用于內窺光學相干層析成像的小型化預標定Lissajous掃描光纖探頭*

吳彤 霍文麒 黃蘊智 王吉明 顧曉蓉路元剛 赫崇君 劉友文?

1) (南京航空航天大學空間光電探測與感知工業和信息化部重點實驗室, 南京 210016)

2) (南京航空航天大學理學院應用物理系, 南京 211106)

基于非對稱光纖懸臂結構的Lissajous掃描光纖探頭可實現低電壓驅動下的大范圍掃描成像.本文研究了全封裝的小型化預標定Lissajous掃描光纖探頭.通過優化設計與數值仿真, 選擇了能實現高填充率Lissajous掃描的正交諧振頻率, 確定了非對稱光纖懸臂的結構參數.全封裝探頭在5 mm工作距離處的焦點直徑為25 μm, 視場大小達到1.5 mm × 1.5 mm, 總剛性長度和外徑分別為35 mm和3.5 mm.研究了全封裝探頭掃描軌跡的穩定性、可重復性與掃描成像的旋轉穩定性.結合實驗室搭建的50 kHz掃頻光學相干層析(OCT)系統, 對硬幣和生物組織進行高質量成像, 驗證了用于內窺OCT成像的小型化預標定Lissajous掃描光纖探頭具有良好的成像性能.

1 引 言

光學相干層析技術(optical coherence tomography, OCT)是近年來快速發展起來的一種醫學光學成像技術[1-3], 內窺OCT能夠對人體內部器官進行非侵入、高速、高分辨率的光學層析成像.前視型探頭是內窺OCT中的一項關鍵技術, 能有效指導外科手術, 在手術期間提供圖像引導并且給出詳細的組織結構信息[4], 提高手術的成功率同時能夠降低術后并發癥及二次手術的概率, 在活體診斷等臨床應用方面有著很廣闊的應用前景.

前視型探頭可分為兩種, 即非諧振掃描內窺探頭和光纖諧振掃描內窺探頭.通過旋轉一對互成一定角度的GRIN透鏡[5]或通過微機電系統控制反射鏡或透鏡[6,7]實現非諧振掃描.但是非諧振掃描內窺探頭通常體積較大, 不利于探頭的小型化.光纖諧振掃描探頭通常結構更緊湊, 更容易實現小型化.光纖諧振掃描的掃描方式一般可分為光柵掃描[8-10]、螺旋掃描[11-16]和Lissajous掃描[17-21]三種.實現快速光柵掃描需要很高的驅動電壓, 安全性較差.螺旋掃描的照明密度分布不均勻, 中心區域照明密度比邊緣區域更高, 容易對組織造成損傷.與螺旋掃描相比, Lissajous掃描能夠提供更好的照明均勻性, 可避免對組織的潛在損傷[22].壓電陶瓷(piezoelectric, PZT)管或PZT雙晶片通常作為光纖諧振掃描探頭的驅動器.早期, Liu等[11]開發了一種由PZT管驅動的、外徑為2.4 mm的小型化前視型內窺探頭, 能夠在時域光學相干層析(TD-OCT)系統中實現快速橫向掃描成像.2011年Zhang等[10]開發了一種緊湊型光纖諧振掃描前視探頭, 通過將光纖反向安裝在PZT管的近端并在空心PZT管內進行掃描, 有效地減少了探頭的總體剛性長度.2012年, Park等[7]提出了一種基于硅微結構的非對稱光纖懸臂和PZT管驅動的Lissajous光纖掃描探頭.但是, PZT管需要較高的驅動電壓才能產生足夠大的掃描范圍, 不利于活體成像應用.Wu等[18]提出了基于非對稱光纖懸臂和PZT雙晶片作為驅動器的前視型光纖諧振掃描探頭, 可在低電壓驅動下實現足夠大的掃描范圍, 但是由于其尺寸較大, 無法應用于實際的內窺成像.

