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生物组织大深度定量光学成像.docx
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生物组织大深度定量光学成像.docx
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摘要
近年来,面向生物组织大深度光学成像的方法不断发展,其中包括光学相干层析、多光子
成像和自适应光学等。介绍了浙江大学光电科学与工程学院近年来在生物组织大深度定量
光学成像方面的一系列重要进展,包括光学相干层析结构与功能成像、基于三光子荧光显
微的大深度脑血管成像和新型的畸变误差波前校正方法等,并进一步概述了如何对上述方
法获取的光学图像实施定量表征以获取生物组织的生理与病理信息。
Abstract
In recent years, methods for large-depth optical imaging of biological tissues, such as
optical coherence tomography, multi-photon imaging, and adaptive optics, have been
developed continuously. This paper outlines a series of important advances in large-
depth quantitative optical imaging of biological tissues achieved by the College of Optical
Science and Engineering of Zhejiang University in recent years, including structural and
functional optical coherence tomography, large-depth cerebral vascular imaging based
on three-photon fluorescence microscopy, and new wavefront correction methods for
distortion errors. It also summarizes the ways of quantitatively characterizing the optical
images obtained by these methods to acquire physiological and pathological information
about biological tissues.
1 引言
生物组织大深度定量光学成像是指利用先进的光学成像方法拓展生物组织的成像深度,并
进一步对获取的光学图像实施定量表征,是深入理解生物组织的结构功能特性和相关病理
机制的重要手段。
在各种光学成像技术中,光学相干层析(OCT)和由其拓展的光学相干层析血流造影
(OCTA)是新型的高分辨率、无损生物组织成像技术
[1]
,可达到毫米量级的成像深度,
在生物医学特别是各种眼科、皮肤科等疾病的诊断和监测中有着广泛的应用。相比其他一
些成像技术,如超声成像、核磁共振成像等,OCT 成像具备较高的空间分辨率。同时,与
共聚焦显微技术、多光子显微技术等高分辨技术相比,OCT 成像具有更大的成像视场和深
度。目前,OCT 成像的主要研究工作集中在相关技术指标的优化方面,包括提高 OCT 图
像的获取速度、空间分辨率和穿透深度等。此外,多光子成像技术(二次谐波成像、双光
子荧光成像和三光子荧光成像等)相比于共聚焦荧光显微技术拥有高穿透深度、低光漂白
和低光损伤等优点
[2]
,进而被广泛应用于活体组织成像中。其中,由 Horton 等
[3]
在
2013 年研发的三光子荧光成像拥有极强的定域性激发能力,能极大地提升成像穿透深度,
在活体脑科学研究中有非常重要的应用
[4]
。然而,三光子荧光信号极其微弱。因此,提高
三光子荧光成像的信号强度进而拓展其成像深度,并使其和特定的组织功能研究(如脑科
学研究等)更好地结合在一起是该技术的重要发展方向。在对生物组织进行光学成像时,
生物样本的不透明性和不均匀性会造成生物组织折射率不匹配,使得成像的对比度下降、
分辨率降低,最终导致图像变得模糊。为使光学成像系统适应外界变化并保持良好的性
能,研究人员将自适应光学(AO)技术
[5-7]
与各种光学成像技术相结合,实时校正光学成
像系统像差,以提升图像在深层组织样本中的分辨率与对比度。目前,改进现有的像差矫
正算法来提升图像的复原效果是 AO 研究领域中的重点和趋势。基于光学图像揭示生物组
织在生理与病理过程中发生的动态、微小改变,进而更好地理解基础的生命活动或实现疾
病的高灵敏诊断,高精度的定量表征是其中的重要一环
[8-10]
。光学成像方法与定量表征技
术的融合成为了研究重要疾病(特别是早期病变)的新思路和新手段。
本文对生物组织大深度定量光学成像展开探讨,重点阐述了浙江大学光电科学与工程学院
近年来在该领域中的一系列重要研究进展,主要包括 OCT、三光子荧光成像、AO 和图像
定量表征等方面的相关研究。
2 生物组织大深度成像方法
2.1 光学相干层析
OCT 基于低相干干涉原理,可以非侵入、非接触、高分辨地实现样品的实时三维(3D)
成像
[11-12]
。OCT 成像的原理如图 1(a)所示。迈克耳孙干涉仪将光源的入射光分成两部
分并分别进入参考臂和样品臂,两束光经过两臂中的反射面反射后分别形成参考光和信号
光并进行干涉,最终干涉光谱由光谱仪接收,其中频率域的干涉光谱经过傅里叶变换后可
得到空间域的 OCT 结构图像。3D OCT 成像
[13]
如图 1(b)所示。OCT 技术利用轴向扫
描(A-line)捕捉样品的背向散射信号,获得深度分辨的结构信息,利用横向扫描(B-
frame)获得样品的二维截面信息,并基于光栅扫描等其他二维空间扫描模式(C-scan)
获得一系列连续的二维横截面图像,最终实现三维成像。傅里叶域 OCT 轴向量程受限于
有限的光谱采样率,一般量程为 1~5 mm。为了进一步拓宽量程,Wang 等
[14]
采用虚像相
