光学相干层析系统的信噪比分析及优化
文章编号:025827025(2008)0420635206
光学相干层析系统的信噪比分析及优化
李 鹏 高万荣
(南京理工大学电光学院光学工程系,江苏南京210094)
摘要 为提高光学相干层析(OCT )系统的信噪比(SNR ),改进系统的探测灵敏度,保证系统的成像质量,从理论上详细分析了光学相干层析成像系统中的主要噪声源,建立了系统噪声的理论模型,分析了光学相干层析成像系统中的各个组成单元对系统信噪比的影响.建立了一套实用型的光学相干层析成像系统,对该探测系统中的噪声进行了测量,得到系统噪声的实验模型.然后对理论分析的结果进行一定的修正,并对实验系统进行优化,得到了
16μm 的纵向分辨率,-90dB 的探测灵敏度.
关键词 医用光学;光学相干层析;噪声分析;灵敏度;动态范围;信噪比中图分类号 R 318.51 文献标识码 A
Signal 2to 2Noise R atio Analysis and Optimization of
Optical Coherence Tomographic Imaging System
Li Peng Gao Wanrong
(De partment of O ptical Engineering ,School of Elect ronics and O ptics ,N anj ing Universit y of S cience and Technology ,N anj ing ,J iangsu 210094,China )
Abstract In order to increase the signal 2to 2noise ratio (SNR )and improve the detection sensitivity of the optical coherence tomographic (OCT )system ,the main noise sources in the OCT system are analyzed in detail.A theoretical noise model is then proposed which may be used to analyze the effect of different parts of OCT system.Based on the theoretical results ,the performance of an OCT imaging system is analyzed.Through measuring the noise level of the system ,the experimental model of the system noise is obtained ,and then it is used to correct the theoretical analysis results.Based on the above analysis ,the imaging performance of the OCT device is optimized.The axial resolution of 16μm ,and the detection sensitivity of -90dB have been obtained.
K ey w ords medical optics ;optical coherence tomography ;noise analysis ;sensitivity ;dynamic range ;signal 2to 2noise ratio
收稿日期:2007208228;收到修改稿日期:2007211207
基金项目:江苏省六大人才项目基金(062B 2041)、江苏省高校青蓝工程基金、江苏省“333"工程基金、南京理工大学青年学者基金(Njust200302)、教育部留学回国人员基金和苏州大学重点实验室基金(K J S01002)资助课题.
作者简介:李 鹏(1984—),男,江苏人,博士研究生,研究方向为生物医学成像.E 2mail :leepeng.95@https://www.sodocs.net/doc/a317649069.html, 导师简介:高万荣(1961—
),男,陕西人,教授,博士生导师,研究领域为生物医学光学.E 2mail :gaowangrong @https://www.sodocs.net/doc/a317649069.html, 1 引 言
光学相干层析术(OC T )主要是基于低相干干涉以及外差探测技术,具有非侵入性、高深度分辨率(1～15μm )、高动态范围(>100dB )等特点[1～3].光学相干层析根据生物组织折射率、吸收系数、散射系数、双折射等光学特性,可以对组织的结构或者功能实现二维或三维成像.对于人眼等透明组织,其探测深度可以达到2cm ,而对于皮肤等高散射性组织,其探测深度可以达到2～3mm [2].该技术可为临床医学所应用,为生物组织(人体)的在体、实时研究提
供一种新的高速、高分辨率、非侵入式的探测手
段[4～6].在光学相干层析系统中,从生物组织中反射回来的背向散射光是极其微弱的,同时在后续电路中会受到各种噪声的干扰.一般情况下,一个系统的信噪比(SNR )近似地与入射光功率成正比,与系统的带宽成反比[7,8].但是,由于光学相干层析系统中低相干光源引发的额外噪声的影响[9,10],随着入射到样品表面的光功率的增大,系统信噪比会趋于某一极限值.同时,入射到生物组织样品上的光功率的大小受到光源的最大发光功率以及生物组织所能承
第35卷 第4期2008年4月
中 国 激 光
C H IN ESE J OU RNAL O F L ASERS
Vol.35,No.4
April ,2008
受的最大光功率的限制.对于实时成像的光学相干层析系统,其探测电路一般具有较大带宽[8],
而且系统的带宽还会受到参考臂扫描系统线性度的影响.为保证光学相干层析系统的探测灵敏度,国内外有不少学者对这一主题做了相关的研究[10,11].