本文提出了一種基于非對稱光纖懸臂的小型化預標定Lissajous掃描光纖探頭.研究了Lissajous掃描軌跡的填充率與波瓣數的定量關系, 提出了根據填充率選擇Lissajous掃描正交諧振頻率的方法.對非對稱光纖懸臂進行數值模擬, 確定了與正交諧振頻率對應的結構參數.對全封裝的Lissajous掃描光纖探頭進行軌跡預標定, 研究了掃描軌跡的穩定性和可重復性.結合實驗室搭建的掃頻OCT (SS-OCT)系統, 研究了探頭成像的旋轉穩定性, 對生物組織進行了驗證性成像實驗.

2 方 法

2.1 Lissajous掃描正交諧振頻率選擇方法

Lissajous掃描運動是兩個正交簡諧振動的合運動, 其掃描軌跡形狀由兩個簡諧振動的振幅、頻率和初相位共同決定.Lissajous掃描的運動方程可以描述為

其中, Ax和Ay分別表示正交方向兩個簡諧振動的振幅, fx和fy分別表示兩個簡諧振動的頻率, φx和φy分別表示兩個簡諧振動的初相位, t表示運動時間.x(t)和y(t)表示了Lissajous掃描軌跡隨時間變化的位置坐標.根據上述方程模擬的典型Lissajous掃描軌跡如圖1(a)所示.填充率是評估Lissajous掃描的關鍵指標, 可定義為掃描填充面積與掃描區域總面積的比值.填充率和Lissajous掃描的波瓣數相關.波瓣數為掃描軌跡與X軸和Y軸的交點總數, 可由兩個方向掃描頻率之和除以兩個掃描頻率的最大公約數計算得到[23].在Lissajous掃描軌跡中加入掃描光斑大小可以用于評估Lissajous掃描的填充情況, 如圖1(b)所示.波瓣數在150—350范圍內的填充率變化情況如圖1(c)所示,隨著波瓣數的增加填充率逐漸增大, 增大到100%后保持不變.這一結果可用于選擇波瓣數, 進而選擇正交諧振頻率.

圖1 (a)模擬的Lissajous掃描軌跡圖; (b)考慮光斑大小的掃描填充情況; (c)填充率與波瓣數關系曲線Fig.1.(a) Simulated Lissajous scanning trajectory; (b) scanning pattern considering the spot size; (c) relation curve of filling rate vs.side-lobe number.

2.2 非對稱光纖懸臂的仿真與數值模擬

圖2 (a)為實現Lissajous掃描所基于的非對稱光纖懸臂的結構示意圖.用于掃描成像的主光纖近端固定在PZT雙晶片上表面的中間位置, 遠端附加一段毛細金屬管.附加的毛細金屬管可降低非對稱光纖懸臂的諧振頻率以匹配SS-OCT系統的成像速度.在PZT雙晶片下表面邊緣處固定一段附加光纖, 通過連接光纖黏接到主光纖, 組成剛性框架面BCDE.圖2(b)是非對稱光纖懸臂的受力分析圖, PZT雙晶片提供的驅動力F垂直于其表面, 經非對稱光纖懸臂分解為正交方向上的兩個分力F1和F2, F1垂直于剛性框架面BCDE, F2在剛性框架面內.將對應于非對稱光纖懸臂正交諧振頻率的正弦信號合成PZT雙晶片的驅動信號, 用于驅動主光纖的自由端進行Lissajous掃描.

圖2 (a)非對稱光纖懸臂結構示意圖; (b)非對稱光纖懸臂受力分析圖Fig.2.(a) Schematic of the asymmetric fiber cantilever;(b) force analysis of the asymmetric fiber cantilever.

圖3 (a) COMSOL中仿真的非對稱光纖懸臂結構示意圖;(b)主光纖和附加光纖長度與正交諧振頻率的關系圖Fig.3.(a) Simulated probe structure in COMSOL; (b) the relationship between the length of the main fiber and the auxiliary fiber and the orthogonal resonance frequency.

3 實 驗

全封裝的Lissajous掃描光纖探頭的結構示意圖如圖4(a)所示, 各部分使用紫外固化膠黏結固定.使用0.25節距的GRIN透鏡用于聚焦從主光纖出射的成像光束.非對稱光纖懸臂及GRIN透鏡封裝在外徑為3.5 mm的金屬管內, 探頭總剛性長度為35 mm.圖4(b)是全封裝探頭的實物照片.探頭的驅動信號由頻率分別為122和169 Hz的兩個正弦信號組成.

