扫频激光光源

经过实验表明，生物医学光学(BiomedicaloPtics) 是近年来受到国际光学界和生物医学界广泛关注的研究热点，随着光学技术的发展生物医学光学将在多层次上对研究生物体组织特别是人体组织的结构、功能和其他生命现象产生重要影响。医学光学成像技术作为生物

医学光学的一个分支，从理论上可分为扩散光学成像与相干域光学成像。前者成像深度较深，理论基础是光子输运方程的扩散近似，被检测的光学信号会在组织体内经历多次散射，如何建立散射信息与组织光学特性参数变化间的关系和提取散射信息是其关键。

光学相干层析成像技术(opticaleohere neetomography,oCT) 是属于后者一一相干域光学成像的一种无损“光学活检”技术。基于扫频光源的光学频域成像(opticalfreque neydomai ni magi ng,oFDI) 或称为扫频光学相干层析成像(swepts。uree。pticalcoherencetomography,55 —oeT)是最新一代OCT技术。首先介绍了OCT发展的几代技术的比较；接着介绍了OFDI的核心部分一一扫频光源的研究现状及发展；最后介绍了本文的主要研究内容和创新

点。

1.1OCT技术发展

OCT将光纤技术、光电探测技术与计算机处理技术等有机结合，无损获取组织内部的结构乃至功能信息［1］,是继x射线计算机断层成像(xcT)和核磁共振成像(MRI)技术之后的又一重要突破，实际上是通过测量后向散射光的振幅和相移得到微米量级分辨的样品横切面结构图像［2,3］。ocT基础理论来自组织光学中的光与组织的相互作用,OCT技术只利用了光在组织中传输的最小部分的单次后向散射光一一弹道光(ballisticlight), 如何避免散射以及在强散射背景中提

取这部分有用的信息是OCT技术的重点。弹道光子在散射介质中传播满足朗伯比尔指数衰减定律，理想弹道光子的探测由量子点噪声决定穿透深度，因此弹道光子的探测深度有限，大约能穿透30个平均自由程。光与生物组织的相互作用很复杂，与光波的特性、生物组织结构及其物理化学生物特性均有关系。通过研究光在生物组织中的传输规律,得出近红外光(700 —150onln)成像具有无损、非电离、吸收小、散射小等优势成为“组织光窗” (tissueoptiealwindow), 并且得出四个最好的峰值，分别是850、1060、1300和15O0nm波段。因此，大部分OCT技术的光源都是基于这四个波段。自1991年美国麻省理工学院(MIT)Fujimot。小组研制出第一台OCT系统，并成功获取视网膜的

高分辨层析图像以来［I］,至今20年，ocT系统从时域ocT(timedoma in optiealeohere neetomography,To ——oeT)［4,'］发展至U 谱域oeT(speetraldomainoptiealeohereneetomograPhy,Sn —oeT)16,'］及扫频oeT系统OFDI(或称55 一ocT)［8-,0］, 技术上经历

了巨大的发展［I' 一,31,研究者也从当初主要集中在美国发展到遍及全球各地。2007年美国物理学会scitation 数据库收录的ocT论文

接近200篇。ocT从实验室学术研究到应用产品化的时间非常短，第一台走向商品化的仪器是1996年美国卡尔蔡司公司(earlzeissMeditee,lnc.)

推出的OCT冃艮科成像仪。目前全球已有几十家公司在研发OCT系统仪器与关键器件，并成功应用于眼科「” ,'“］、心脏和肿瘤等领域，充分展示了该技术的巨大需求和应用前景。时域oCT是第一代OCT技术,利用低相干光源分别进入参考臂和样品臂后探测干涉信号，通过扫描参考臂，利用相干门来得到样品的轴向结构信息，如图1.1。

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A-SC3H ^n^yof photocetecla - k

图12 SD-OCT 系统原理示意图 Lrcadbcind in ：

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encodmg photodetector

图1.3 SS-OCT 系统原理示意图

尽管成像探头同时照明样品的整个成像

深度范围 ，但只有样品臂与参

考臂的光程差小于光源的相干长度的后向散射光参与干涉成像，不同

深度信息通过扫描参考臂而依次得到。频域

OCT(freque neydomai neohere neetomograPhy,FD — OCT 不需要扫描 broadband source H) —<6 beajft spbtta beam split! a

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参考臂,直接测量整个深度的干涉光谱信号，干涉信号通过傅里叶变换得到轴向深度结构信息。所有成像深度范围内的后向散射光都同时参与成像,并行探测深度信息。FD 一OCT先后发展了两种形式，分别是SD —OCT和OFDI（或称55 一OCT）SD —OCT采用低相干宽带光源,用阵列探测器（CCD或CMOS探测多通道光谱仪空间分辨的千涉光谱信号，如图1.2。探测臂中的光谱仪探测到不同光谱分量对应的由不同的光程差所调制的干涉信号。干涉光谱信号的调制周期与样品臂回波信号的时延成反比，即不同的光程差对应不同的调制频率。OFDI 采用高速调谐连续扫频光源和单点探测器探测时间分辨的干涉光之谱信号,如图1.3。光源的频率是随时间变化的函数，样品光和参考光间存在一个频率差，当两路光发生干涉时，这个频率差使得干涉强度产生调制或者拍频现象，因此不同的时延会产生不同的频率调制TD 一OCT参考臂需要机械扫描，所以系统成像速度受限于参考臂机械扫描的速度，目前最快达到IkHz左右,FD 一OCT的并行性探测大大提高了速度,SD 一OCT由于高速线阵CCD,OFD由于高速扫频光源，在成像速度上比TD一OCT提高了两个数量级。SD一OCT在CCD勺一次积分时间内得到了所有成像深度范围内的信息，OFDI在一个扫频周期内得到了所有成像深度范围内的信息，所以SD一OCT与OFDI比TD一OCT 的信噪比和灵敏度提高了50一100倍。FD一OCT由于信噪比不依赖于光谱带宽，可以克服TD一OCT分辨率和信噪比权衡问题，同时得到高分辨率和高信噪比。相比TD一OCT,FD一OCT在速度、信噪比和灵敏度的提高使得三维OCT（3D- OCT成像得到发展，在体生物医学得