仇志遠(yuǎn)，高萬榮，陳朝良，常穎

（1 南京理工大學(xué) 電子工程與光電技術(shù)學(xué)院，南京 210094）

（2 東南大學(xué) 電子科學(xué)與工程學(xué)院，南京 210096）

0 引言

光學(xué)相干層析（Optical Coherence Tomography，OCT）技術(shù)是一種能夠?qū)Ρ咏M織進(jìn)行層析成像的醫(yī)學(xué)成像技術(shù)，具有無創(chuàng)、高分辨等特點(diǎn)，成像深度達(dá)到毫米量級，縱向分辨率可至1 μm［1］。譜域光學(xué)相干層析（Spectral Domain Optical Coherence Tomography，SDOCT）是OCT 技術(shù)分類中的一種，相較于時(shí)域OCT，SDOCT 參考臂中無需添加掃描機(jī)構(gòu)，具有更快的成像速度、更高的信噪比和靈敏度［2］。OCT 已被廣泛應(yīng)用于眼科［3］、皮膚科［4］等醫(yī)學(xué)檢測領(lǐng)域，同時(shí)該技術(shù)也被應(yīng)用于材料科學(xué)領(lǐng)域［5-6］。

偏振敏感光學(xué)相干層析成像技術(shù)（Polarization Sensitive Optical Coherence Tomography，PSOCT）是OCT 技術(shù)的功能擴(kuò)展，它在光學(xué)相干層析技術(shù)的基礎(chǔ)上添加了測量并分析樣品偏振信息的功能。其不僅能夠反應(yīng)樣品內(nèi)部的微觀結(jié)構(gòu)信息，還能夠探測偏振光入射到樣品后不同深度偏振態(tài)的改變情況，采用相關(guān)偏振矩陣計(jì)算表征偏振特性，如相位延遲、光軸方向等，從而可以辨別普通OCT 無法區(qū)分的特性結(jié)構(gòu)［7-8］。PSOCT 技術(shù)已被用于檢測皮膚燒傷程度［9］、牙齒修復(fù)檢測［10］、人體肺部腫瘤評估［11］以及視網(wǎng)膜病變檢測［12］等醫(yī)學(xué)領(lǐng)域，具有重要的應(yīng)用價(jià)值。

一般的OCT 系統(tǒng)軸向分辨率在3 μm 以上，為了能夠看清組織更細(xì)微的結(jié)構(gòu)，需要實(shí)現(xiàn)更高的分辨率功能。SDOCT 系統(tǒng)軸向分辨率與光源的帶寬和中心波長有關(guān)，為了有效提高系統(tǒng)分辨率，需要使用中心波長較短或者帶寬更寬的光源，但由于生物光學(xué)窗口的限制，常用方法即增加成像的光源帶寬。具體做法是采用光譜拼接［13］和使用超連續(xù)譜激光器（Super-continuum Light Source，SCL）［14］，隨著分辨率的提高，能夠?qū)崿F(xiàn)活體組織亞細(xì)胞成像［15-16］等功能。

隨著光源帶寬的增加，系統(tǒng)引入色散，干涉包絡(luò)信號展寬，導(dǎo)致成像模糊，分辨率降低。通?；谟布蛙浖煞矫娴难a(bǔ)償解決色散。硬件補(bǔ)償通常是指在系統(tǒng)參考臂中加入兩臂色散差的等效介質(zhì)。例如可變厚度熔融硅和BK7 棱鏡［17］、一定厚度的水槽［18］、不同類型長度的光纖［19］等?；谟布倪€可以使用快速掃描延遲線系統(tǒng)［20］。軟件方面提出了多種補(bǔ)償算法，如自聚焦算法等［21-23］。

PSOCT 系統(tǒng)中的重要功能是可以探測到兩正交方向上的干涉光譜［7］。通常情況下，將干涉信號通過偏振分束器分離，使用兩個(gè)光譜儀即可實(shí)現(xiàn)正交方向上信號的同時(shí)探測。但對于雙光譜儀的PSOCT 系統(tǒng)，體積大不利于小型化，且需要對兩通道進(jìn)行高精度的配準(zhǔn)和同步觸發(fā)，搭建費(fèi)用較高，硬件控制難度大。由于相機(jī)的不同造成的靈敏度差異，致使后期光譜矯正難度大，因此需要研究基于單相機(jī)的PSOCT 系統(tǒng)。基于單相機(jī)的偏振OCT 探測擁有多種不同的實(shí)現(xiàn)方式，一般分為分時(shí)探測和實(shí)時(shí)探測，分時(shí)探測的主要原理是使用單相機(jī)在不同時(shí)間分別探測兩正交方向上的干涉信號，而實(shí)時(shí)探測一般是實(shí)現(xiàn)相機(jī)的分區(qū)域探測，在同一時(shí)刻將不同方向上的干涉信號接收在相機(jī)的不同區(qū)域。

