光学相干调制

关键词： 高可靠性 热点 引言 移动

光学相干调制（精选八篇）

光学相干调制 篇1

未来移动通信技术, 其更多的业务将会发生在室内和热点区域, 室内和热点的高速、高质量、高可靠性、低成本的信号覆盖是未来移动通信系统布网的重中之重[1]。随着3G、LTE的进一步发展, 对于国内移动运营商而言存在站点资源难以获得、租地费用比较高的问题。特别是, 能够租到放天线的地方, 难以租到机房。比如, 可能在一座楼的楼顶适合安装基站的天线, 但是这座楼无法租到机房, 或者可能只有地下室可能租到机房。这样, 机房离天线的距离比较远, 如果使用馈缆, 则损耗比较大[2,3]。

基于此, 目前工程上基于基带池构架把RRU远置的Node B系统 (Node B是3G网络的移动基站的称呼) 已经部署。而目前BBU (Building Base band Unit, 室内基带处理单元) +RRU (Radio Remote Unit, 射频拉远单元) 组网架构是3G室内信号分布系统的解决方案之一[4]。然而, BBU+RRU组网架构在解决3G室内信号分布系统时, 存在以下问题:

(1) RRU端设备复杂, 使用A/D、D/A、FPGA芯片, 成本较高;

(2) RRU端体积大, 功耗较大, 散热问题需要着重考虑;

(3) RRU端使用数字变频处理增大延时, 增大上下行切换难度;

(4) 数字处理技术占用大量宽带资源, TE-LTE网络尤为明显。

1 BCU+ORRU新型无线接入网组网架构

本文提出了一种新型的无线接入网系统架构, 其数字处理部分都集中于室内基站载波单元 (BCU, Building Carrier Unit) , 这样能够简化远端射频主机部分;降低整体组网成本、大大降低传输时延;可实现多路射频拉远分配;在工程上有利于快速布网, 减少工程量, 降低施工难度。

该新型无线接入网系统架构, 包括:室内载波单元 (BCU, Building Carrier Unit) 、传输光纤、光纤射频拉远单元 (ORRU, Optical Radio Remote Unit) 。室内载波单元 (BCU) 由Iub接口板、主控时钟、GPS接收机、基带处理、数字中频处理、射频收发信、光相干调制解调等部分组成;光纤射频拉远单元 (ORRU) 由光相干调制解调、滤波、射频放大、天线等部分组成。系统组网架构框图如图1所示。

2具体实施方式及性能分析

如图1所示, BCU+ORRU接入网系统架构, 包括:室内载波单元 (BCU, Building Carrier Unit) 、传输光纤、光纤射频拉远单元 (ORRU, Optical Radio Remote Unit) 。室内载波单元 (BCU) 由Iub接口板、主控时钟、GPS接收机、基带处理、数字中频处理、射频收发信、光相干调制解调等部分组成;光纤射频拉远单元 (ORRU) 由光相干调制解调、滤波、射频放大、天线等部分组成。

2.1 下行链路分析

下行链路:通过Iub接口板卡接收到从无线网络控制器 (RNC) 传送过来的数据信息后, 在主控和时钟板卡 (时钟采用GPS时钟) 控制下, 进入基带处理单元, 将数据信息进行协议解包, 转化成基带信号, 基带信号经过数字中频处理后再通过射频收信单元, 将数字中频信号混频到通信射频频段, 生成通信射频载波信号, 射频载波信号通过光相干调制解调单元, 对激光光源进行相位外调制, 生成光载波信号, 光载波信号通过具备远程供电的复合光缆中的单模光纤传送到ORRU端。光载波信号到达ORRU端后, 光相干调制解调单元对光载波信号进行光的相位解调, 解调出来的射频载波信号通过滤波降噪处理和射频功率放大, 经分集收发天线向空间发射无线电波 (寻找附近的终端设备) 。

2.2 上行链路分析

上行链路:ORRU设备的分集收发天线接收到附近终端设备发射过了的无线电波, 经滤波降噪处理和射频功率放大后进入光相干调制解调单元对激光光源进行光的相位外调制, 调制后的光载波信号通过具备远程供电的复合光缆中的单模光纤传送到BCU端, 通过光的相关调制解调单元对光载波信号进行光的相位解调, 解调出来的射频载波信号通过射频收信单元对射频载波信号进行混频处理, 得到模拟的中频载波信号, 模拟的中频载波信号在主控和时钟板卡 (时钟采用GPS时钟) 控制下, 依次经过数字中频处理单元、基带处理单元完成数字中频处理、基带信号处理后, 再通过Iub接口板卡把数据信息传送到无线网络控制器 (RNC) 上。

2.3 系统组网优势

(1) 利用光的相干调制解调技术, 减少光源啁啾, 降低噪声累加; (2) 简化远端射频主机部分, 降低整体组网成本; (3) 数字处理部分都集中于BCU, 大大降低传输时延; (4) 降低上行低噪, 减少上行干扰, 可实现多路射频拉远分配; (5) 在工程上有利于快速布网, 减少工程量, 降低施工难度; (6) 提供光纤远程供电, 解决远端供电问题; (7) ORRU分集接收, 提高上行接收灵敏度; (8) ORRU设备监控信息回传BCU集中处理, 减少ORRU监控信息处理负荷。

3 结语

本文提出的基于光学相干调制技术实现基站载波光纤拉远的无线移动接入网络, 具有降低噪声累加、简化远端射频主机、降低整体组网成本、降低传输时延、减少上行干扰、实现多路射频拉远分配、快速布网、减少工程量、降低施工难度、提高上行接收灵敏度、减少ORRU监控信息处理负荷等诸多优势, 其在解决未来移动通信室内和热点信号无线接入网研究方面会起到一定的探讨作用, 但更多的设备技术细节问题还需要完善, 设备组网后可能会遇到新的系统问题, 还需要进一步的网络优化。

参考文献

[1]徐坤, 林金桐.大都市网络的解决方案——ROF技术[J].现代电信科技, 2006 (9)

[2]魏为民, 唐振军.UMB超宽带无线通信技术研究[J].计算机工程与设计, 2008 (11)

