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1、(10)授权公告号 CN 102525382 B (45)授权公告日 2014.03.12 CN 102525382 B (21)申请号 201210027784.8 (22)申请日 2012.02.08 A61B 1/04(2006.01) A61B 1/07(2006.01) (73)专利权人 中国科学院光电技术研究所 地址 610209 四川省成都市双流 350 信箱 (72)发明人 杨亚良 李喜琪 张雨东 邱传凯 高洋 (74)专利代理机构 北京科迪生专利代理有限责 任公司 11251 代理人 李新华 成金玉 US 2004/0181148 A1,2004.09.16, 全文 . CN。
2、 101081161 A,2007.12.05, 全文 . US 2008/0228033 A1,2008.09.18, 全文 . (54) 发明名称 螺旋扫描共路干涉型内窥扫频 OCT 实时成像 方法及系统 (57) 摘要 一种螺旋扫描共路干涉型内窥扫频光学相干 层析 (OCT) 实时成像方法及系统。把分光器件和 参考镜置于探头内部从而使系统在整体上构成共 路干涉结构， 运用一个安装在探头内部的微型电 机来实现照明聚焦光束的平稳螺旋扫描， 采用无 需沿样品深度方向进行机械扫描运动的扫频 OCT 技术来达到快速成像的目的 ； 最后通过对采集到 的干涉信号进行一系列数字信号处理来得到被测 样品的。
3、三维图像。 本发明具有对各种干扰不敏感、 探头即插即用、 实时三维成像、 图像失真少、 和减 少病变漏检等特点。 (51)Int.Cl. (56)对比文件 审查员 陈飞 权利要求书 2 页 说明书 6 页 附图 2 页 (19)中华人民共和国国家知识产权局 (12)发明专利 权利要求书2页 说明书6页 附图2页 (10)授权公告号 CN 102525382 B CN 102525382 B 1/2 页 2 1. 螺旋扫描共路干涉型内窥扫频 OCT 实时成像方法， 其特征在于包括以下步骤 ： 第一步， 计算机控制扫频光源进行波长 的等间隔快速扫描， 并同步触发平衡探测器 采集干涉信号并传输至计算。
4、机进行处理 ； 第二步， 计算机同时驱动旋转电机带着照明光束对样品横向扫描一周， 得到一帧图像， 由平衡探测器采集到的干涉信号记为 Ii1(k， ci， z1)， i=1 N， N 为沿螺旋运动的圆周方向 c 的采样点数， 波数 k 2/， z 为螺旋运动的直线方向坐标 ； 第三步， 对干涉信号 Ii1(k， ci， z1) 进行插值处理使之成为波数 k 空间的均匀采样函数， 记为 I i1(k， ci， z1) ； 第四步， 对 Ii1(k， ci， z1) 进行关于波数 k 的快速傅里叶逆变换， 得到关于样品深度位 置 a 的函数 Ii1(a， ci， z1) i1(a， ci， z1)+。
5、ACi1(a， ci， z1)+Si1(a， ci， z1)+Mi1(-a， ci， z1)， 其 中 ： i1(a， ci， z1) 为直流背景项， ACi1(a， ci， z1) 为自相关项， Si1(a， ci， z1) 为有用的样品信 号项， Mi1(-a， ci， z1) 为镜像项 ； 第五步， 将函数 Ii1(a， ci， z1) 减去该帧图像均值后可滤除直流背景项 i1(a， ci， z1) ； 生 物组织的自相关项 ACi1(a， ci， z1) 较弱， 忽略不计 ； 镜像项 Mi1(-a， ci， z1) 由系统设计来保证 与样品信号项 Si1(a， ci， z1) 在空间上。
