OCT系统对比(Thorlabs)

OCT系统对比Thorlabs公司提供各种光学相干层析（OCT）系统。我们注意到每种成像应用都有特定的需求。随着OCT系统数量的增加，要提供符合用户应用要求的系统具有很大的挑战性。下面我们列出了一项选择指南，大致列出了本公司出售的OCT系统的一些关键技术规格，并简略说明了如何选择最合适OCT系统的方法。选择OCT系统点击下表中右边的系统名称了解更多细节。中心波长和带宽Thorlabs公司目前提供中心工作波长为930纳米或1325纳米的OCT系统。中心工作波长与实际成像深度和系统分辨率有关。对于波长较短的OCT系统，例如我们930纳米波长的OCT系统，与波长为1325纳米的系统相比，具有更高的成像分辨率。如果需要对较强光散射特性的样品成像时，如生物组织，我们推荐使用工作波长较长的系统。较长的中心工作波长不会被散射影响，因此，光能够穿透到样品更深处并返回探测器。OCT光源的光谱宽度与成像系统的轴向（深度）分辨率间接成比例关系。因此，可以用宽带光源来提供高轴向分辨率。OCS1300SS1325nmTELESTOCALLISTO930nmGANYMEDEHYPERIONA-扫描/线速度单个深度分布（强度与深度的关系）被称为A-扫描。B-扫描，或称之为二维横截面图，是逐点扫描OCT光束后将A-扫描结果按顺序结合起来得到的。B-扫描结果合成的速率取决于A-扫描或线速度。对于谱域OCT系统而言，A-扫描速率由探测光谱仪中相机的速率。对于扫频OCT系统而言，A-扫描速率则是由扫频激光光源的扫频速度决定的。A-扫描速率和OCT系统的敏感度之间存在一个权衡：较高的A-扫描速率会导致较低的敏感度。HYPERION110kHzTELESTOUpto91kHzGANYMEDE29kHzOCS1300SS16kHzCALLISTO1.2kHz敏感度OCT系统的敏感度是用来描述样品内能从噪声中分辨出的最大允许信号衰减的参数。在实际中，具有较高灵敏度的OCT系统能够提供更高对比度的图像。由于OCT系统的灵敏度可以通过延长集成时间来提高，因此通常在A-扫描速率和灵敏度之间进行权衡。TELESTOUpto106dBCALLISTO105kHzOCS1300SS100dBGANYMEDE91dBHYPERION86dB视场（FOV）FOV的长度（L）和宽度（W）是由扫描透镜的特性限制的。我们提供的所有OCT系统都具有10毫米x10毫米（LxW）的FOV。OCT系统可以探测的最大深度（D）由系统设计决定的。下表显示了我们提供的OCT系统在探测深度上的区别。但是，实际成像深度一般取决于样品的光学特性。我们设计的标准OCT在成像深度和轴向分辨率之间进行了平衡优化。若需要更大探测深度或更高分辨率的OCT系统，我们可以相应地定制配置。OCS1300SS3mmGANYMEDE2.7mmHYPERIONTELESTO2.5mmCALLISTO1.6mm分辨率在OCT系统中，轴向（深度）和横向分辨率是由不同因素决定的。OCT系统轴向分辨率与光源的中心波长成正比，与光源带宽成反比。在实际应用中，也能通过改变样品的折射率来改善轴向分辨率。例如，CALLISTOOCT系统的轴向分辨率在空气中为7微米，而在生物组织（n=1.35）等含水量较高的样品中则为5.2微米。与普通显微镜原理相同，OCT系统的横向分辨率取决于成像探头中的聚焦物镜。Thorlabs公司的所有OCT系统都附带经本公司特殊设计的OCT扫描透人类手指的横截面图镜，能够在整个视场范围内进行远心扫描。AxialLateralOCS1300SS12μmCALLISTO7µmTELESTO6.5µmGANYMEDE5.8µmHYPERIONOCS1300SS25µmTELESTO15µmCALLISTO8µmGANYMEDEHYPERION点击放大人类手指的OCT横截面图。皮肤层：E-表皮；D-真皮，BV-血管图像尺寸：4.9毫米x2.6毫米。