[3]徐润沁, 刘军杰.基于BBU+RRU的TD-SCDMA全覆盖解决方案[J].移动通信, 2008 (17)

高速相干光纤通信调制解调技术 篇2

相位调制方案主要指的是在基带信号的传输过程中，应用调制器对光载波信号的相位进行一定程度的调制，但是在相位调制方案的检测过程中，是难以对其实施直接的检测的，需要应用自相干检测或者是相干检测的方式，由于其接收机具有很高的灵敏度，如果将其应用于远距离的传输工作中，其对光功率的要求是比较低的，如果在实际的应用中，应用自相干探测的方式，其平衡探测两端口由于存在反相的关系，导致其判决电平的值为0，这就使得其对于输入光功率波动的容限高于幅度调制信号。

在相位调制的过程中，只需要对载波的相位进行调制，不会对其载波幅度产生影响，这就使得调制光功率能够在每比特中进行均匀的分布，这会导致其对码间串扰具有较高的容限值，因此，将其应用于高速相干光纤的通信中，具有非常好的应用效果。

2.2 幅度与相位联合的调制方案

正交幅度调制是应用载波抑制双边带条幅的方式，来实现对两路相互正交的同频载波进行调制，应用这种调制方式，对于带宽的拓展具有积极的作用，对光纤通信的调制方式进行分析，常用的正交幅度调制方式主要有：(1)直接调试的正交幅度调制，这种调制方式主要是应用两个正交载波上的脉冲幅度调制，应用叠加的方法来实现正交幅度调制，这种调制方式具有非线性容限大、系统结构简单的特点，但是将其应用于高速相干光纤通信中，投入成本较大。

光学相干层析成像旋转失真评价研究 篇3

关键词：医用内窥镜,光学相干层析成像,旋转失真,图像处理,质量控制

0 引言

光学相干层析成像(Optical Coherence Tomography,OCT)诞生于1991年[1],是生物医学光学领域较为成熟和常见的一大类可用于临床的技术,经过20多年的发展,由时域发展到了频域[2,3,4,5],成像方式由传统的体外检查(眼科)演变出了不同规格和用途的介入式光纤探头[4,5,6,7],成像速度普遍提高到了100帧/s量级以上,最快可达4000帧/s[8]。随着光源的发展和光路设计的进步,分辨率由10µm量级提高到了1µm量级[9],图像细节日益丰富,可提供更多的病理信息。在内窥成像领域,OCT的潜力巨大,国外学术界和工业界在心血管、消化道、呼吸系统、泌尿系统等方面[10,11,12,13,14]积极开展临床试验和推广,部分产品已经商业化,国内也有科研机构和企业在跟进。

目前,OCT内窥成像的空间扫描主要通过机电装置控制光纤探头进行螺旋式后退实现。在实际的系统设计和成像过程中,由于控制精度、稳定性、摩擦力、扭矩等方面的问题或故障,探头运动的周期性和连续性不理想,对应的图像失真叫做旋转失真,是OCT内窥成像的重要误差来源,也是评价机电装置运动和控制性能的重要参数。

目前,医疗器械质控领域缺乏评价OCT图像旋转失真的方法。OCT内窥成像领域当前并没有对应的国内外标准。OCT领域唯一的国际标准ISO 16971-2015[15]也仅针对眼科成像(体外扫描)。现有的对于OCT旋转失真的评价借鉴血管内超声的做法[16],通过在体模上每隔45°进行一个标记,评估实际图像中标记的偏移量来进行。由于不同OCT探头尺寸、形状、参数设定各有差别,设计通用体模检测旋转失真的难度较大,不适合推广。OCT学术界在开发运动伪影校正算法时关注相邻图像之间的相似性,提供了有益的启示[17,18,19,20]。

为了探讨通过图像分析直接评价旋转失真的可行性,本文通过实验观察了OCT成像中的旋转失真现象,针对相邻图像直接的相似性,计算了帧内相邻扫描线之间以及相邻两帧图像之间的差异,比对了旋转失真的不同量化表述方法,对于完善OCT内窥系统的质控和促进我国OCT内窥成像技术的发展提供了参考。

1 实验材料和方法

1.1 基本数学表述和实际应用案例

理论上,OCT探头应进行匀速螺旋运动。在每一帧OCT二维图像上,如果以OCT探头为柱坐标系原点,那么不同的OCT轴扫描线(A-line)对应不同的角度。以常见的扫频(Swept Source)OCT内窥系统为例,成像过程应满足以下关系:

其中,vA是光源的扫描频率(单位:Hz),N是每一帧图像的轴扫描线数,vr是探头旋转的速度(单位:转/s)。两幅图对应的螺距P满足:

其中,vp为水平后退的速度。

公式(1)、(2)是描述探头运动的基本公式。图像旋转失真在数学本质上意味着不符合公式(1)。旋转失真图像典型案例,见图1。两个例子的共同特点是旋转失真区域与周围正常图像之间有突变。本文的体模实验需要捕捉类似的突变,以分析图像特征。

注:a.冠状动脉OCT图像,虚线区域对应的组织是一个血管分支。由于旋转失真的发生,分支与冠状动脉之间的边界丢失,因而呈现出0点钟方向的跳变;b.食道OCT图像,虚线区域显示的是探头迟滞形成的模糊图像,也是旋转失真的一种。

1.2 实验材料

本实验使用聚乙烯和硅胶制作而成的软管充当体模,近似模拟人体内部的空腔结构(例如血管、气管等),其内径范围为1~2 mm,厚度为200~400µm,长度为50 cm。

1.3 仪器与方法

本实验使用商用扫频OCT内窥系统配合光纤探头进行测量,OCT光源的频率为40 k Hz,波长扫描范围为1250~1370 nm。每帧图像包含1024条扫描线,探头每秒钟旋转39次,因而系统成像速度为39帧/s。OCT探头远端采用球透镜设计,焦距为1 mm,横向空间分辨率为30µm,轴向空间分辨率为14µm。探头外面有透明塑料保护鞘,厚度约100µm,外径800µm。OCT体模成像实验示意图,见图2。