6、分离， 在输出显示时可直接舍弃 ； 从而只得到有用的样 品信号项 Si1(a， ci， z1) ； 第六步， 计算机驱动旋转电机继续扫描， 得到沿螺旋运动的直线方向z的第j圈的干涉 信号 Iij(k， ci， zj)， i=1 N， j=1 M， M 为平衡探测器沿螺旋运动的直线方向 z 的采样点 数 ； 第七步， 重复上述第三步至第五步， 即可得到样品的三维图像 S(a， c， z)。 2. 螺旋扫描共路干涉型内窥扫频 OCT 实时成像系统， 其特征在于 ： 包括扫频光源 (1)、 第一单模光纤 (2)、 光环形器 (3)、 第二单模光纤 (4)、 光耦合器 (5)、 第三单模光纤 (6)、。
7、 气 囊 (7)、 内窥探头 (8)、 第四单模光纤 (9)、 第五单模光纤 (10)、 平衡探测器 (11) 和计算机 (26) ； 扫频光源 (1) 发出的光经第一单模光纤 (2) 至光环形器 (3) 的输入端口 a， 然后由光 环形器(3)的中间端口b出射并经第二单模光纤(4)、 光耦合器(5)和第三单模光纤(6)至 内窥探头 (8) ； 内窥探头 (8) 和第三单模光纤 (6) 的末端由气囊 (7) 包裹 ； 从内窥探头 (8) 返回的光经第三单模光纤 (6) 到达光耦合器 (5) 后被分成两部分 ： 一部分经第二单模光纤 (4) 返回至光环形器 (3) 的中间端口 b， 然后由光环形。
8、器 (3) 的输出端口 c 出射并经第五单 模光纤 (10) 接平衡探测器 (11) 的一个输入接口， 另一部分光经第四单模光纤 (9) 接平衡 探测器 (11) 的另一个输入接口 ； 计算机 (26) 分别经数据传输线连接扫频光源 (1) 和平衡 探测器 (11) 的输出端口， 并经连接线 (22) 接旋转电机 (21)， 旋转电机 (21) 置于内窥探头 (8) 里 ； 计算机 (26) 控制扫频光源 (1) 进行波长的等间隔快速扫描， 并同步触发平衡探测 器(11)采集干涉信号并传输至计算机(26)进行处理， 计算机(26)同时驱动旋转电机(21) 带着照明光束对样品 (25) 进行螺旋。
9、扫描， 即可得到样品的三维图像 ； 所述的内窥探头 (8) 包括第三单模光纤 (6)、 光纤套管 (12)、 格林透镜 (13)、 第一支撑 套 (14)、 分光柱透镜 (15)、 参考镜 (16)、 聚焦透镜 (17)、 第二支撑套 (18)、 限位螺母 (19)、 旋转电机丝杆 (20)、 旋转电机 (21)、 连接线 (22)、 第三支撑套 (23) 和透明外护套 (24) ； 第 三单模光纤 (6) 的末端被光纤套管 (12) 固定， 光纤套管 (12) 与格林透镜 (13) 胶合并由第 一支撑套 (14) 固定 ； 由第三单模光纤 (6) 发出的光经格林透镜 (13) 后至分光柱透镜。
10、 (15) 权 利 要 求 书 CN 102525382 B 2 2/2 页 3 的左端面， 在这里光束被分成两部分 ： 一部分穿过分光柱透镜 (15) 后至参考镜 (16)， 另一 部分经聚焦透镜 (17) 至样品 (25) ； 由参考镜 (16) 和样品 (25) 后向反射的光经原路返回 至第三单模光纤 (6) 并最终至平衡探测器 (11) ； 聚焦透镜 (17) 由第二支撑套 (18) 固定 ； 分光柱透镜 (15) 和参考镜 (16) 由第二支撑套 (18) 固定， 然后接限位螺母 (19)， 限位螺母 (19) 接旋转电机丝杆 (20)， 旋转电机丝杆 (20) 是旋转电机 (21)。
11、 的一部分 ； 旋转电机 (21) 经第三支撑套 (23) 接透明外护套 (24)， 并经连接线 (22) 接计算机 (26)。 3. 根据权利要求 2 所述的螺旋扫描共路干涉型内窥扫频 OCT 实时成像系统， 其特征在 于 ： 所述的光耦合器 (5) 为具有 50:50 分光比的 21 耦合器。 4. 根据权利要求 2 所述的螺旋扫描共路干涉型内窥扫频 OCT 实时成像系统， 其特征在 于 ： 所述光纤套管 (12) 的右端面和格林透镜 (13) 的左端面是具有 8斜角的切面， 且这两 个切面相互配合接合在一起 ； 格林透镜(13)的长度能保证由第三单模光纤(6)发出的光通 过它之后为平行光。
