申请/专利权人：天津恒宇医疗科技有限公司

申请日：2018-02-13

公开（公告）日：2024-04-23

公开（公告）号：CN108095704B

主分类号：A61B5/02

分类号：A61B5/02

优先权：

专利状态码：有效-授权

法律状态：2024.04.23#授权;2018.06.26#实质审查的生效;2018.06.01#公开

摘要：一种单光源双波段OCT成像系统，其特征在于它包括信号源、中性衰减器、环形器、第一耦合器、指示光光源、参考臂、样品臂、第二耦合器、第一接收装置、第二接收装置、多通道采集卡和计算机；本发明基于双波段的SOCT技术，通过分析不同组织成分在两个波段的光学特性的差异，相对于单波段的SOCT技术，能够用更小的计算复杂度实现更准确斑块成分自动分析。本发明的结构基于传统OCT的结构，既能对样品进行OCT结构成像，又能对斑块成分自动分析，给医务人员多一些参考信息，对病情的诊断和治疗起到辅助作用。

主权项：1.一种单光源双波段OCT成像系统，其特征在于它包括信号源、中性衰减器、环形器、第一耦合器、指示光光源、参考臂、样品臂、第二耦合器、第一接收装置、第二接收装置、多通道采集卡和计算机；所述信号源发出的光经由中性衰减器降低平均功率后，通过环形器的第一个端口进入环形器，环形器的第二个端口与第一耦合器的一个输入端连接，所述第一耦合器将光按不同比例耦合到参考臂和样品臂；所述第一耦合器的另一个输入端与指示光光源相连接；所述样品臂被待测样品散射回来的光和参考臂反射回来的光发生干涉，干涉光再次经过第一耦合器从环形器的第三个端口，进入第二耦合器；所述第二耦合器将干涉光分配到第一接收装置和第二接收装置；所述计算机对第一接收装置采集到的第一种波段的OCT干涉光谱I1（k）或者对第二接收装置采集到的第二种波段的OCT干涉光谱I2（k）经过傅里叶变换，将频域信号转换为空间深度域信号，生成传统的OCT断层结构图像；所述计算机对第一接收装置采集到的第一种波段的OCT干涉光谱I1（k）和第二接收装置采集到的第二种波段的OCT干涉光谱I2（k）进行处理得到组织样品中的成分分布图。