對于分時(shí)探測，2009 年LEE S W 等使用光開關(guān)對正交偏振光譜進(jìn)行選擇［24］，使其在相鄰時(shí)間入射至同一光譜儀中，減少了因光譜儀配準(zhǔn)精度不高帶來的問題。除了對干涉信號進(jìn)行正交方向的分離方法外，HE Y W 等使用光快門和光開關(guān)兩種方式對參考臂返回光的正交偏振態(tài)進(jìn)行連續(xù)切換選擇，同樣實(shí)現(xiàn)了樣本的偏振信息測量［25-26］。對于實(shí)時(shí)探測，可以將兩正交方向干涉信號以不同角度入射同一光柵，以不同出射角被相機(jī)相鄰區(qū)域探測接收［27］。另外，根據(jù)沃拉斯頓棱鏡對正交偏振態(tài)分離的作用，將干涉信號通過沃拉斯頓棱鏡后即可在相機(jī)不同區(qū)域得到不同偏振態(tài)的干涉信號［28］。由于光柵衍射效率隨角度的變化以及相機(jī)陣列靈敏度的差異，使得這兩種方法需要對信號進(jìn)行矯正匹配。同時(shí)因?yàn)槌上裣袼刂档臏p半，限制了系統(tǒng)成像范圍，使用多陣列相機(jī)可以解決該問題［29］。

本文提出了一種單相機(jī)微米譜域偏振OCT 系統(tǒng)，使用偏振片在不同時(shí)間選通兩正交偏振干涉光譜。共用同一光譜儀，減少由于相機(jī)不匹配帶來的光譜畸變問題。系統(tǒng)使用寬帶光源實(shí)現(xiàn)高分辨率性能，從硬件軟件兩方面補(bǔ)償系統(tǒng)色散。利用單輸入態(tài)偏振光計(jì)算重構(gòu)得到生物組織強(qiáng)度圖和相位延遲圖像，展現(xiàn)系統(tǒng)成像質(zhì)量，證明了偏振測量的可行性。

1 系統(tǒng)結(jié)構(gòu)和原理

1.1 PS-SDOCT 系統(tǒng)

基于單相機(jī)的微米分辨PS-SDOCT 系統(tǒng)原理結(jié)構(gòu)如圖1，部分裝置實(shí)物如圖2。超連續(xù)激光光源（SC480-2，F(xiàn)ianium，UK）的出射光譜波長范圍在410～2 400 nm，經(jīng)過二向色鏡（DMLP100T，Thorlabs，US）后，波長1 μm 以內(nèi)的光反射通過偏振片P1，使經(jīng)過L2進(jìn)入單模光纖耦合器的光為垂直線偏振光。其余光被光擋吸收以防止對人眼的傷害和對環(huán)境的影響。進(jìn)入?yún)⒖急鄣墓馔ㄟ^L3準(zhǔn)直入射至平面反射鏡，參考臂中加入了K9 光學(xué)玻璃以補(bǔ)償系統(tǒng)色散。進(jìn)入樣品臂的光通過L4準(zhǔn)直入射至X-Y掃描振鏡（GVS012，Thorlabs，US），然后通過L5的物鏡入射至樣品表面。兩臂返回的信號于單模光纖耦合器發(fā)生干涉，干涉信號通過L6入射至空間光路，通過偏振片P2進(jìn)行正交偏振態(tài)光譜信號的選擇，某一時(shí)刻只有水平或垂直偏振光譜通過L7入射至自制光譜儀中，如圖1 中虛線框內(nèi)結(jié)構(gòu)。偏振分離后的干涉信號通過L8入射至透射式光柵（1002-1，Wasatch，US）進(jìn)行分光，再由L9匯聚至CCD（EM4，e2v，UK）接收。經(jīng)過標(biāo)定，系統(tǒng)最終成像波長范圍在760～920 nm，中心波長為840 nm，空氣中理論分辨率達(dá)到1.95 μm，經(jīng)色散補(bǔ)償后，在折射率為1.4 的生物組織中實(shí)際軸向分辨率為1.61 μm。