12、。 5. 根据权利要求 2 所述的螺旋扫描共路干涉型内窥扫频 OCT 实时成像系统， 其特征在 于 ： 所述分光柱透镜 (15) 的左端面镀透反比为 10:90 的分光膜， 右端面镀增透膜 ； 分光柱 透镜 (15) 引入的色散应能补偿由聚焦透镜 (17)、 透明外护套 (24) 和样品 (25) 引入的色 散。 6. 根据权利要求 2 所述的螺旋扫描共路干涉型内窥扫频 OCT 实时成像系统， 其特征在 于 ： 所述参考镜(16)至分光柱透镜(15)左端面中心的光程小于但接近于样品(25)的表面 至分光柱透镜 (15) 左端面中心的光程。 权 利 要 求 书 CN 102525382 B 3 。
13、1/6 页 4 螺旋扫描共路干涉型内窥扫频 OCT 实时成像方法及系统 技术领域 0001 本发明涉及医学内窥成像技术和光学相干层析成像技术， 尤其是涉及一种采用螺 旋扫描方式和共路干涉结构的内窥扫频光学相干层析实时成像方法及系统。 背景技术 0002 人类的病变大多从组织器官的内部开始。因此， 许多具有层析能力的成像技术， 如 ： 计算机层析、 核磁共振、 X 射线、 和超声等， 正在临床诊断方面发挥着巨大作用。然而这 些技术只能提供0.11mm的分辨率， 远未达到探测早期组织异常所要求的分辨率水平。 光 学相干层析成像 (Optical Coherence Tomography， 简称 O。
14、CT) 技术能非侵入地对组织器官 的内部结构和某些生理功能进行成像， 并具备病理分析所要求的高分辨率水平 ( 达微米量 级 )， 故有望在病变早期诊断方面发挥重要作用。由于光波在生物组织中的穿透深度极浅 ( 几个毫米 )， 必须发展内窥技术来帮助医生直接观察内部组织器官的病变。内窥 OCT 技术 已在肠胃、 呼吸、 泌尿系统， 和乳腺组织等的病变探查方面获得了初步应用。 0003 采用光纤或光纤束传光的柔性内窥探头能够通过腔道进入体内， 是一种无创技 术， 非常适合于对肠胃、 呼吸系统等内腔组织成像。 现有的柔性内窥OCT系统， 如美国MIT的 Fujimoto小组(G J Tearney， 。
15、et al.In vivo endoscopic optical biopsy with optical coherence tomography， Science， 1997， 276 ： 2037-2039)、 和加州大学 Chen 小组 (T Xie， et al.Fiber-optic-bundle-based optical coherence tomography， Optics Letters， 2005， 30(14) ： 1803-1805) 等提出的系统， 一般为非共路干涉结构。由于内腔组织结构极不规则， 进入其内的光纤或光纤束不可避免地存在着弯曲， 导致由其传输光束的偏振。
16、态会发生变 化 ； 另外， 由呼吸、 生命律动、 和腔内气流等扰动导致的探头抖动， 会使图像质量下降。 因此， 必须在参考臂中对上述因素进行匹配， 使得系统的构成和调节变得异常复杂和耗时。 而且， 针对不同部位更换使用不同长度的探头时， 都需进行光程匹配、 色散补偿、 和偏振态调节等 操作。这些问题的存在极大地制约了非共路干涉系统在实际中的运用。 0004 共路干涉结构能完全克服上述问题， 非常适合于光纤型柔性内窥成像系统。由于 傅里叶域OCT技术， 包括谱域OCT和扫频OCT， 无需参考镜沿样品深度方向的机械扫描运动， 而是通过对采集到的干涉信号进行快速傅里叶逆变换来得到样品整个深度方向的信。