在实验中,保护鞘和体模位置固定,探头以10 mm/s的速度后撤,同时每秒旋转39转,从而对体模内部进行三维螺旋扫描,以模拟OCT在组织中的成像过程。根据实验参数设定,探头旋转的角分辨率为2pi/1024,对应体模上的圆弧长度为6~12µm,低于横向空间分辨率(30µm),这意味着相邻两条扫描线对应的组织存在重叠,扫描线本身的相关系数较高。为增加探头运动的阻力和需要的扭矩,体模软管经过一定的弯曲处理,曲率半径最小为1 cm。

1.4 数据处理方法

为规范数据格式,本文在柱坐标系下(原始OCT图像为矩形而不是圆形)提出两种评估旋转失真的思路,分别为帧内2-范数评估法和帧间2-范数评估法,其原理见图3。N为每一帧的扫描线数,M为每条扫描线上的采样点数,Aj指的是第j条扫描线。

帧内2-范数评估法指的是在每一帧图像里,计算相邻两条扫描线之差的2-范数,根据相邻扫描线的变化来跟踪旋转失真,由以下公式定义:

其中,Ij为第j条扫描线与第j+1条扫描线之差的2-范数,ai,j为第j条扫描线上第i个采样点,以此类推,最终Ij会组成一个矢量VI。帧内旋转失真通过两种不同途径进行评价:一是直接取VI的最大值VImax(帧内最大),作为每一帧内旋转失真的最大值;二是直接求VI的2-范数VIN2(帧内总体),作为每一帧内旋转失真的总体估计(也等效于平均值)。

帧间2-范数评估法指的是在相邻图像之间,计算相同角度对应两条扫描线之差的2-范数,根据帧间对应位置扫描线的变化来跟踪旋转失真,由以下公式定义:

其中,Bj为第j条扫描线与下一帧第j条扫描线之差的2-范数。Bj最终组成一个矢量VB。与上面类似,帧间旋转失真也通过VB的最大值VBmax(帧间最大)和2-范数VBN2(帧间总体)分别进行评价。

在进行计算之前,所有图像预先进行平滑滤波,以消除环境中的高频或脉冲噪声等对图像的干扰。

2 结果

2.1 体模中的旋转失真图像

在实验中,OCT旋转失真现象多次被观察到,见图4。

注:a.显示了来自聚乙烯软管的正常的OCT图像,其中最外侧的灰色环形为体模图像,内侧灰色环形为探头保护鞘的图像,两者均灰度均匀,过渡自然平滑;b.显示了具有旋转失真的OCT图像,在0点钟方向体模图像出现了明显的错位,以至于圆环不能闭合,与实际情况不符。说明本实验方法和平台可以产生旋转失真,从而提供数据比较旋转失真的评价方式。

2.2 旋转失真评估结果

本实验采集了硅胶软管体模的560帧连续图像,根据公式(3)~(6)分别计算了帧内最大、帧内总体、帧间最大、帧间总体四个矢量各自除以各自的最大值,得到归一化曲线的对比,见图5。

注:蓝色曲线代表帧内最大,主要分布在0.1~0.4之间,总体平稳;黑色曲线代表帧内总体,基线在0.9,整体平稳,对比度较小;绿色曲线代表帧间最大,基线在0.2附近,尖峰较多,说明在这些位置两帧之间在局部角度上差别变化大;红色曲线代表帧间总体,基线在0.6附近,同样伴随着较多的尖峰,说明从整个数据集合中帧与帧之间存在着明显的差别。

3 讨论

从图5的趋势来看,帧内最大和帧内总体两种方法反映的旋转失真情况截然不同,需要进行具体讨论,以61帧和178帧的对比为例,见图6。

图6(a)显示的是第61帧,其成因是成像过程中,OCT光线受到杂质碎屑的阻挡,在图像上形成了伪影(黄色星号标记)。图6(b)显示的是第178帧,在0点钟方向明显有旋转失真造成的图像突变(黄色星号标记)。肉眼观察下两帧均呈现类似的突变,但是帧内最大有明显的不同,前者为0.29,后者为1(帧内最大曲线的峰值)。究其原因,前者由于光线的绕射,在被阻挡区域和正常管壁之间依然存在过渡,后者直接出现突变,这说明帧内最大有助于区分旋转失真和由于光线阻挡造成的伪影。相反,61帧和178帧的帧内总体差别不大,分别为0.91和1,这说明由于平均效应,帧内总体难以捕捉旋转失真的变化。

另一方面,帧间总体和帧间最大两种评价结果曲线与帧内最大有较大差异,尖峰很多。经过检查具体图像,发现这两种评价结果反映的主要是组织不同位置之间的差异,而不是旋转失真本身,以第270和271帧为例(图7),对应的帧间总体和帧间最大分别为0.80和0.70。可以看出,两个图像自身并没有明显的旋转失真,组织本身差异较大,尤其是6点钟方向。本次实验中探头后退的螺距为256µm(10 mm除以39),意味着两幅图的间距已经远远超过了光斑直径(30µm),所以对应体模中的位置已有明显偏差,与成像结果相吻合。因此,帧间总体和帧间最大在这种设定下难以用于评价旋转失真。在实际的医学成像过程中,为缩短诊断时间,提升患者舒适度,探头后退速度和旋转速度都在不断提升,但缩小螺距本身依然面临很大困难,这意味着帧间评价方式同样很难应用。

4 结论

光学相干调制 篇4

为进一步在国内推广光学干涉断层成像技术(OCT)技术,让OCT成为心脏介入医生的有力助手。由中国医学科学院阜外心血管医院和美国Lightlab Imaging公司合作,于2009年9月在北京设立了OCT培训中心。设立宗旨为:在中国心脏介入领域普及OCT教育,提供观摩现场手术演示的专业平台、辅助临床科研工作,发挥核心实验室功能,促进多中心临床试验的大规模发展;培训目标为:在中国介入领域培训并推广OCT,培养可独立操作OCT系统的中国境内医生队伍;培训方式包括:①课程培训,包括概况介绍、图像分析及系统标准操作的讲解;②同步手术演示观摩;③学员实际操作,包括在动物体的实际操作。据悉,该培训中心将设在中国医学科学院阜外心血管医院导管室,培训对象为从事冠脉介入治疗的中国医生。每期培训时间为1周,控制人数为10～20人。