圖1 單相機(jī)微米PS-SDOCT 系統(tǒng)結(jié)構(gòu)Fig.1 System structure of micron resolution PS-SDOCT using a single camera

圖2 實(shí)驗(yàn)系統(tǒng)部分裝置實(shí)物Fig.2 Parts of the experimental system

系統(tǒng)偏振態(tài)由起偏器P1和四個(gè)手動(dòng)偏振控制器（PC）進(jìn)行調(diào)制，偏振控制器能夠作用在光纖的全工作波段，基于應(yīng)力雙折射改變單模光纖中光的偏振態(tài)。在基于單模光纖的PSOCT 系統(tǒng)中，樣品的偏振特性會受到光纖雙折射的影響，由于光纖組件的偏振特性未知，為了準(zhǔn)確提取樣品的偏振特性，需要通過調(diào)節(jié)偏振控制器使得偏振控制器和單模光纖的綜合作用等效于空間光路中的四分之一波片或全波片［30］。在實(shí)際操作中，首先調(diào)整PC1，使得入射至參考臂和樣品臂的光功率最大。其次調(diào)整PC3，需要控制入射至樣品表面的光為圓偏振光，使用四分之一波片和偏振片的組合對樣品臂出射的光進(jìn)行偏振態(tài)檢測。之后將參考臂遮擋，使用平面鏡作為樣品，調(diào)整PC4，轉(zhuǎn)動(dòng)P2切換通道，觀察兩通道的光譜功率，使得一通道下光功率最大，另一通道下光功率最小。最后遮擋樣品臂，調(diào)整PC2，轉(zhuǎn)動(dòng)P2切換通道，觀察兩通道下的光譜功率，使得其大小保持相同［31］。

1.2 系統(tǒng)色散補(bǔ)償

對于光纖型SDOCT 系統(tǒng)，由于光纖帶有較強(qiáng)的色散，所以在光纖干涉式系統(tǒng)中，兩臂光纖長度差和光學(xué)元件通常會引入色散不匹配問題。這里通過硬件和軟件兩方面對系統(tǒng)色散進(jìn)行補(bǔ)償。對于硬件補(bǔ)償，除了光學(xué)透鏡都使用消色差透鏡外，在參考臂中加入K9 光學(xué)玻璃片。由于很難計(jì)算所需精確的玻璃厚度值，使用不同厚度的玻璃塊依次加入，以平面鏡為樣品，通過強(qiáng)度圖和點(diǎn)擴(kuò)散函數(shù)曲線，觀察不同厚度的補(bǔ)償結(jié)果，選取最合適的厚度。

在后續(xù)處理中，采用數(shù)值補(bǔ)償?shù)姆椒▽ο到y(tǒng)色散進(jìn)行補(bǔ)償。由于重建樣品結(jié)構(gòu)需要對波數(shù)k進(jìn)行傅里葉變化，而相機(jī)獲取到的干涉信號是有關(guān)波長的函數(shù)，需要進(jìn)行重采樣使其映射到K空間。色散不匹配引入的是相位的影響，其中相位與多階色散的關(guān)系可以由泰勒級數(shù)展開表達(dá)［32］，即

式中，k0為中心波數(shù)，泰勒展開式中，第一項(xiàng)為固定相位因子，第二項(xiàng)系數(shù)表示群延遲，這兩項(xiàng)與色散展寬沒有關(guān)系。第三項(xiàng)系數(shù)表示一階色散，第n項(xiàng)系數(shù)表示n-1 階色散。為了補(bǔ)償色散，對獲取到的干涉信號減去Bscan 中所有Ascan 的均值以去除直流項(xiàng)，希爾伯特變換后根據(jù)式（1）進(jìn)行相位擬合得到當(dāng)前各階色散系數(shù)，隨后進(jìn)行數(shù)值模擬重新確定系統(tǒng)消色散后的各階系數(shù)，使用傅里葉變換重構(gòu)補(bǔ)償色散后的樣品結(jié)構(gòu)信息。

1.3 偏振模型和計(jì)算

對于偏振片P，兩正交通道下的瓊斯矩陣為

式中，下標(biāo)PH 和PV 分別表示水平和垂直偏振光分量的通道，從偏振片的矩陣中可知，光經(jīng)過偏振片后，兩垂直通道的信息將被分離，且并不會引入額外的相位延遲信息。探測到的兩時(shí)間段內(nèi)相互垂直的偏振光譜信號可表示為