全文数据：一种单光源双波段OCT成像系统技术领域[0001]本发明涉及0CT领域，尤其是一种单光源双波段0CT成像系统。背景技术[0002]光学相干断层成像OpticalCoherenceTomography,0CT是一种新兴的生物医学光学成像技术，它基于低相干干涉技术，能够对包括生物组织在内的强散射介质进行深度成像。由于其分辨率高、无辐射、非接触测量等优点，在生物学、医学领域中，0CT被誉为“光学活检”。0CT利用样品臂生物组织的后向散射光与参考臂的光进行干涉，经过信号采集和数据处理，重建出生物组织的断层结构，形成包括深度信息的三维成像，对生物内部结构进行在体的非侵入检测观察。[0003]在心血管领域，由于0CT的分辨率极高，其轴向分辨率可达10um左右，具备组织辨别能力，即通过0CT影像可基本了解斑块的主要成分和组织学特征。不同斑块成分，例如冠脉中常见的纤维斑块、脂质斑块、钙化斑块在0CT影像下呈现出不同的信号特征，有丰富读图经验的临床医生能根据图像上不同的信号特征识别出斑块的种类，对冠心病的诊断和选择治疗方案具有重要的意义。然而，传统的1.3um0CT系统基于斑块成分对光的散射性和吸收性成像，我们只能根据0CT的结构图像间接推测出斑块的成分，斑块分类的准确性有限。设备的成像质量或者由于非预期情况导致图像上出现伪影、畸变或者信号衰减时，斑块类型的判断就会变得十分困难，尤其是当临床医生不具有充分的0CT图像识图经验时，会严重影响医生对病情的诊断。[0004]目前国内外已经提出一些基于光谱学的方法用来识别血管内斑块，其中最广泛的一种就是基于光声成像（Photoacoustic和血管内超声（IntravascularUltrasound，IVUS来识别，比如论文K.Jansen,M.Wu,A.F.W.vanderSteen,andG.vanSoest,“Photoacousticimagingofhumancoronaryatherosclerosisintwospectralbands,”Photoacoustics21，12-202014，和KristaJansen,MinWu,AntoniusF.ff.vanderSteen,andGijsvanSoest,“Lipiddetectioninatherosclerotichumancoronariesbyspectroscopicintravascularphotoacousticimaging”，OpticsExpress1821，2013。然而这种方法必须使用IVUS来接受光声信号，内窥导管上必须额外增加一些器件，这不仅增加了导管的尺寸，不利于导管进入狭窄的病变血管，也增加了制造成本和工艺难度。[0005]另外一种方法就是光谱学OCTSpectroscopicOCT，S0CT，S0CT对后向散射光进行光谱分析，用傅里叶变换或小波变化的方法提取出样品组织深度方向上的光谱信息。S0CT图像可以清楚地观察到波长较长的光具有较大的探测深度，以及不同组织成分对光的选择性吸收。从某种角度上讲，S0CT可以得到类似于吸收特性成像的效果，从而反映出不同组织对光的选择吸收效应图像。S0CT是一种后处理技术，其使用的装置是跟传统0CT相同的装置，不用额外增加装置。专利CN105996999A提出了一种基于扩展的惠更斯-菲涅尔原理的多次散射模型，测量样品深度分辨率衰减系数的方法和系统，采用的装置与传统的0CT相同，其缺点是计算量太大并且只采用理想的理论模型计算，在实际中会受到很多因素的影响，会导致结果不准确。论文C.P.Fleming,J.Eckert,E.F.Halpern，J.A.Gardecki，andG.J_Tearney,“Depthresolveddetectionoflipidusingspectroscopicopticalcoherencetomography,”Biomed.Opt.Exp.,48，1269-12842013提出了一种基于1.3um扫频光源的SOCT可以准确地判别出脂质、胶原质和钙化斑块，但是该系统是缺点是计算量太庞大，原因是该系统使用单个带宽的光源，不同的组织成分在1.3um左右的光吸收特性的差异相对较小，想要从有限的对比中计算出光学特性的差异，就需要大量的参考数据和较多的数据训练。另一方面，多带宽的S0CT能够放大这种差异性，也就提供了一种更易实现的识别不同组织成分的方法。论文LYu，JKangetc，“Tri-bandopticalcoherencetomographyviaopticalparametricamplifierforendoscopicapplication”，OpticalTomographySpectroscopy，2016:0Th2B_2提出了一种基于1.31!!11，1.511111，1.611111三个带宽的装置，但是由于用到了三个不同的光源，结构太复杂，成本太高根本不适合实际使用，另外由于结构复杂引入了空间滤波、散点噪声和其他系统噪声，导致结果存有一些偏差。专利CN101290292B提出了一种多波长0CT系统，但它还是传统的结构0CT，只能测到样品的结构信息，另外它使用两个独立的光源不仅增加了系统的成本，两个带宽的光信号之间的同步性也是需要解决的一个问题。发明内容[0006]本发明的目的在于提供一种单光源双波段0CT成像系统，它能够解决现有技术的不足，本发明既能对样品进行传统的0CT结构成像，又能基于S0CT技术实现计算机对斑块成分的自动分析，给医务人员多一些参考信息，对病情的诊断和治疗起到辅助作用。[0007]本发明的技术方案:一种单光源双波段0CT成像系统，它包括信号源、中性衰减器、环形器、第一耦合器、指示光光源、参考臂、样品臂、第二耦合器、第一接收装置、第二接收装置、多通道采集卡和计算机;所述信号源发出的光经由中性衰减器降低平均功率后，通过环形器的第一个端口进入环形器，环形器的第二个端口与第一耦合器的一个输入端连接，所述第一耦合器将光按不同比例耦合到参考臂和样品臂;所述第一耦合器的另一个输入端与指示光光源相连接;所述样品臂被待测样品散射回来的光和参考臂反射回来的光发生干涉，干涉光再次经过第一耦合器从环形器的第三个端口，进入第二耦合器;所述第二耦合器将干涉光分配到第一接收装置和第二接收装置;所述第一接收装置和第二接收装置分别接收两种不同波段的干涉光，所述第一接收装置和第二接收装置接收到的光信号通过多通道采集卡进入计算机进行数据处理得到0CT断层结构图像和组织样品中的成分分布图。[0008]所述第一接收装置接收1.3um波段的干涉光，所述第二接收装置接收1.7um波段的干涉光。[0009]所述信号源为超宽谱光源或者扫频光源;信号源采用超宽谱光源时，第一接收装置和第二接收装置分别采用光谱仪;信号源采用扫频光源时，第一接收装置和第二接收装置采用光电探测器。