光学相干调制 篇5

关键词：医用光学,模拟眼,光学相干层析,三维分辨率

0 引 言

自从上世纪90年代首次用于离体视网膜检测以来[1],光学相干层析(OCT)成像技术已经获得了令人惊叹的进步和广泛的应用。尽管OCT在检测皮肤、牙齿、心血管、脑成像等医学领域都开展了研究,但至今为止,眼科仍然是OCT技术最匹配、应用最成熟的领域[2,3,4,5,6,7,8]。众所周知,OCT技术早已在美国、欧洲和亚洲等地获得临床诊断许可,但是与之相关的国际标准却迟迟没有发布。在OCT这个领域里,不管是制造商、临床使用者还是第三方检测机构都迫切需要一种有关OCT的标准测试方法与评价机制,从而确保注册检验、日常质控以及产品比对的顺利进行。

为了确保OCT设备的日常质控,可以定期检测一些关键的物理参数,如光源光谱和光束特性等。另一种测试方法就是采用模体检测,这种方法不依赖OCT的工作原理或某个特定内部模块,而且不用拆机属于非破坏性检测,其结果能更客观更全面的反映OCT设备的性能指标。国际上有不少实验室已经在从事OCT模体方面的研究,主要用于评价OCT的成像分辨率性能。英国国家物理实验室(NPL)的Tomlins和他的同事对OCT的横向与轴向分辨率进行了详细的理论论述,并采用透明树脂掺杂二氧化硅微球的办法制作了OCT点扩散函数模体用于评价OCT设备的三维成像分辨率性能[9]。美国食品药品监督管理局(FDA)的Agrawal等人在实验室研制了一款掺杂纳米尺寸颗粒的模体,用于评价OCT设备的三维点扩散函数[10]。美国国家标准与技术研究院(NIST)的Chang等人也尝试利用化学方法制作了层状光学组织模体用于测试OCT设备的轴向分辨率和成像对比度[11]。除了这些标准或监管机构的实验室之外,英国肯特大学的Avanaki等人也基于米氏散射理论研制了环氧树脂模体[12],并尝试掺杂了两种不同的散射颗粒:聚苯乙烯微球和金微球。针对眼科OCT设备,一些仿真视网膜的组织模体也成为了研究热点。Rowe和Zawadzki设计并制作了一种模体[13],包括5层透明组织,每层组织厚约60 ?m但具有不同的光学折射率,不仅如此,视网膜的中心凹也被仿真出来了。De Kinkelder等人也研制了一款层状模体用于仿真视网膜的生理结构[14],且具备很高的散射对比度。Baxi等人采用分层旋转涂覆掺有纳米颗粒的硅树脂,然后通过激光微刻蚀的方法去改变表面形貌,最终展示了一种视网膜模体[15],既仿真了视网膜厚度及近红外光学特性,也模拟了视网膜中央凹区的表面形貌。由于普通的平面加工工艺很难制作出微米尺度的三维图案去检测OCT设备的三维分辨率性能,一些新型的制造工艺如飞秒激光亚表面微刻技术[16]或改进后的刻蚀浇注方法[17,18]都被用于尝试制作OCT设备的三维分辨率测试工具。

本研究中,我们设计并制造了一种能够为眼科OCT设备提供三维分辨率测试图案的新型模拟眼,该测试图案的设计参考了USAF1951靶板并通过3D打印工艺制作模拟眼的眼底。不同于传统的USAF1951靶板的二维平面图案,新型模拟眼的测试图案都是三维的,不仅能够检测OCT设备的横向分辨率,而且也可用于评价其轴向分辨率。通过检测这种新型模拟眼,OCT设备的横向与轴向分辨率性能检测可以同时实现。为了验证这种新型模拟眼的有效性,使用一台科研级和一台临床用OCT设备分别对该模拟眼及三维分辨率测试图案进行了检测,研究结果表明该模拟眼能够对OCT设备的三维成像分辨率性能进行初步评估。

1 模拟眼的设计与制造

1.1 模拟眼设计

如图1所示,模拟眼的设计完全与真实人眼的光学结构相符,一些关键的光学元件如眼角膜和晶状体的结构都在该设计中实现。正常成年人眼的前后径平均为24 mm,垂直径平均为23 mm,最前端突出于眶外12～14 mm,为了简化模型,我们将包括视网膜的后半眼球设计成直径为24 mm的半球体。眼内腔包括前房、后房和玻璃体腔,眼内容物包括房水、晶状体和玻璃体,三者均透明,并与角膜一起共称为屈光介质。眼球最前面的光学结构是角膜,直径大约12 mm,其中垂直径略小于水平径。角膜的前后表面可以被近似的认为是球面,前表面的曲率半径约为7.8 mm,后表面的曲率半径约为6.8 mm,角膜中央区的厚度约为0.5～0.6 mm。

位于晶状体前,由虹膜构成的小圆孔,是人眼的孔径光阑,也叫瞳孔,它可以根据物体明暗调节进入人眼的光量大小,人眼瞳孔的直径可变动于1～9 mm之间。为了测试的方便,我们通过表面喷漆和一个橡胶圆环实现了7 mm直径的人工瞳孔。人工晶状体呈双凸透镜状,前表面曲率半径约12 mm,后表面曲率半径约为6 mm,中央厚约4 mm。真实人眼的晶状体富有弹性,当需要眼睛调节以看清远距离或近方物体时,主要通过改变晶状体前后表面的曲率半径来实现。

置于模拟眼眼底的三维分辨率测试图案参照了USAF1951靶板的设计,但与之不同的是,其所有的图案都是三维立体的。图案包括两部分:横向分辨率测试图案与轴向分辨率测试图案。其中横向分辨率测试图案包括6组测标,每组测标由垂直排列的三条纵向与三条横向的长条图案组成。所有的长条图案拥有相同的凸起高度100μm,长宽比5:1,但其宽度每组各不相同,从小至大依次为20μm,50μm,100 μm,200μm,300μm和500μm。纵向分辨率测试图案也包括6组测标,每组测标是一个矩形图案。所有的矩形图案拥有相同的长度(2 mm)和宽度(0.5 mm),但其凸起高度每组各不相同,从小至大依次为20μm,50μm,100 μm,200μm,300 μm和500μm。