式中，?(z)和A(z)分別表示兩方向沿深度上的相位和幅值。使用斯托克斯矢量來表示返回光的偏振狀態(tài)［33］，可表示為

式中，Δ?=?H-?V。

對于生物組織的瓊斯矩陣Jsam，在不考慮二向色性的前提下，可以將其分解為兩個(gè)旋轉(zhuǎn)矩陣和一個(gè)正交相位延遲矩陣的乘積形式［34］

式中，θ表示光軸方向，δ表示相位延遲，對式（7）進(jìn)一步計(jì)算可得

當(dāng)系統(tǒng)參考臂返回45°線偏振光，入射樣品表面光為圓偏振態(tài)光時(shí)，根據(jù)出射瓊斯矢量計(jì)算后轉(zhuǎn)化為斯托克斯矢量后，式（6）可表示為［14］

樣品的強(qiáng)度信息和相位延遲可通過式（6）、（7）計(jì)算，分別表示為

2 實(shí)驗(yàn)結(jié)果

2.1 色散補(bǔ)償

使用PS-SDOCT 系統(tǒng)，旋轉(zhuǎn)P2使其固定在0°方位，對此時(shí)獲取到的光譜數(shù)據(jù)進(jìn)行處理分析。對于硬件補(bǔ)償，以平面鏡作為樣品，依次插入三種不同厚度的K9 玻璃，為了更直觀地看出玻璃厚度對色散的影響，計(jì)算不同厚度玻璃補(bǔ)償下的點(diǎn)擴(kuò)散函數(shù)，觀察其半高寬，如圖3（a）中插圖。

從圖3（b）可看出，當(dāng)不加入玻璃時(shí)，平面鏡成像結(jié)果最差，隨著玻璃厚度的增加，色散補(bǔ)償效果越明顯，當(dāng)玻璃厚度在15 mm 時(shí)，平面鏡成像效果較為理想。

圖3 基于硬件色散補(bǔ)償結(jié)果Fig.3 Results based on hardware dispersion compensation

繼續(xù)疊加參考臂中玻璃厚度，當(dāng)插入K9 玻璃厚度為17 mm 時(shí)，成像結(jié)果如圖4，此時(shí)點(diǎn)擴(kuò)散函數(shù)半高寬展寬，因此基于硬件補(bǔ)償?shù)慕Y(jié)果選定15 mm 的K9 玻璃厚度。

圖4 15 mm 和17 mm K9 玻璃下的平面鏡成像點(diǎn)擴(kuò)散函數(shù)Fig.4 Point spread function under 15 mm and 17 mm K9 glass

為了更好地展示基于數(shù)值補(bǔ)償?shù)纳⒔Y(jié)果，在參考臂中插入13 mm 的K9 玻璃，以平面鏡為樣品，首先擬合色散相位曲線，結(jié)果如圖5（a）。求解出補(bǔ)償后的各階色散系數(shù)，觀察平面鏡補(bǔ)償前后的效果。這里對一階色散和二階色散進(jìn)行補(bǔ)償。補(bǔ)償后，計(jì)算各階色散補(bǔ)償下的點(diǎn)擴(kuò)散函數(shù)，結(jié)果如圖5（b），從點(diǎn)擴(kuò)散函數(shù)的半高寬中可以看出，相較于紅色曲線未進(jìn)行補(bǔ)償?shù)慕Y(jié)果，一階補(bǔ)償（綠色）和二階補(bǔ)償（藍(lán)色）效果呈現(xiàn)遞增趨勢。

圖5 基于數(shù)值補(bǔ)償?shù)纳⒔Y(jié)果Fig.5 Dispersion results based on numerical compensation