17、息， 从 而具有比时域 OCT 系统更快的成像速度。参考镜无需扫描运动， 为把参考镜置于探头内部 使系统在总体上构成共路干涉结构提供了可能。一些采用共路干涉结构的内窥谱域 OCT 成 像方法和系统被提了出来， 如浙江大学的 Ding 小组 ( 丁志华等， 共路型内窥光学相干层析 成像方法及系统， 专利号 ： 200710069864.9， 授权日 ： 2009/05/20)、 和奥地利维也纳医科大 学 Drexler 小组 (A R Tumlinson， et al.Endoscope-tip interferometer for ultrahigh resolution frequency 。
18、domain optical coherence tomography in mouse colon， Optics Express， 2006， 14(5) ： 1878-1887) 等提出的系统。它们采用了在探头入射端进行横向扫描 的方式， 这种扫描运动对于柔性探头而言显得很不稳定， 会导致成像结果里存在着假象。 另 外， 这些扫描不是遍历的， 由其所观察到的区域具有偶然性。 说 明 书 CN 102525382 B 4 2/6 页 5 0005 由于扫频 OCT 技术采用点探测器接收干涉信号， 而近红外波段的点探测器比线 阵 CCD 探测器 ( 谱域 OCT 要求 ) 更容易获得和成本更。
19、低， 使得扫频 OCT 技术成为当前 OCT 技术研究的热点， 并在医学领域显得极具应用价值。华盛顿大学的 Li 小组 (H L Fu， et al.Flexible miniature compound lens design for high-resolution optical coherence tomography balloon imaging catheter， Journal of Biomedical Optics， 2009， 13(6) ： 060502)提出了一个在探头入射端进行螺旋扫描的内窥扫频OCT成像系统。 这 种螺旋遍历式扫描， 能减少病变漏检， 能更好地满足病。
20、变探查的需求。 而在探头顶端进行螺 旋扫描、 和采用共路干涉结构的扫频 OCT 成像方法和系统还未见报道。微型螺旋运动电机 的出现， 为实现这一构想提供了物质保证。 发明内容 0006 为了克服背景技术的不足， 本发明的目的是提供一种螺旋扫描共路干涉型内窥扫 频 OCT 实时成像方法及系统， 具有对各种干扰不敏感、 探头即插即用、 实时三维成像、 图像 失真少和减少病变漏检等优点。 0007 本发明解决其技术问题所采用的技术方案是 ： 0008 一、 螺旋扫描共路干涉型内窥扫频 OCT 实时成像方法， 其特征在于包括以下步骤 ： 0009 第一步， 计算机控制扫频光源进行波长 的等间隔快速扫描。
21、， 并同步触发平衡探 测器采集干涉信号并传输至计算机进行处理 ； 0010 第二步， 计算机同时驱动旋转电机带着照明光束对样品横向扫描一周， 得到一帧 图像， 由平衡探测器采集到的干涉信号记为 Ii1(k， ci， z1)， i 1 N， N 为沿螺旋运动的圆 周方向 c 的采样点数， 波数 k 2/， z 为螺旋运动的直线方向坐标 ； 0011 第三步， 对干涉信号 Ii1(k， ci， z1) 进行插值处理使之成为波数 k 空间的均匀采样 函数， 记为 I i1(k， ci， z1) ； 0012 第四步， 对 I i1(k， ci， z1) 进行关于波数 k 的快速傅里叶逆变换， 得到关。