1.2 模拟眼制造

为了方便模拟眼的制造工艺与后期装配,整个模拟眼被分成三个模块分别加工:眼前节部分、晶状体和视网膜半球体。眼前节部分和晶状体采用透明树脂通过注塑工艺成型,而包含三维分辨率图案的视网膜半球体加工则使用3D打印技术来实现。树脂注塑工艺提供了很好的光学透射性能,这一点对眼前节和晶状体模块至为重要,但这种工艺的缺点是需要使用模具。而3D打印技术不仅不需要任何模具,而且可以突破平面制造工艺的局限,能够制造复杂的三维结构。本研究中所设计的三维分辨率测试图案就是一种较复杂的三维结构,不仅长宽尺寸不同,而且高度各异,再加上又分布在一个半球面上,如果采用传统的平面制造工艺很难实现。因此,本研究采用了一种高精度的光敏树脂作为加工材料,一层一层的铺设,最小层厚可达16μm,使用紫外光对每层光敏树脂材料进行选择性的固化,从而最后实现整个视网膜半球体的加工。

三个模块都完成加工后,将眼前节与视网膜半球体模块都浸入到水中,在水面下将人工晶状体通过一个橡胶圆环固定在眼前节模块上,然后再与视网膜半球体模块通过提前设计好的卡槽进行衔接密封,如图2。通过这种水下装配的方法,确保了前房和玻璃体的中空结构都被水充满,从而模拟真实人眼的房水与玻璃体环境。不可否认,这种水下装配工艺稍显复杂,在后期的工艺改进上,我们在眼前节与视网膜半球体模块上分别都设计了一组进液与出液口,这样一来,眼球模型可以在空气环境中完成装配,模拟房水与玻璃体的液体可以在装配结束后通过进液口注入到前房与玻璃体结构中,既简化了装配工艺,增强了模型密封性,又增加了模拟体液的选择灵活性。

2 测试结果

2.1 OCT 系统

测试使用了一台科研级和一台临床用OCT设备,两台设备都是谱域OCT系统,其结构原理如图3所示。科研级OCT系统的工作中心波长是1 310 nm,通过结合两台超辐射发光二极管(SLD)光源得到近170 nm的带宽。此外,该OCT系统还配置了一套可见光探测的CCD系统,用于实时观察并对照OCT所检测的样品区域。该OCT系统的轴向分辨率和横向分辨率分别为6.5μm和13μm。临床OCT设备使用的是日本拓普康公司的3D OCT-1000,该谱域OCT系统的轴向分辨力可达5 μm,横向分辨力优于20μm。

2.2 OCT 测量结果与讨论

采用科研OCT系统对视网膜半球体上的轴向分辨率图案进行了检测,得到的B-scan图像如图4(a)所示,有四组高度顺序降低的图案沿着弧面清晰可见,但图像右侧高度最小的两组图案很难观察到,造成这种情况的原因很可能是所使用的3D打印工艺的加工精度不够。本研究所使用的3D打印工艺的精度在深度方向是16μm,在平面的X与Y方向上是42μm,而我们所设计的轴向分辨率图案中最小的两组的深度依次是20μm和50μm,比较接近该3D打印工艺的精度极限,正因为这个原因,在图4(a)中几乎观察不到高度最小的两组图案。值得注意的一点是,从图4(a)中能观察到的四组轴向分辨率图案的剖视图并不是很理想,上表面与两个侧面都不平整,与预先设计的沿弧面分布的矩形轮廓有差距。这样表面轮廓不规则的图案本身的几何尺度参数难以标定,如果用来作为测试或检验的标准,势必会造成困难。因此,未来的研究将会重点关注如何提高3D打印工艺的精度与稳定度,确保制造能得到足够精细的图案,并且形状规则,本身的尺度参数工艺可控且稳定。

图4(b)是采用临床OCT对装配好的模拟眼进行检测得到的视网膜三维图像,受限于临床OCT系统的观察视野,只能看到部分横向分辨率和轴向分辨率的图案。考虑到该模拟眼较复杂的整体结构,能得到清晰的OCT眼底图像证明了这种工艺的可行性,显示了采用3D打印技术制造OCT模拟眼的巨大潜力。

(a) 使用科研 OCT 系统得到的轴向分辨率测试图案的 B-scan 图像; (b) 使用临床 OCT 系统得到的眼底分辨率测试图案的三维重构图像

3 结 论

光学相干调制 篇6

近些年来, 人们对电磁感应光透明现象产生了极大的兴趣, 分别在理论上提出了各种研究电磁感应光透明现象的相关模型[1], 继而对光透明的物理实质进行了深入讨论。随后, 人们提出了光学烧孔这一概念[2]。通过对光学烧孔特性的研究, 人们可以在热原子系统中消除多普勒效应的影响, 从而能够对原子的精细能级及超精细能级加以分辨, 同时, 还可以在原子共振频率附近既实现较强的色散又有一定的光透明现象[3]。当人们分别对电磁感应光透明现象和光学烧孔现象有一定的研究的时候, 提出了相干光学烧孔的概念。此后, 人们对相干光学烧孔的特性进行了深入探索, 并取得了相应的进展。

2. 几种产生相干光学烧孔的模型比较

3. 结论

通过以上对光学烧孔形成特性的研究发现, 相干光学烧孔现象实质是光学烧孔现象和电磁感应透明现象相结合的产物, 与光学烧孔相比较, 烧孔的个数、深度、位置等方面都发生了很大的变化[4,5]。相同原子能级结构采用不同的光路安排形成的原子模型所产生的光学烧孔具有较大的区别。就三能级原子模型来讲, 在单饱和光场的作用下, 可以清晰地观测到四个烧孔;而在双色饱和光场吸收谱线的观察中, 最多可以看到八个相干光学烧孔。同时, 我们发现, 相干光学烧孔的这些特点都可以通过调节δ方便的实现, 通过减小δ, 相干光学烧孔靠近, 并且由于双色场两束饱和光之间的强相干性使饱和效应增强, 靠近的烧孔最终湮没在一个更深的凹陷中, 这对于烧孔在光存储技术上的应用有很重要的作用。本文对三能级的相干光学烧孔研究进行了总结分析, 了解到不同的原子模型产生的烧孔的数量、深度及其位置都不同, 通过总结对比对光学烧孔的研究形成系统的理论体系。

参考文献

[1]S.E.Harris, Electromagnetically induced transparency[J].Phys.Today 50, 36 (1997) .