圖4 (a)全封裝的Lissajous掃描光纖探頭結構示意圖;(b)全封裝探頭的實物照片Fig.4.(a) Schematic of the fully packaged Lissajous scanning fiber probe; (b) photograph of the fully packaged probe.

為了對Lissajous掃描軌跡進行預標定, 搭建了基于位置敏感探測器(position sensitive detector,PSD)的Lissajous掃描軌跡預標定系統, 使用He-Ne激光器將出射的激光耦合進光纖探頭, 通過探頭前端的GRIN透鏡聚焦到PSD上.由PSD輸出的Lissajous掃描軌跡位置信息被數據采集卡采集.通過計算機對采集到的位置信息數據進行預標定.基于預標定后的位置信息可以將采集到的OCT軸向信息對應到正確的橫向掃描位置處, 實現Lissajous掃描的圖像重建.

內窺SS-OCT系統示意圖如圖5所示.掃頻光源(Axsun technology)的中心波長為1310 nm,掃描速率為50 kHz, 掃描譜寬為135 nm.系統實測的軸向分辨率為10.3 μm, 成像幀速率為1幀/s,最大信噪比為110 dB.由光源發出的掃頻激光經分光比90/10的光纖耦合器1分為兩路, 分別進入樣品臂和參考臂.進入樣品臂的光經內窺探頭照射樣品, 進入參考臂的光經準直鏡照射到平面鏡上.從樣品臂和參考臂返回的干涉光在被平衡探測器探測后, 由數據采集卡采集并傳輸至計算機進行后續處理.

圖5 內窺SS-OCT系統示意圖Fig.5.Schematic of the endoscopic SS-OCT system.

4 結 果

經實驗測量, 全封裝Lissajous掃描光纖探頭的工作距離為5 mm, 焦點直徑為25 μm.圖6(a)展示了實測的振幅頻率響應曲線, 正交諧振頻率分別為122和169 Hz, 與模擬值一致.驅動信號的電壓為1 V時, 預標定的Lissajous掃描軌跡重建結果如圖6(b)所示.經GRIN透鏡聚焦后的光學掃描范圍為1.76 mm × 1.67 mm, 探頭的光學放大率為2.7倍, 主光纖末端的掃描范圍為651 μm ×618 μm.

圖6 (a) Lissajous掃描光纖探頭的振幅-頻率響應曲線;(b)預標定的Lissajous掃描軌跡重建結果Fig.6.(a) Amplitude-frequency response curves of the Lissajous scanning fiber probe; (b) the reconstructed Lissajous scanning trajectory by pre-calibration.

為了研究Lissajous掃描光纖探頭掃描的穩定性與可重復性, 通過預標定系統多次獨立采集掃描軌跡的位置信息數據.圖7(a)—(f)展示了獨立采集的6次掃描軌跡的前1500個位置信息數據的重建結果, 其中紅色*號代表了掃描軌跡的起始位置.由圖7可見, 多次獨立采集的掃描軌跡起始位置相同, 掃描路徑一致.計算了多次獨立采集的位置信息數據與預標定位置信息數據對應坐標間的差值,其差值最大值為13 μm, 方差約為0.016.驗證了探頭掃描具有良好的穩定性和可重復性.

圖7 (a)—(f) 6次獨立實驗的前1500個點的掃描軌跡重建結果Fig.7.(a)—(f) Reconstructed scanning trajectory of the first 1500 points from the 6 independent experiments.

為了進一步驗證Lissajous掃描光纖探頭成像的旋轉穩定性, 將探頭接入實驗室搭建的SSOCT系統.以探頭中軸線為旋轉軸分別旋轉0°,90°, 180°和270°, 對1元硬幣上的字母A進行OCT成像.圖像重建采用預標定的掃描軌跡位置信息.圖8(a)是用相機拍攝的1元硬幣及字母A的照片, 圖8(b), (c), (d), (e)分別為探頭在旋轉0°, 90°,180°, 270°狀態下采集重建的OCT表面成像結果.在探頭繞自身中軸線旋轉不同角度下采集到的字母A的OCT數據均能正確重建, 驗證了探頭成像具有良好的旋轉穩定性.