22、于样品深 度位置 a 的函数 Ii1(a， ci， z1) i1(a， ci， z1)+ACi1(a， ci， z1)+Si1(a， ci， z1)+Mi1(-a， ci， z1)， 其中 ： i1(a， ci， z1) 为直流背景项， ACi1(a， ci， z1) 为自相关项， Si1(a， ci， z1) 为有用的样品 信号项， Mi1(-a， ci， z1) 为镜像项 ； 0013 第五步， 将函数 Ii1(a， ci， z1) 减去该帧图像均值后可滤除直流背景项 i1(a， ci， z1) ； 生物组织的自相关项 ACi1(a， ci， z1) 较弱， 忽略不计 ； 镜像项 Mi1(。
23、-a， ci， z1) 由系统设计 来保证与样品信号项 Si1(a， ci， z1) 在空间上分离， 在输出显示时可直接舍弃 ； 从而只得到有 用的样品信号项 Si1(a， ci， z1) ； 0014 第六步， 计算机驱动旋转电机继续扫描， 得到沿螺旋运动的直线方向z的第j圈的 干涉信号 Iij(k， ci， zj)， i 1 N， j 1 M， M 为平衡探测器沿螺旋运动的直线方向 z 的 采样点数 ； 0015 第七步， 重复上述第三步至第五步， 即可得到样品的三维图像 S(a， c， z)。 0016 二、 螺旋扫描共路干涉型内窥扫频 OCT 实时成像系统 ： 0017 包括扫频光源、。
24、 第一单模光纤、 光环形器、 第二单模光纤、 光耦合器、 第三单模光 纤、 气囊、 内窥探头、 第四单模光纤、 第五单模光纤、 平衡探测器、 旋转电机、 连接线和计算 机 ； 扫频光源发出的光经第一单模光纤至光环形器的输入端口 a， 然后由光环形器的中间 说 明 书 CN 102525382 B 5 3/6 页 6 端口 b 出射并经第二单模光纤、 光耦合器和第三单模光纤至内窥探头 ； 内窥探头和第三单 模光纤的末端由气囊包裹 ； 从内窥探头返回的光经第三单模光纤到达光耦合器后被分成两 部分 ： 一部分经第二单模光纤返回至光环形器的中间端口 b， 然后由光环形器的输出端口 c 出射并经第五单模。
25、光纤接平衡探测器的一个输入接口， 另一部分光经第四单模光纤接平衡 探测器的另一个输入接口 ； 计算机分别经数据传输线连接扫频光源和平衡探测器的输出端 口， 并经连接线接旋转电机， 旋转电机置于内窥探头里 ； 计算机控制扫频光源进行波长的等 间隔快速扫描， 并同步触发平衡探测器采集干涉信号并传输至计算机进行处理， 计算机同 时驱动旋转电机带着照明光束对样品进行螺旋扫描， 即可得到样品的三维图像 0018 所述的内窥探头包括第三单模光纤、 光纤套管、 格林透镜、 第一支撑套、 分光柱透 镜、 参考镜、 聚焦透镜、 第二支撑套、 限位螺母、 旋转电机丝杆、 旋转电机、 连接线、 第三支撑 套和透明外。
26、护套 ； 第三单模光纤的末端被光纤套管固定， 光纤套管与格林透镜胶合并由第 一支撑套固定 ； 由第三单模光纤发出的光经格林透镜后至分光柱透镜的左端面， 在这里光 束被分成两部分 ： 一部分穿过分光柱透镜后至参考镜， 另一部分经聚焦透镜至样品 ； 由参 考镜和样品后向反射的光经原路返回至第三单模光纤并最终至平衡探测器 ； 聚焦透镜由第 二支撑套固定 ； 分光柱透镜和参考镜由第二支撑套固定， 然后接限位螺母， 限位螺母接旋转 电机丝杆， 旋转电机丝杆是旋转电机的一部分 ； 旋转电机经第三支撑套接透明外护套， 并经 连接线接计算机。 0019 所述的光耦合器为具有 50 50 分光比的 21 耦合器。
27、。 0020 所述光纤套管的右端面和格林透镜的左端面是具有 8斜角的切面， 且这两个切 面相互配合接合在一起 ； 格林透镜的长度能保证由第三单模光纤发出的光通过它之后为平 行光。 0021 所述分光柱透镜的左端面镀透反比为1090的分光膜， 右端面镀增透膜 ； 分光柱 透镜引入的色散应能补偿由聚焦透镜、 透明外护套和样品引入的色散。 0022 所述参考镜至分光柱透镜左端面中心的光程小于但接近于样品的表面至分光柱 透镜左端面中心的光程。 0023 本发明与现有技术相比的有益效果是 ： 0024 (1) 本发明具有对各种干扰不敏感的特点 ： 由于采用了共路干涉结构， 由光纤弯 曲引起的偏振态改变，。