[2]K.J.Boller, A.Imamoglu, and S.E.Harris, Observation ofelectromagnetically induced transparency[J].Phys.Rev.Lett.66, 2593 (1991) .

[3]B.Lu, W.H.Burkett, and M.Xiao, Electromagnetically inducedtransparency with variable coupling-laser linewidth[J].Phys.Rev.A 56, 976 (1997) .

[4]李东康.用缀饰态理论分析四能级原子系统的相干性[J].通化师范学院学报, 2011 (10) .

光学相干调制 篇7

光学相干断层扫描技术(Optical Coherence Tomography,OCT)是近年来迅速发展起来的一种成像技术。它利用弱相干光干涉仪的基本原理,测量生物组织不同深度层面对入射弱相干光的背向反射或几次散射信号,再通过扫描,可得到生物组织二维或三维结构图像。

OCT的发展经历了时域OCT(TD-OCT)和频域OCT(FD-OCT)两个阶段。TD-OCT是通过样品臂和参考臂反射光的光程差来探测不同深度的组织背景信号。FD-OCT一般由宽带光源照明的迈克尔逊干涉仪和光谱仪组成,与TD-OCT不同的是,参考臂是固定不动的,直接测量干涉信号的光谱,对所测的光谱进行快速傅里叶逆变换得到样品不同纵向深度的信息。相对于TD-OCT而言,FD-OCT具有更高的成像信噪比和更快的成像速度,更适合对生物组织实时成像和三维成像。这也是目前OCT设备的主流技术。

目前OCT在口腔科、神经科、脑科、动脉介入治疗和眼科等多个领域均有应用,但是在眼科领域的应用最为广泛,技术也很成熟。在眼科的应用领域包含:黄斑疾病的诊断、脉络膜新生血管疾病的诊断、视网膜疾病的诊断、眼科疾病术后检测、视网膜神经纤维层的定量测量、黄斑部中心凹及分区的定量检测、中央角膜厚度的定量测量等[1,2,3,4]。

2 眼科OCT设备质控指标及意义

由于OCT技术在眼科领域的广泛应用,本文只讨论眼科OCT设备的质控指标及测量方法,同时,通过调研我们了解到,目前在世界范围内主流的眼科OCT设备均是采用FD-OCT的成像方式,因此下面的讨论将聚焦于利用FD-OCT进行成像的眼科OCT设备。

眼科OCT设备的主要参数包括:成像范围、扫描频率、分辨率(包括横向分辨率和纵向分辨率)、最小瞳孔直径和屈光度调节范围等。

2.1 成像范围

成像范围,顾名思义,是考量设备在一次成像过程中拍摄范围大小的物理量。在其他指标相同的情况下,成像范围越大越好。较大的成像范围可以便于医生对眼底的整体情况进行更换的对比和判断。增大成像范围就会增加扫描线的发射数目,也就是增加了扫描时间,由于在眼科OCT检查过程中,患者眼球的相对运动越少,拍摄的图像质量越高,如果无限的增加成像范围,就会造成扫描时间过长,患者眼球的相对运动大,会产生拍摄的运动伪影。因此,成像范围的数值大小要考虑对扫描时间的影响。

2.2 扫描频率

扫描频率,是OCT设备发射扫描线的频率。OCT设备的扫描功能是通过“多线成面,多面成体”的原理实现的,具体来说就是,OCT设备每发射一条扫描线,通过干涉现象就可以获得该扫描线上的生物组织信息,即对该条线上是生物组织进行成像,移动扫描线就可以获得另外一条扫描线上的生物组织信息,以此类推,当完成一行扫描线的成像后就获得一个平面的图像,而对多行扫描线成像后就获得一个三维物体的图像。所以OCT设备发射扫描线的频率越高,OCT设备的扫描时间就会越短。

2.3 横向分辨率

横向分辨率,是考量眼科OCT设备在眼底平面方向对于微小物体的分辨能力。目前眼科OCT设备的横向分辨率大多是20λm,最高可达到14λm。横向分辨率高是OCT测量技术的主要优势之一,也是OCT技术优于其他检测技术的主要原因。由FD-OCT设备的工作原理来看,似乎横向分辨率主要受扫描线间隔的影响,但是在OCT设计过程中,相邻扫描线的覆盖区域是有交叉的,也就是扫描线的间隔对目前的OCT设备无影响。横向分辨率主要受扫描光斑大小的影响。

2.4 纵向分辨率

纵向分辨率,是考量眼科OCT设备在眼轴方向对于微小物体的分辨能力。目前眼科OCT设备的纵向分辨率为3~10,由此可以看出纵向分辨率的数值在厂家分布比较分散。纵向分辨率的影响因素多而复杂,其中与光谱的形状相关性最大。通过光谱形状的处理来提供OCT设备的纵向分辨率也是目前的研究热点之一。同时,纵向分辨率也是OCT设备的最重要参数之一。

2.5 最小瞳孔直径

最小瞳孔直径,是考量眼科OCT设备对于瞳孔直径的适应状况。人眼瞳孔的大小不一,且受外界因素影响,如入射光线强度、调节状态等也会对瞳孔的直径造成影响。眼科OCT设备进行眼底检查时,如果瞳孔较小,就会使得成像范围变小,如果瞳孔过小,会使得眼球成为一个“管视”形状的光学系统,而这种光学系统会对成像质量造成很大影响。

2.6 屈光度调节范围

屈光度调节范围,是考量眼科OCT设备对于人眼球不同屈光度的补偿程度。由于个体差异等因素,不同被检查者的屈光度是不同的。现有眼科OCT设备的屈光补偿范围绝大多数是-33~+40。