[0010]所述超宽谱光源的带宽须包含1•3um波段（1270nm〜l37〇nm和1•7um波段（1600nm〜1700nm，包括但不限于超连续谱光源或白光光源、超宽SLD。[0011]所述指示光为用于给使用者提示出光位置的可见光。[0012]所述计算机对第一接收装置采集到的第一种波段的OCT干涉光谱IIk或者对第二接收装置采集到的第二种波段的0CT干涉光谱I2k经过傅里叶变换，将频域信号转换为空间深度域信号，生成传统的0CT断层结构图像；所述计算机对第一接收装置采集到的第一种波段的0CT干涉光谱IIk和第二接收装置采集到的第二种波段的0CT干涉光谱12k进行处理得到组织样品中的成分分布图。[0013]所述参考臂包括第一偏振控制器、光纤准直器、第一聚焦透镜和反射镜。[0014]所述样品臂包括第二偏振控制器和光学旋转连接器，所述光学旋转连接器是连接0CT系统与0CT导管的装置，并控制0CT导管旋转和运动，实际使用中，〇CT导管是进入人体的部分。[0015]所述第一光谱仪包括第一滤波片、第二聚焦透镜、第一光栅、第三聚焦透镜和第一线阵CCD相机，所述第一光谱仪的所有器件都工作在1.3um波段1270nm〜1370nm。[0016]所述第二光谱仪包括第二滤波片、第四聚焦透镜、第二光栅、第五聚焦透镜和第二线阵CCD相机，所述第二光谱伩的所有器件都工作在1.7um波段1600nm〜1700nm。[0017]本发明的优越性：（1本发明基于双波段的S0CT技术，通过分析不同组织成分在两个波段的光学特性的差异，相对于单波段的S0CT技术，能够用更小的计算复杂度实现更准确斑块成分自动分析。（2本发明的结构基于传统〇CT的结构，既能对样品进行0CT结构成像，又能对斑块成分自动分析，给医务人员多一些参考信息，对病情的诊断和治疗起到辅助作用。（3常见的心血管0CT系统选择1•3画波段的光源，目前国内外已有研究表明，丨.7um波段的光源在心血管成像中穿透深度更深，本发明选择1•3um和1•7um双波段成像，对1.3um的0CT结构成像的深度有一个扩展。（4本发明仅使用单个光源，不仅没有多个光源存在的时序控制问题，还简化了系统的结构，降低系统成本。附图说明[0018]图1为本发明的一种单光源双波段0CT成像系统的结构示意图。[0019]图中：1为超连续谱激光器，2为中性衰减器，3为环形器，4为第一耦合器，5为红光激光器，6为参考臂，7为样品臂，8为第二耦合器，9为第一光谱仪，10为第二光谱仪，11为多通道米集卡，12为计算机;61为第一偏振控制器，62为光纤准直器，63为第一聚焦透镜，64为反射镜，71为第二偏振控制器，72为光学旋转连接器，为第一滤波片，犯为第二聚焦透镜，93为第一光栅，94为第三聚焦透镜，95为第一线阵CCD相机;101为第二滤波片，1〇2为第四聚焦透镜，103为第二光栅，104为第五聚焦透镜，105为第二线阵CCD相机。具体实施方式[0020]实施例:见图1，本实施例的一种单光源双波段0CT成像系统包括超连续谱激光器1、中性衰减器2、环形器3、第一耦合器4、红光激光器5、参考臂6、样品臂7、第二耦合器8、第一光谱仪9、第二光谱仪10、多通道采集卡11和计算机12。[0021]所述参考臂6包括第一偏振控制器61、光纤准直器62、第一聚焦透镜63和反射镜64。所述样品臂7包括第二偏振控制器H和光学旋转连接器72。所述第一光谱仪9包括第一滤波片91、第二聚焦透镜92、第一光栅⑽、第三聚焦透镜94和第一线阵CCD相机95。所述第二光谱仪10包括第二滤波片101、第四聚焦透镜102、第二光栅103、第五聚焦透镜1〇4和第二线阵CCD相机105。[0022]超连续谱激光器1输出的超宽谱光源光谱为400〜2400nm，通过中性衰减器2将输出光源的平均功率衰减到50mff左右，然后与环形器3的第一个端口连接，环形器3的第二个端口与第一耦合器4的其中一个输入端口连接。第一耦合器4的分光比是1:9,于是将光大部分分配给样品臂7,少部分分配给参考臂6。第一耦合器4的另一输入端口与红光激光器5连接，红光激光器5输出的红光中心波长在660nm左右，红光是可见光，用于给医务人员指示样品臂中的出光位置。第一偏振控制器61可以调整参考臂6中光的偏振态，光经过光纤准直器62、第一聚焦透镜63后被反射镜64反射回来，与样品臂7中被样品散射回来的光发生干涉。样品臂7中的光经过第二偏振控制器71调整偏振态后进入光学旋转连接器72。光学旋转连接器72是连接OCT系统与OCT导管的装置。实际使用中，OCT导管是进入人体的部分，光学旋转连接器72控制OCT导管旋转和运动。干涉光从第一耦合器4进入到环形器3,并从环形器3的第三个端口进入到第二耦合器8。第二耦合器8的分光比是5:5，干涉光平均地进入第一光谱仪9和第二光谱仪10。第一滤波片91只让波长在1270nm〜1370nm波段的光通过，因此其后的第二聚焦透镜92、第一光栅93、第三聚焦透镜94和第一线阵CCD相机95均是工作在1270nm〜1370nm波段的器件。波段在1.3聰波段的干涉光谱被第一线阵CCD相机95采集，再通过多通道采集卡11进入计算机12进行数据处理。第二滤波片101只让波长在1600mn〜1700nm波段的光通过，因此其后的第四聚焦透镜102、第二光栅103、第五聚焦透镜104和第二线阵CCD相机105均是工作在1600nm〜1700nm波段的器件。波段在1.7um波段的干涉光谱被第二线阵CCD相机105采集，同样也通过多通道采集卡11进入计算机12进行数据处理。[0023]本实施例仅以分析样品组织中的脂质成分为例说明，其他成分如纤维、钙化等与此处理过程相同。由第一线阵CCD相机％采集到的1.3um波段的OCT千涉光谱IIk经过计算机12进行傅里叶变换，将频域信号转换为空间深度域信号，形成传统的〇CT断层结构图像；由第一线阵C⑶相机95采集到的1•3um波段的0CT干涉光谱11k及由第二线阵XD相机105采集到的1•7um波段的0CT干涉光谱12k经过计算机12进行处理得到样品中的脂质分布图。[0024]本实施例以用l_3um波段的干涉谱得到传统的〇CT结构图像为例进行说明，也可以用1.7um波段的干涉谱得到传统的0CT结构图像，或者二者皆有。[0025]由于常见的〇CT结构有两种，一种是以宽带光源作为信号源，光谱仪作为接收装置，另一种是以扫频光源作为信号源，光电探测器作为接收装置。因此，将本发明所述超宽谱光源换成单个或多个扫频光源，所述第一光谱仪和第二光谱仪换成单个或多个光电探测器，均未脱离本发明的精神实质，也在本发明的保护范围之内。[0026]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。