28、 呼吸、 生命律动、 和腔内气流扰动导致的探头抖动， 以及环境温度变 化和器件色散等因素导致的图像质量下降问题得以避免 ； 0025 (2) 本发明真正实现了探头的即插即用 ： 由于干涉结构被置于探头内部， 参考臂 和样品臂的光程差和色散匹配由设计来提供保证， 从而在针对不同组织结构更换使用不同 长度的探头时均无需对系统进行复杂的调节。而现有内窥 OCT 系统一般需进行色散匹配、 偏振态调节、 和零光程调节等复杂和费时的操作 ； 0026 (3) 本发明为三维实时成像系统 ： 由于扫频 OCT 技术无需沿样品深度方向的机械 扫描运动， 而是通过光源波长的快速扫描 ( 几十 KHz 量级 ) 和。
29、对干涉信号的数字信号处理 来获取整个深度方向的信息， 使得系统具有了快速成像的能力 ； 再加上沿样品横向的快速 螺旋扫描运动， 可直接获得样品的三维成像结果 ； 0027 (4) 本发明采用在探头顶端沿横向进行螺旋扫描， 这种扫描布局对于柔性探头而 言具有运动平稳的特点， 可减少图像的失真 ； 而且这种螺旋遍历式扫描， 能避免病变漏检的 说 明 书 CN 102525382 B 6 4/6 页 7 问题， 能更好地满足病变探查的需求。 附图说明 0028 图 1 是本发明的系统结构示意图 ； 0029 图 2 是本发明的内窥探头示意图 ； 0030 图 3 是用于确定内窥探头里干涉结构尺寸的示。
30、意图 ； 0031 图 4 是本发明的控制系统示意图。 0032 图中 ： 1. 扫频光源， 2. 第一单模光纤， 3. 光环形器， 4. 第二单模光纤， 5. 光耦合 器， 6. 第三单模光纤， 7. 气囊， 8. 内窥探头， 9. 第四单模光纤， 10. 第五单模光纤， 11. 平衡 探测器， 12. 光纤套管， 13. 格林透镜， 14. 第一支撑套， 15. 分光柱透镜， 16. 参考镜， 17. 聚 焦透镜， 18. 第二支撑套， 19. 限位螺母， 20. 旋转电机丝杆， 21. 旋转电机， 22. 连接线， 23. 第三支撑套， 24. 透明外护套， 25. 样品， 26. 计算。
31、机。 具体实施方式 0033 如图1所示， 本发明提出的螺旋扫描共路干涉型内窥扫频OCT实时成像系统包括 ： 扫频光源 1、 第一单模光纤 2、 光环形器 3、 第二单模光纤 4、 光耦合器 5、 第三单模光纤 6、 气 囊7、 内窥探头8、 第四单模光纤9、 第五单模光纤10、 平衡探测器11、 旋转电机21、 连接线22 和计算机 26。扫频光源 1 为波长快速扫描的近红外宽波段光源， 由其发出的光经第一单模 光纤2至光环形器3的输入端口a， 然后由光环形器3的中间端口b出射并经第二单模光纤 4 到达光耦合器 5。光耦合器 5 为具有 50 50 分光比的 21 耦合器。通过光耦合器 5 。
32、的 光经第三单模光纤 6 传输至内窥探头 8， 内窥探头 8 和第三单模光纤 6 的末端由气囊 7 包 裹， 气囊 7 采用柔软并对近红外波段光束透明的材料。从内窥探头 8 返回的光， 包括参考光 和样品信号光， 经第三单模光纤6到达光耦合器5后被平均分成两部分 ： 一部分经第二单模 光纤4返回至光环形器3的中间端口b， 然后由光环形器3的输出端口c出射并经第五单模 光纤 10 接平衡探测器 11 的一个输入接口 ； 另一部分光经第四单模光纤 9 接平衡探测器 11 的另一个输入接口。 0034 内窥探头8的结构如图2所示， 它由第三单模光纤6、 光纤套管12、 格林透镜13、 第 一支撑套 。