3 分辨率的测量方法分析

横向分辨率和纵向分辨率均是眼科OCT设备的关键质控指标,也是目前不同眼科OCT设备的主要差异之一。以下将根据FD-OCT设备的原理,对分辨率的测量方法进行介绍和对比。目前,眼科OCT分辨率的测量方法主要分为3类:理论计算方法、图像处理方法和模拟眼测量方法。下面将针对3类方法分别进行介绍和比较。

3.1 理论计算方法

3.1.1 横向分辨率

对于FD-OCT设备,横向分辨率主要取决于设备前端透镜的聚焦光斑大小,光斑越小,横向分辨率就越高。聚焦光斑大小与横向分辨率数值的具体关系如式(1)所示:

其中f为透镜焦距,d为通光孔径;λ为波长。

3.1.2 纵向分辨率

纵向分辨率取决于扫描光源相干长度,相干长度和光源半高谱宽与中心波长密切相关。

在迈克尔逊干涉仪中,当低相干光源为高斯光源时,纵向分辨率的表达式为:

其中λ为扫描光谱的中心波长,△λ为扫描光源半高谱宽[5,6]。

3.1.3 小结

由以上可知,当运用理论计算方法来测量分辨率时,需要测量设备的扫描光源特性、透镜焦距和透镜通光孔径。由于眼科OCT设备在仪器终端的光强比较弱,所以一般采用测量仪器内部未衰减时的光;在测量透镜焦距和通光孔径的时候,也需要拆开仪器,将仪器内部的透镜单独取出进行相关测量。由于在OCT设备中透镜的位置要求精度比较高,因此将透镜装回仪器时要求进行位置的校验。

理论计算方法的优点:

(1)被测量为基础参量,对测量设备的要求相对较低。

(2)原理清晰。

但是,理论计算方法的缺点也是很明显的,主要是:

(1)理论计算方法是有损测量,对于成品测量而言需要拆开仪器进行,测量成本较高。

(2)理论计算过程中各过程量误差的引入,将会降低最终值的准确性。

(3)由于实际人眼的像差、有效通光孔径、色散等均影响分辨率的值,因此理论计算值和SD-OCT设备的实际分辨率值相差较大。

3.2 图像处理方法

图像处理方法主要是通过对FD-OCT设备生产的图片运用图像处理的方法得到像素大小,从而获得设备的横向分辨率和纵向分辨率。具体来说就是,首先用眼科OCT设备对人眼进行扫描和拍摄,利用仪器的图片导出功能将拍摄的图片进行导出,然后,利用第三方的图像处理软件读出图片的像素值,该值即为OCT设备的分辨率值。

图像处理方法是一种间接测量方法,像素大小与图像显示装置的性能相关,当OCT设备的分辨率与显示装置的分辨率不同时,运用该方法无法获取OCT设备本身的分辨率大小,因此在目前的测量中很少使用。

3.3 模拟眼测量方法

模拟眼测量方法是用一种光学元器件模拟人眼的相关参数,利用FD-OCT设备对模拟眼进行扫描和拍摄,因为模拟眼中有一些定量的分辨率靶物,根据OCT设备能够看清的靶物值来确定分辨率。

这种方法的关键技术和难点是该光学元器件的光路设计。因为人眼是相对复杂的光学系统,全部光学参数的模拟在技术上不可实现,为模拟在进行眼底检查时的人眼真实状况,需要确定影响分辨率的光学参数有哪些,同时还需要大量的数据统计来给出各光学参数的具体数值。

人眼的眼球成像简化光路图,见图1。将人眼简化为一双凸球面透镜,屈光度为60 D。

基于这一简化,再假设眼科OCT设备的光学设计也是基于以上的眼球简化图,则眼科OCT设备的光路图,见图2。

在图2中,SLD为扫描光源,是一种超LED光源,从SLD出来的光线为平行光线,经过设备内部的透镜后,光线变为会聚光线,在进行眼底扫描时将患者眼睛调节到工作距离,即患者眼睛的焦点与透镜焦点重合时,即可进行眼底扫描。

基于以上,分辨率模拟眼主要由两部分组成:透镜和靶物,见图3。

在图3中,透镜的屈光度为60 D,靶物为反射类型,上面进行各种规格的分辨率设计。蓝色箭头代表进入人眼的扫描光,黑色箭头代表从靶物反射的光线。

但在实际应用过程中,该模拟眼的设计还需要进一步的研究和讨论。因为上述的简化型模拟眼只考虑了人眼的屈光度因素和单纯反射状态,而人眼作为一个复杂的光学系统,也存在像差,而且比一般光学系统的像差更不规则,具有复杂的高阶像差;同时,人眼对于光线除了有反射的功能,还存在折射、散射和色散特性,这些因素对于眼底的成像分辨率均有影响。显然,以上介绍的简化模拟眼均未考量上述因素。

基于以上,模拟眼测量方法的优点是:测量方法直接、测量装置可溯源。

从理论上来看,分辨率模拟眼是最能模拟实际使用情况的一种方法。但是在目前的情况下,分辨率模拟眼是各厂家作为内部测量的一种方法,因此技术参数的统一性无从获得;且各厂家的模拟眼不具有通用性,这与各厂家的特征点设计有关,也与各厂家的设备内部透镜参数有关,这都是目前还未解决的问题;最重要的是目前阶段的模拟眼均是简化型模拟眼,这种模拟眼的准确度也亟待评估;另外,模拟眼的溯源也是影响测量结果准确度的主要因素,因此该方法的提高和推广应用还有一段距离[7,8,9,10]。

4 结束语

本文对OCT设备的原理、应用情况和质控指标进行了阐述,同时,对于分辨率的测量方法在技术上进行了阐述和对比。虽然现在对于OCT设备分辨率提高的技术研究很多,但是OCT质控指标测量方法的研究还比较少,基本处于空白状态。通过对不同方法的比较,模拟眼测量方法对于眼科OCT设备分辨率的测量是比较科学和准确的方法。由于OCT设备的广泛应用,对于模拟眼参数的研究很迫切,也很复杂。这也是我们今后研究的内容。

参考文献

[1]王益蓉.光相干断层扫描在眼科应用进展[J].中国现代医生,2008,48(6):47-49.