图像是由TELESTOOCT系统获取的。选择指南SpectralDomainOCTSweptSourceOCTOCTSystemCALLISTOGANYMEDEHYPERIONTELESTOOCS1300SSCenterWavelength930nm1325nm1325nmA-Scan/LineRate1.2kHz29kHz110kHzUpto91kHz16kHzAxialResolutioninAir7µm5.8µm6.5µm12µmLateralResolution8µm15µm25µmMinimumFOV(LxWxD)10mmx10mmx1.6mm10mmx10mmx2.7mm10mmx10mmx2.5mm10mmx10mmx3mmSensitivity105dB91dB86dBUpto106dB100dBKeyPerformanceFeatureHigh-SensitivityImagingHigh-ResolutionVidel-RateImagingHigh-SpeedImagingWidelyVersatileImagingDeepImagingwithPolarization-SensitiveCapability光学相干层析教程光学相干层析（OCT）是一种无损伤的光学成像方法，能够提供实时的一维深度、二维横截面和三维形体图像，分辨率可达微米量级，成像深度具有厘米量级（1）。基于样品内不同材料层上反射的光信号，OCT图像包含了样品结构信息。它能够进行实时成像，并且通过对该技术进行选择性扩展，可以用双折射应用举例对比或功能性血液流动成像对其进行改良。Thorlabs公司已经设计了大量了OCT成像系统，覆盖了各种波长、成像分辨率和速度，同时这些系统具备紧凑的设计，便于移动。此外，为了增强本公司在为用户供给适用OCT成像系统方面的实力，我们已经设计了一种高度模块化的技术，能够针对各种应用进行优化。OCT是超声技术的光学模拟，它在较低成像深度和较高分辨率之间进行了权衡（请参看左边的图1）。由于OCT技术能够在6毫米的深度范围内成像并且轴向分辨率高于5微米，它填补了超声波和共焦显微之间的利基。。图1点击放大用传感器测得的干涉图频率与样品中对应反射部位的深度有关。这样一来，通过对探测的干涉图进行傅里叶变换就可以得到一个深度反射率分布（A-扫描）。二维横截面图像（b-扫描）是通过OCT采样臂对样品进行扫描而获得的。由于采样臂光束会横扫样品进行扫描，所以一系列A-扫描的结果结合在一起就能产生二维图像。类似地，当OCT光束沿着另一个方向扫描时，一系列的二维图像就可以产生三维数据组。通过FD-OCT系统，二维图像的获取需要几毫秒，而三维图像目前可以在不到1秒的时间内获取。频域OCT对比扫频光源OCT艺术品保护药物包衣三维分析活体内部小动物生物学组织双折射小鼠肺部视网膜视锥细胞除了高分辨率和更好的成像深度的特点，OCT技术的非接触、无创伤优势使其非常适合对生物组织、微生物和材料进行成像。OCT现有的优势使其衍生出一类新技术，即傅里叶域OCT，该技术能够以大于700,000线每秒的速度进行高速成像。傅里叶域光学相干层析（FD-OCT）基于低相干干涉技术，即使用光源的相干特性来测量样品的光程长度延迟。在OCT中，获得微米量级分辨率的横截面图像，需要用干涉仪测量样品反射光束和参考光束的光程差。FD-OCT系统有两种类型，根据光源和探测类型进行分类：谱域OCT（SD-OCT）和扫频光源OCT（SS-OCT）。在这两种系统中，光源发出的光被Michelson干涉装置分为采样光束臂和参考光束臂，如右边的图2所示。SS-OCT采用相干窄带光源，而SD-OCT系统采用宽带地相干光源。反射回来的散射光是由于样品内不同折射率而产生的，它会被耦合到采样臂光纤中，然后与沿着参考臂传播一段固定光程的光束结合。最后的干涉图杨将通过干涉仪的探测臂进行测量。图2频域和扫频光源OCT系统的基本原理相同，但是它们分别结合了不同的技术方法来产生OCT干涉图。