33、14、 分光柱透镜 15、 参考镜 16、 聚焦透镜 17、 第二支撑套 18、 限位螺母 19、 旋转电 机丝杆 20、 旋转电机 21、 连接线 22、 第三支撑套 23 和透明外护套 24 构成。第三单模光纤 6 的末端被光纤套管 12 固定， 光纤套管 12 的右端面和格林透镜 13 的左端面是具有 8斜角 的切面， 以消除由它们产生的后向反射杂散光， 这两个斜角端面相互配合接合在一起， 然后 由第一支撑套 14 固定到透明外护套 24 的内壁上。由第三单模光纤 6 发出的光束经过格林 透镜 13 后变成平行光束， 并传输至分光柱透镜 15 的左端面。分光柱透镜 15 的左端面镀有 透。
34、反比为 10 90 的分光膜， 右端面镀增透膜。平行入射光束在分光柱透镜 15 的左端面被 分成透射光和反射光 ： 透射光穿过分光柱透镜 15 后至参考镜 16， 反射光由聚焦透镜 17 聚 焦在样品 25 的内部。由参考镜 16 后向反射的参考光和被样品 25 后向反射或散射的信号 光， 经原路返回并被格林透镜 13 耦合进第三单模光纤 6， 并最终传输至平衡探测器 11。聚 焦透镜 17 由第二支撑套 18 固定。分光柱透镜 15 和参考镜 16 由第二支撑套 18 固定， 然后 固定到限位螺母 19 上， 限位螺母 19 通过螺纹连接在旋转电机丝杆 20 上， 旋转电机丝杆 20 说 明。
35、 书 CN 102525382 B 7 5/6 页 8 是旋转电机 21 的一部分。旋转电机 21 经第三支撑套 23 固定到透明外护套 24 的内壁上， 并经连接线22连接计算机26。 旋转电机21的旋转运动通过涡轮蜗杆机构转换成旋转电机 丝杆 20 的螺旋输出运动， 从而带着被聚焦透镜 17 聚焦于样品 25 的照明光束做螺旋扫描， 实现了对样品 25 的螺旋扫描成像。透明外护套 24 选用对近红外波段透明、 不会引起人体 不良反应的材料， 并有足够的强度来保证探头内部器件的正常工作和患者的安全。 0035 图 3 用于确定内窥探头 8 里干涉结构的尺寸。设分光柱透镜 15 的折射率和长度。
36、 分别为 n1和 e， 聚焦透镜 17 的折射率和厚度分别为 n2和 g， 透明外护套 24 的折射率和厚度 分别为n3和h， 以及样品25的折射率和聚焦深度分别为n4和k， 则它们应满足关系式n1e n2g+n3h+n4k 以平衡参考臂和样品臂之间的色散。设参考镜 16 至分光柱透镜 15 右端面中心 的几何距离为f， 内窥探头8的轴心线至样品25表面附近z0位置处的几何距离为z， 则它们 应满足关系式 f z-n2g-n3h， 这意味着参考镜 16 的位置对应着样品臂里的位置 z0。位置 z0和样品 25 之间存在着一个微小的距离 z， 是为了使干涉信号经傅里叶逆变换后得到的 有用样品信号。
37、项和它的镜像项在空间上不发生混叠， 从而可以直接舍弃镜像项而只显示样 品信号项。由于零光程位置附近的成像结果最为理想， 所以距离 z 也不能太大， 即参考镜 16 的位置应尽量接近样品 25。 0036 本发明的控制系统如图 4 所示。计算机 26 分别经数据传输线连接扫频光源 1 和 平衡探测器11的输出端口， 并经连接线22接旋转电机21， 旋转电机21置于内窥探头8里。 计算机 26 控制扫频光源 1 进行波长的等间隔快速扫描， 并同步触发平衡探测器 11 采集干 涉信号并传输至计算机 26 进行处理。计算机同时驱动旋转电机 21 旋转并通过旋转电机丝 杆 20 带着被聚焦透镜 17 聚。