圖8 (a) 1元硬幣及字母A的照片; (b)—(e)探頭旋轉0°, 90°, 180°和270°對字母A的OCT表面成像結果Fig.8.(a) Photograph of the 1 Yuan coin and the letter A; (b)—(e) the en-face OCT images of the letter A with the probe rotating to the angle of 0°, 90°, 180° and 270°.

為了驗證所研制探頭的成像性能, 應用基于Lissajous掃描光纖探頭的內窺SS-OCT系統對生物組織進行了數據采集和圖像重建.首先實驗中選取橘子果粒作為樣品, 使用預標定的Lissajous掃描軌跡位置信息進行圖像重建.圖9展示了重建的橘子果粒組織的OCT成像結果, 其中圖9(a)為橘子果粒的實物照片, 紅色方框為掃描光纖探頭的成像范圍.圖9(b)為橘子果粒組織的二維OCT橫截面圖像, 可以清晰分辨出橘子果粒組織內部的網格狀細胞結構, 驗證了研制的Lissajous掃描光纖探頭具有良好的成像性能.

圖9 (a)橘子果粒的實物照片; (b)橘子果粒組織的二維OCT橫向截面圖像Fig.9.(a) Photograph of the orange grain; (b) two-dimensional OCT cross-sectional image of orange grain tissue.

應用基于Lissajous掃描光纖探頭的內窺SSOCT系統對帶有牙結石的成人磨牙進行了內窺成像.磨牙牙體由牙釉質和牙本質組成, 牙釉質是人體最堅硬、鈣化程度最高的組織, 牙本質的鈣化程度比牙釉質稍低, 其散射系數大于牙釉質.牙結石由人日常飲食堆積在牙齒附近的食物殘渣礦化形成, 其主要組成為磷酸鈣.圖10(a)和圖10(b)分別為重建的磨牙健康牙體區域的二維OCT橫截面圖像和三維OCT圖像, 可以清晰分辨出牙釉質、牙本質等健康牙體內部的分層結構.圖10(c)和圖10(d)分別為重建的牙結石區域的二維OCT橫截面圖像和三維OCT圖像, 可以看出牙結石內部不存在類似健康牙齒的分層結構.研制的Lissajous掃描光纖探頭可用于區分健康牙體和牙結石結構.

圖10 (a)磨牙的二維OCT橫截面圖像; (b)磨牙的三維OCT圖像; (c)牙結石的二維OCT橫截面圖像; (d)牙結石的三維OCT圖像Fig.10.(a) Two-dimensional OCT cross sectional image of the health molar tooth tissue; (b) three-dimensional OCT image of the health molar tooth tissue; (c) two-dimensional OCT cross sectional image of the dental calculus; (d) threedimensional OCT image of the dental calculus.

5 結 論

提出了一種用于內窺OCT的小型化預標定Lissajous掃描光纖探頭, 剛性長度為35 mm, 外徑為3.5 mm, 工作距離為5 mm, 視場大小約為1.5 mm × 1.5 mm.非對稱懸臂結構可以有效地減少正交方向的機械耦合, PZT雙晶片和光纖懸臂的組合具有偏轉響應大和驅動電壓低的優點.預標定系統可以自由設計探頭的諧振頻率, 匹配不同掃描速度的SS-OCT系統和不同的視場大小.利用預標定系統多次獨立采集了掃描軌跡的位置信息數據, 驗證了探頭掃描軌跡的穩定性和可重復性.研究了探頭的旋轉穩定性, 驗證了探頭的角度狀態改變不會使掃描軌跡相對于預標定曲線產生明顯偏離.結合實驗室搭建的50 kHz SS-OCT系統對牙齒進行了內窺OCT成像實驗, 正確重建了牙齒和牙結石的OCT圖像.驗證了在探頭位置狀態不確定的內窺成像環境下, 使用預標定的位置信息數據可以正確重建樣品的OCT圖像.說明在內窺環境下探頭的掃描軌跡相對于預標定曲線沒有出現明顯偏離.研制的Lissajous掃描光纖探頭有望用于牙結石檢測等牙科應用領域.