為了驗(yàn)證系統(tǒng)的成像性能，自制鈦粉膠質(zhì)溶液，其中鈦粉為二氧化鈦顆粒，膠選用聚二甲基硅氧烷（Polydimethylsiloxane，PDMS），使用2 g 鈦粉和4mL PDMS 充分?jǐn)噭颍毯蟪释该鳡罟枘z質(zhì)地。對數(shù)值補(bǔ)償前后的結(jié)果圖進(jìn)行對比分析。從圖6（a）中可以明顯看出，未補(bǔ)償前的結(jié)構(gòu)表面展寬較為嚴(yán)重，鈦粉結(jié)構(gòu)有沿深度方向的拉伸。對結(jié)果進(jìn)行二階色散補(bǔ)償結(jié)果如圖6（b），膠質(zhì)溶液表面信息變薄，分辨率提高。從色散補(bǔ)償前后相同位置處的結(jié)構(gòu)放大圖中可以觀察到，鈦粉顆粒結(jié)構(gòu)在補(bǔ)償后有了明顯的變化，大小保持相對均勻。膠質(zhì)內(nèi)其余鈦粉顆粒結(jié)構(gòu)亦有所提升。

圖6 色散補(bǔ)償前后的鈦粉顆粒結(jié)構(gòu)Fig.6 TiO2 before and after dispersion compensation

2.2 偏振成像結(jié)果

為了驗(yàn)證系統(tǒng)的偏振特性成像性能，首先使用標(biāo)準(zhǔn)四分之一波片作為樣品測量其相位延遲數(shù)據(jù)，平均相位延遲值約85°。

為了進(jìn)一步證明該系統(tǒng)的性能并說明其應(yīng)用前景，對離體生物組織進(jìn)行偏振成像，使用新鮮的牛腱肉作為樣品，沿牛腱表面方向制作薄層切片。兩通道分別采集10 幀B 掃圖，每幀B 掃含1 024 幀A 掃，數(shù)據(jù)采集在10 s 內(nèi)完成。實(shí)驗(yàn)結(jié)果如圖7。

圖7 離體牛腱組織的PS-SDOCT 圖Fig.7 The PS-SDOCT images of bovine tendon in vitro

從圖7（a）和（c）能夠明顯看出牛腱肉內(nèi)部的層狀纖維結(jié)構(gòu)。圖7（c）中表面的亮線是由于新鮮牛腱表面的強(qiáng)散射造成的。通過公式（11）對相應(yīng)部位進(jìn)行相位延遲的計(jì)算成像，結(jié)果如圖7（b）、（d），分別對應(yīng)7（a）和（c）中的位置。該結(jié)果可以明顯反應(yīng)出光在組織內(nèi)沿深度方向上的相位延遲成周期性變化，且條紋走向與組織表面平行，這是強(qiáng)度圖中無法分辨出的。部分條紋的彎曲可能是由于激光長時(shí)間照射導(dǎo)致組織溫度變化或者組織內(nèi)部原有的損傷而形成。其計(jì)算結(jié)果與文獻(xiàn)報(bào)道結(jié)果一致［35］，驗(yàn)證了該基于單相機(jī)的偏振系統(tǒng)測量的準(zhǔn)確性。

3 結(jié)論

本文提出了一種基于單相機(jī)的微米分辨譜域偏振光學(xué)相干層析成像系統(tǒng)，系統(tǒng)基于光纖光路，使用偏振片對正交光譜進(jìn)行選擇，無需進(jìn)行復(fù)雜的機(jī)械結(jié)構(gòu)設(shè)置和相機(jī)配準(zhǔn)。能夠通過簡單的操作實(shí)現(xiàn)PSOCT系統(tǒng)和SDOCT 系統(tǒng)間的轉(zhuǎn)換。通過硬件和軟件兩方面對系統(tǒng)由于光源帶寬較大和光學(xué)器件的不匹配引入的色散進(jìn)行補(bǔ)償矯正，補(bǔ)償至二階色散。實(shí)驗(yàn)結(jié)果表明矯正后的系統(tǒng)分辨率和成像質(zhì)量有了明顯的提高和改善，并且當(dāng)系統(tǒng)色散較為嚴(yán)重時(shí)，先考慮硬件補(bǔ)償方法，當(dāng)硬件補(bǔ)償?shù)玫矫黠@的改善后，再使用軟件上的算法補(bǔ)償。建立偏振計(jì)算模型，使用Stokes 矢量計(jì)算得到組織的強(qiáng)度圖和相位延遲圖，對新鮮牛腱肉的不同位置進(jìn)行偏振成像，觀察到牛腱內(nèi)部的纖維層狀結(jié)構(gòu)和沿深度方向成周期性變換的相位延遲圖像，結(jié)果有效證明了基于單相機(jī)的PSOCT 系統(tǒng)的可行性。研究為實(shí)驗(yàn)室中分析組織偏振信息提供了新的方法。