38、焦于样品 25 的照明光束做螺旋扫描运动， 从而实现对样品 25 的三维扫描成像。 0037 作为实施例， 扫频光源 1 可采用 Santac 公司的 HSL-2000-1.31m 高速扫频激光 光源， 所有的光纤 ( 包括第一单模光纤 2、 第二单模光纤 4、 第三单模光纤 6、 第四单模光纤 9、 第五单模光纤 10) 均采用带 FC/APC 接头的 SMF-28e 光纤， 光环形器 3 和光耦合器 5 可分 别采用 Thorlabs 公司的 CIR-1310-50-APC 和 FC1310-70-50-APC( 为 22 耦合器， 使其一 个端口闲置， 作为 21 耦合器使用 ) 产品，。
39、 平衡探测器 11 采用 Thorlabs 公司的 PDB145C 型 InGaSn 点探测器。也可直接选用 Thorlabs 公司的 INT-MSI-1300 产品， 它集成了光环形 器 3、 光耦合器 5、 和平衡探测器 11 的功能。旋转电机 21 采用 Faulhaber 公司的 03A S3 型 产品， 它包括无刷直流微型电机、 行星减速箱、 和旋转电机丝杆 20。分光柱透镜 15、 参考镜 16、 聚焦透镜 17、 第一支撑套 14、 第二支撑套 18、 第三支撑套 23、 和透明外护套 24， 均为自 制。其余器件， 可从市场购得。 0038 本发明提出的螺旋扫描共路干涉型内窥扫。
40、频 OCT 实时成像方法， 其具体步骤如 下 ： 0039 第一步， 计算机控制扫频光源进行波长 的等间隔快速扫描， 并同步触发平衡探 测器采集干涉信号并传输至计算机进行处理 ； 0040 第二步， 计算机同时驱动旋转电机带着照明光束对样品横向扫描一周， 得到一帧 图像， 由平衡探测器采集到的干涉信号记为 Ii1(k， ci， z1)， i 1 N， N 为沿螺旋运动的圆 周方向 c 的采样点数， 波数 k 2/， z 为螺旋运动的直线方向坐标 ； 0041 第三步， 对干涉信号 Ii1(k， ci， z1) 进行插值处理使之成为波数 k 空间的均匀采样 说 明 书 CN 102525382 。
41、B 8 6/6 页 9 函数， 记为 I i1(k， ci， z1) ； 0042 第四步， 对 I i1(k， ci， z1) 进行关于波数 k 的快速傅里叶逆变换， 得到关于样品深 度位置 a 的函数 Ii1(a， ci， z1) i1(a， ci， z1)+ACi1(a， ci， z1)+Si1(a， ci， z1)+Mi1(-a， ci， z1)， 其中 ： i1(a， ci， z1) 为直流背景项， ACi1(a， ci， z1) 为自相关项， Si1(a， ci， z1) 为有用的样品 信号项， Mi1(-a， ci， z1) 为镜像项 ； 0043 第五步， 将函数 Ii1(a，。
42、 ci， z1) 减去该帧图像均值后可滤除直流背景项 i1(a， ci， z1) ； 生物组织的自相关项 ACi1(a， ci， z1) 较弱， 忽略不计 ； 镜像项 Mi1(-a， ci， z1) 由系统设计 来保证与样品信号项 Si1(a， ci， z1) 在空间上分离， 在输出显示时可直接舍弃 ； 从而只得到有 用的样品信号项 Si1(a， ci， z1) ； 0044 第六步， 计算机驱动旋转电机继续扫描， 得到沿螺旋运动的直线方向z的第j圈的 干涉信号 Iij(k， ci， zj)， i 1 N， j 1 M， M 为平衡探测器沿螺旋运动的直线方向 z 的 采样点数 ； 0045 第七步， 重复上述第三步至第五步， 即可得到样品的三维图像 S(a， c， z)。 0046 上述具体实施方式用来解释说明本发明， 而不是对本发明进行限制。在本发明的 精神和权利要求的保护范围内， 对本发明作出的任何修改和改变， 都落入本发明的保护范 围。 说 明 书 CN 102525382 B 9 1/2 页 10 图 1 图 2 说 明 书 附 图 CN 102525382 B 10 2/2 页 11 图 3 图 4 说 明 书 附 图 CN 102525382 B 11 。