控阵列(VIPA)对衍射光栅的光谱进行进一步细分,实现 81.87 mm 的成像量程。
图 1. OCT 成像原理与三维重构。(a)谱域 OCT(SD-OCT)成像原理示意图
[13]
;(b)
3D OCT 重构小鼠全眼活体图像
[13,15]
Fig. 1. Mechanism of OCT imaging and 3D reconstruction.(a)Schematic diagram of
spectral domain OCT(SD-OCT)imaging
[13]
;(b) reconstruction of 3D OCT image for
mouse full eye in vivo
[13, 15]
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OCT 能够在体获取生物体内部组织和器官的三维结构或功能信息,是重要的生物医学成像
手段。在疾病诊断应用上,为了减轻患者的痛苦,且在方便伸入狭窄弯曲的生物体管道的
同时,防止对管壁组织造成损伤,探头的小型化设计是关键问题之一。美国约翰霍普金斯
大学 Sharma 和 Kang
[16]
仅用一根单模光纤(SMF)实现了对动脉组织的 OCT 成像,但
由于从 SMF 出射的光束具有发散特性,故图像的横向分辨率低,且有效成像范围有限。
为了降低光束的发散性,研究人员进行了系列研究工作。韩国国立釜山大学 Moon 等
[17-
18]
通过引入大纤芯光纤(LCF)实现了对光纤基模的放大,但 LCF 中的高阶模式被认为是
不利于成像的,且没有被利用起来,所以通过 LCF 不能实现对出射光场的调控。Ding 等
[19]
提出了一种基于拉锥光纤的高传输效率无透镜探头。该探头由一根 SMF、一段拉锥光
纤和一段 LCF 组成,结构图如图 2(a)所示,其中:SMF 被用于实现 OCT 系统与探头
远端光学组件之间的光传输;拉锥光纤被用于提高光传输效率和控制 LCF 中激发的模式;
LCF 因具有较大的纤芯直径和较小的数值孔径,故其在减小出射光束发散性的同时,可以
调节模间相位差。4 组典型参数下出射光束的二维光强分布如图 2(b)所示。优化参数后
所制作的探头如图 2(c)所示,其插入损耗为 0.81 dB,优于基于逐步过渡纤芯的无透镜
探头。可以发现,在 1300 nm 中心波长下,该探头实现了 140 μm 的工作距离、11.5 μm
的横向分辨率和 520 μm 的焦深。由于光束被光纤反射器偏转后从光纤的侧面出射时,光
纤的侧面相当于一个柱透镜,故工作距离和横向分辨率得到了优化。基于探头的 OCT 系
统对人类手指皮肤的成像效果如图 2(d)所示,台式系统对人类手指皮肤的成像效果如图
2(e)所示。可以发现,二者成像效果相当,其中皮肤的分层结构与排汗管(SD)在图中
清晰可见。
图 2. 输出光束可调控的无透镜探头
[20]
。(a)探头的结构图;(b)4 组典型参数下出射
光束的二维光强分布;(c)所制作探头的整体图和显微图;(d)基于探头的 OCT 系统
对人类手指的成像图;(e)基于振镜的台式系统对人类手指的成像图
Fig. 2. Lens-free probe with tunable output beam
[20]
. (a) Layout of probe; (b) two-
dimensional light intensity distribution of outgoing beam under four typical
parameters; (c) photograph and micrograph of fabricated probe; (d) image of human
finger from probe-based OCT system; (e) image of human finger from galvanometer
desktop system
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作为 OCT 的功能性拓展,OCTA 将血红细胞(RBC)作为内源性血流标记特征,高灵敏
地区分静态的组织背景和动态的血流信号,进而实现毛细血管水平的三维血流灌注可视化
[21-24]
,如图 3 所示。目前,OCTA 技术已经被迅速地应用于科学研究和临床诊疗中
[25]
,
如眼科
[26-29]
、皮肤科
[30-32]
、神经科学
[33-35]
、脑成像
[36-39]
和肿瘤学
[40]
。自 OCTA 问世
以来,涌现出大量的提高血流造影灵敏度和运动对比度的技术手段
[41-47]
。Cheng 等
[48]
建立了基于随机相幅矢量和理论的 OCTA 血流信号统计模型,阐明了 OCTA 运动对比度
的理论机制。Guo 等
[49]
提出了散斑场复值退相关运动检测方法,综合复值干涉信号的幅
度与相位信息,实现了布朗运动水平的微小血流运动的高灵敏检测。Huang 等
[50]
率先提
出了多元时间序列模型,获得了噪声信号与 OCTA 信号的渐进统计分布,如图 4(a)所
示。同时,基于逆信噪比-复退相关(ID)二维特征空间构建了信噪比自适应的 OCTA 方
法,并称之为 ID-OCTA。该方法应用于小鼠眼睛的结果如图 4 所示,其中图 4(b)~
(f)分别对应中间毛细血管丛(ICP)、脉络膜、视网膜全层、浅血管丛(SVP)和深层
毛细血管丛(DCP)的图像,图 4(g)~(i)显示的是人眼的视网膜全层、SVP 与 DCP
的结果。进一步,针对 ID 空间中动态血流信号与静态组织信号的混叠区域,Li 等
[51]
结合
血管形态、逆信噪比与复退相关值多维特征信息,提出了一种改进的 OCTA 分类器(SID-
OCTA),可以在剔除背景噪声的同时,提升血管对比度与连通性。Yang 等
[52]
率先开展
了大鼠光栓脑卒中模型缺血形成至恢复全过程的 OCTA 跟踪成像研究,在毛细血管水平上
揭示了脑皮层三维微循环形态的时空动态演变规律及其性别差异,为中风机制研究、疗效
和药效评价提供了理想的监测平台。
图 3. OCTA 原理示意图
Fig. 3. Schematic diagram of principle for generating OCTA
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