SD-OCT系统不含可移动的组件，这样它就具有高机械稳定性和低位相噪声。D-OCT系统还可以通过采用各种线阵相机来提高其成像速度和敏感度等参数。SS-OCT系统采用一个扫频光源和光电探测器来快速生成与SD-OCT系统相同的干涉图。由于扫频激光器光源的高速扫频，位于每个分立波长的高峰值功率可以用来照明样品，从而产生更高的敏感度，这几乎不会产生光学损伤的风险。点击放大点击放大FD-OCT信号处理在傅里叶域OCT中，干涉图是以光学频率函数的形式进行探测的。通过参考臂中一个固定的光学延迟，样品中不同深度反射回的光会产生与不同频率分量产生干涉图样。再通过傅里叶变换就可以解出不同深度的反射情况，这样一来就可以产生样品的一个深度分布（A-扫描）。V.Jayaraman,J.Jiang,H.Li,P.Heim,G.Cole,B.Potsaid,J.Fujimoto,andA.Cable,OCTImagingupto760kHzAxialScanRateUsingSingle-Mode1310nmMEMs-TunableVCSELswith100nmTuningRange,CLEO2011-LaserApplicationstoPhotonicApplications,paperPDPB2(2011).多普勒OCT成像多普勒OCT是OCT的一种拓展，能够对在样品范围内运动的粒子进行成像。在傅里叶域OCT（FD-OCT）系统中，实现多普勒成像没有额外的硬件要求。多普勒OCT的成像能力蕴藏于Thorlabs公司的所有OCT系统所附带的软件中，极其适合用于功能血管成像、胚胎心脏动力学研究或监测血管治疗响应等。它还可用于对一般流速的微流通道监测。多普勒OCT原理FD-OCT成像（A-扫描）所获取干涉图的傅里叶变换产生了一个复杂的信号[I(z)+iQ(z)]，其中信号的振幅用来产生结构OCT图。信号的复杂部分包含了干涉图位相的信息。A-扫描之间任何位相变化都是由粒子移动产生的多普勒频率变换而引起的。其中Δφ为滑动二维窗口内的平均位相变化，fA为OCT系统的A-扫描速度。Thorlabs公司的多普勒成像系统通过用一个标准多普勒色图显示由移动粒子引起的位相变化，其中红色到黄色（紫色到蓝色）表示朝向（反向）OCT采样光束的流动方向。在Thorlabs公司的现有的多普勒OCT系统中，多普勒频率变换可通过一个可滑动二维窗口内的空间平均位相变化，用一个Kasai自相关方程进行计算（请参看下面的参考文献）。由移动粒子引起的多普勒频率变换fD与A-扫描之间的位相变化的关系，可用下式描述：在任何深度的移动粒子，其平均速度都可以用OCT采样光束间已知的角度θ和流动矢量进行量化：这里，λo为OCT采样光束的中心光波长，n为样品的折射率。参考文献：C.Kasai,K.Namekawa,A.Koyano,R.Omotoetal.“Realtimetwo-dimensionalbloodflowimagingusinganautocorrelationtechnique,”IEEETrans.Sonics.Ultrason.32458-464(1985).多普勒效应一个固定不动的探测器将在光源向其移动时，观察到光波的多普勒频率变化。当光源向探测器移动时，观察到的光波将发生蓝移，即观察到的光波频率将比光源发出的实际频率高。更高的频率对应更短的波长。相反，如果光源相对探测器反向移动，观察到的频率将红移到较低的频率。在多普勒OCT中，样品中的移动粒子引起的多普勒效应是通过测量连续OCT干涉条纹信号的位相变化来确定的。点击放大图A发育生物学Thorlabs公司带多普勒成像的扫频光源OCT成像系统（OCS1300SS）曾经被多伦多大学的研究人员用来研究活体蝌蚪的心血管系统。下列图片为跳动的蝌蚪心脏的活体内横截面SS-OCT图像，叠加了多普勒血流图像。用门控技术获取光学多普勒心电图增大了有效帧速，并改善了信噪比。门控技术可以在培养