和基底下神经(72)、前、中和后基质(73–75)以及内皮(76)的反射。
图8示出了使用不同的相机曝光时间(以及因此不同的相机帧率，分别为550帧/秒、300帧/秒、200帧/秒和100帧/秒)采集的角膜深层基质层的图像81、82、83、84。这些图像在与图7相同的条件下进行拍摄，即，使用仅通过自然眼动(即，不移动参考镜)进行相移的连续二维干涉信号。
申请人已经表明，这样的实施例使得可以采集非常高质量的图像，并且在不需要照相机-压电同步的情况下大大简化了系统。
尽管通过多个详细的示例性实施例进行了描述，但是根据本说明书的用于对散射三维样品进行体内全场干涉显微成像的系统和方法包括各种变型、修改和改进，这些变型、修改和改进对本领域技术人员来说是显而易见的。应当理解，这些各种变型、修改和改进都落入如所附权利要求所限定的本发明范围之内。
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