权利要求：1.一种单f源双波段OCT成像系统，其特征在于它包括信号源、中性衰减器、环形器、第二耦合器、指示光光源、^考臂、样品臂、第二耦合器、第一接收装置、第二接收装置、多通道采集卡和计算机;所述信号源发出的光经由中性衰减器降低平均功率后，通过环形器的第一个端口进入环形器，环形器的第二个端口与第一耦合器的一个输入端连接，所述第一耦合器将光按不同比例耦合到参考臂和样品臂;所述第一耦合器的另一个输入端与指示光光源相连接;所述样品臂被待测样品散射回来的光和参考臂反射回来的光发生干涉，干涉光再次经过第一耦合器从环形器的第三个端口，进入第二耦合器;所述第二耦合器将干涉光分配到第一接收装置和第二接收装置;所述第一接收装置和第二接收装置分别接收两种不同波段的干涉光，所述第一接收装置和第二接收装置接收到的光信号通过多通道采集卡进入计算机进行数据处理得到0CT断层结构图像和组织样品中的成分分布图。2.根据权利要求1所述一种单光源双波段0CT成像系统，其特征在于所述第一接收装置接收1•3um波段的干涉光，所述第二接收装置接收丨•7um波段的干涉光。3.根据权利要求1所述一种单光源双波段〇CT成像系统，其特征在于所述信号源为超宽谱光源或者扫频光源;信号源采用超宽谱光源时，第一接收装置和第二接收装置分别采用光谱仪;信号源采用扫频光源时，第一接收装置和第二接收装置采用光电探测器。4.根据权利要求3所述一种单光源双波段〇CT成像系统，其特征在于所述超宽谱光源的市宽须包含波长1270nm〜1370nm的1•3um波段和波长1600nm〜1700nm的1.7um波段，包括但不限于超连续谱光源或白光光源、超宽SLD。5.根据权利要求1所述一种单光源双波段〇CT成像系统，其特征在于所述指示光为用于给使用者提不出光位置的可见光。6.根据权利要求1所述一种单光源双波段0CT成像系统，其特征在于所述计算机对第一接收装置采集到的第一种波段的0CT干涉光谱IIk或者对第二接收装置采集到的第二种波段的0CT干涉光谱I2k经过傅里叶变换，将频域信号转换为空间深度域信号，生成传统的0CT断层结构图像；所述计算机对第一接收装置采集到的第一种波段的0CT干涉光谱IIk和第二接收装置采集到的第二种波段的0CT干涉光谱12k进行处理得到组织样品中的成分分布图。7.根据权利要求1所述一种单光源双波段0CT成像系统，其特征在于所述第一光谱仪包括第一滤波片、第二聚焦透镜、第一光栅、第三聚焦透镜和第一线阵C⑶相机，所述第一光谱仪的所有器件都工作在1.3uni波段;所述第二光谱仪包括第二滤波片、第四聚焦透镜、第二光栅、第五聚焦透镜和第二线阵CCD相机，所述第二光谱仪的所有器件都工作在1.7um波段。

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