[2]王磊,张新峰,高湔松,等.光学相干CT成像及应用[J].中国激光医学杂志,2000,9(3):197.

[3]庄逢源.光学相干CT和组织光学光谱仪的原理及其在医学中的应用[J].中国血液流变学杂志,2001,(2):89.

[4]叶小钧,柯元南.光学相干断层的临床应用及前景[J].中日友好医院学报,2001,15(6):354-356.

[5]孟捷,丁志华,周琳.光学相干层析成像轴向超分辨研究[J].光子学报,2008,37(3):56-57.

[6]曾绍群,骆清铭,刘贤德,等.OCT纵向图像形成分析[J].电子学报,1996,(10):103-105.

[7]孔梅梅.人眼光学数字化模型及其光学参数干涉测试方法的研究[D].南京:南京理工大学,2011.

[8]BE Bouma,GJ Tearney.Handbook of Optical CoherenceTomograph[M].Presented by Marcel Dekker,Inc,2001.

[9]孔梅梅,高志山.眼球系统中关键屈光元件的光学模型研究[J].光电工程,2012,39(2):36-42.

光学相干调制 篇8

1 资料与方法

1.1一般资料:

选取我院2013年6月至2014年3月收治的糖尿病黄斑病变患者共60例, 均确诊为糖尿病视网膜病变。其中男性患者34例, 女性患者26例, 最小年龄38岁, 最大年龄77岁, 平均年龄57.5岁。患者的120只眼睛中排除8只眼睛存在玻璃体积血, 剩余112只眼睛中视力≤0.05的有10只眼, 视力0.06~0.2的有30只眼, 视力0.3~0.5的有38只眼, 视力0.6~1.0的有34只眼。所有患者均没有接受过眼部手术和眼部激光手术。

1.2 方法:

所有患者均接受光学相干断层扫描, 按照患者的意愿有54例患者还接受了荧光素眼底血管造影检查。患者的黄斑水肿按照荧光素眼底血管造影检查结果可以分为水肿合并CME、弥漫性水肿和限局性水肿。将两次检查的结果进行比较和分析。

2 结果

经光学相干断层扫描结果显示, 有68.4%的患者属于中度黄斑水肿, 有59.6%的患者属于重度黄斑水肿, 有39.5%的患者属于合并CME。经荧光素眼底血管造影检查结果显示, 有60.2%的患者属于中度黄斑水肿, 有52.4%的患者属于重度黄斑水肿, 有28.2%的患者属于合并CME。两种检查结果在合并CME的检出率上存在较大的差异。

对30名正常者进行光学相干断层扫描之后得出黄斑中心凹度的平均值为 (153.78±8.32) μm, 糖尿病黄斑病变患者经检查的112只眼睛中, 有66只眼睛有黄斑水肿的现象, 其中重度水肿的有15只, 中度水肿的有17只, 轻度水肿的有34只, 其他46只眼睛检验为正常。54例接受了荧光素眼底血管造影检查和光学相干断层扫描两种检查的患者中, 经光学相干断层扫描结果为正常的患者在荧光素眼底血管造影检查有荧光素渗漏现象, 基本为局限性渗漏现象。

3 讨论

由糖尿病黄斑病变引起的视网膜水肿会导致患者的视力出现下降, 需要接受糖尿病视网膜病变黄斑病变的检查, 当前对糖尿病视网膜病变黄斑病变有很多种检查方法, 以荧光素眼底血管造影技术的使用最为广泛, 其可以对患者的血管渗透情况进行观察。然而, 荧光素眼底血管造影技术的缺点也是显而易见的, 此技术会对患者的眼部造成一定的损伤, 有部分患者不愿意接受该检查, 而且荧光素眼底血管造影技术不能对视网膜下积液情况和视网膜厚度进行观察[2]。相对来说, 光学相干断层扫描可以对荧光素眼底血管造影技术的不足进行弥补。光学相干断层扫描不会对患者眼部造成损伤, 而且也可以形成视网膜的断面图像, 对视网膜水肿的厚度进行量化显示。糖尿病视网膜病变黄斑病会引起三种形态的视网膜水肿, 在光学相干断层扫描可以显示为视网膜水肿、黄斑囊样水肿和神经上皮脱离。由于黄斑水肿的成因是细胞外的液体积聚, 因此黄斑水肿会在视网膜的外丛状层间表现出来, 严重的黄斑水肿会造成视网膜的增厚, 而且容易引起神经上皮脱离和合并CME的情况[3]。通过光学相干断层扫描可以对视网膜的增厚程度进行量化显示, 而传统的荧光素眼底血管造影技术却只能对渗漏的情况进行显示。通过两种检查结果以及与正常者的检查结果相对比还可以发现, 在光学相干断层扫描中检查为黄斑厚度正常的患者在荧光素眼底血管造影技术中检查出黄斑血管渗漏的情况, 这也说明在血管屏障的检测方面荧光素眼底血管造影技术比较敏感。这也是光学相干断层扫描容易出现误差的原因, 血管渗漏液体的情况必须经过一定程度的积聚, 才能够在光学相干断层扫描中被检测出来[4]。从总体的检测结果来看, 在光学相干断层扫描显示为轻度黄斑水肿或者正常者, 在荧光素眼底血管造影技术中多显示为局限性渗漏。在重度黄斑水肿的检测中, 绝大多数患者都存在合并CME的现象, 光学相干断层扫描更容易检测出合并CME的现象。因此, 从总体上来说光学相干断层扫描的误差较小, 在糖尿病视网膜病变黄斑病变的检查中使用光学相干断层扫描有良好的检查效果, 值得推广。

参考文献

[1]董方.不同分期糖尿病视网膜病变超声乳化术后黄斑的改变[J].眼科新进展, 2011, 13 (3) :53-54.

[2]钮心瑜.激光光凝对糖尿病视网膜病变黄斑厚度及神经纤维层的影响[J].中国现代医生, 2013, 6 (5) :90-92.

[3]卢百阳.全视网膜光凝对糖尿病视网膜病变神经纤维层及黄斑厚度的影响[J].山东医药, 2013, 6 (5) :90-92.