本文从理论上详细分析了光学相干层析系统中的主要噪声源,从工程设计的角度讨论了光学相干层析系统的各个组成单元的参数选择对系统信噪比的影响,初步建立了一套实用的光学相干层析的探测系统.
2 光学相干层析系统工作原理及信噪
比的理论分析
2.1 工作原理
如图1所示,其主要的组成部分是一个光纤迈
克耳孙干涉仪.光源发出的低相干光经过光纤耦合器(分光比为γ,此处γ定义为干涉仪参考臂端口的输出光功率与两个端口输出光功率之和的比值)后分成两束光,分别经干涉仪的样品臂和参考臂反射,这两束反射光在光纤耦合器处重新汇合并干涉,耦合器的输出由光电探测器探测,将光信号转换成电信号,再经过锁相放大器解调、模/数(A/D )采样后,送入计算机,由计算机完成图像的处理及显示.值得注意的是,在这种探测结构中有一部分光会重新返回到光源,造成光能利用率的降低
.
图1光学相干层析系统结构示意图
Fig.1Schematic of OCT system
探测器中的光电流I d 可以表示成[12,13]
I d =ρ[P r +P s +P x +2
P r P s cos (2πf r t )],(1)
式中ρ为探测器的响应,P r 为探测器接收到的来自参考臂的光功率,P s 为探测器接收到的来自样品臂中单次背向散射的光功率,即光学相干层析系统的信号光,这部分光与来自参考臂的光产生干涉信号,
P x 为探测器接收到的来自样品臂的杂散光的光功
率,其主要由光纤的端面反射以及生物组织中经历了多次散射的漫射光构成,f r 为参考臂中的延迟线引入的多普勒频移,即光学相干层析信号的中心频率.
在探测器的输出中,信号部分I s 可以表示成
I s =2
ρP r P s co s (2
πf r t ),(2)
因此,信号平方I 2s 的时间平均/I 2s 0=2
ρ2
P r P s ,与参考臂的光功率P r 相比,信号光功率P s 可以忽略不计,光电流I d 的平均值
I dc ≡/I d 0=ρ
(P r +P x ).(3)2.2 噪声的理论模型
光学相干层析系统中主要的噪声有接收器噪声、散粒噪声、额外噪声和1/f 噪声(f 为光辐射的调制频率)以及量化噪声.接收器噪声是指在探测器部分出现的与入射光强大小无关的一些噪声,主要包括散粒噪声、热噪声、温度噪声、放大器噪声等[13].该处的散粒噪声是指在无光照的条件下,由于热激发作用,随机产生电子所造成的起伏,这部分噪声存在于所有的光电探测器中,该噪声和入射光的强度无关,一般比较小,可以忽略.光电探测器有一个等效电阻,对于电阻材料,即使在恒定的温度下,其内部的自由载流子的数目及运动状态也是随机的,由此造成的起伏噪声称为热噪声,而由热噪声
导致的光电流方差的大小σ2th 可表示为
[13]
σ2th =4k B TB /R eff ,式中k B 为玻尔兹曼常量,T 为电阻的热力学温度,B
为探测带宽,R eff 为有效负载电阻.在探测器的热噪
声σ2
th 中,有一部分参数难以正确估计,因此在实际计算中常通过探测器厂商提供的输入噪声电流或者
噪声等效功率来估计接收器噪声σ2
re .探测器中的散粒噪声是由热激发产生的.当用光功率稳定的单色光源发出的光照射探测器时,由于光的量子特性,每一瞬间到达探测器的光子数是随机的,因此光激发的载流子也是随机的,其光电事件的统计是一泊松过程,由此引起的光电流的变化
即为散粒噪声σ2
sh .由于该处的散粒噪声是由光激发产生的,为区别于探测器中的散粒噪声,可称之为光子噪声,表示为[14]
σ2sh =2qI dc B ,
式中q 为电子电荷.
如果使用的是宽带非相干光源,光源出射光功率不再是恒值,必须考虑探测器上入射光的经典强度的随机涨落,此时光电事件的统计是一玻色2爱因斯
坦(Bose 2Einstein )分布,光电流的变化由散粒噪声σ2
sh
6
36中 国 激 光 35卷
和额外噪声σ2ex两部分组成,额外噪声可表示为[15]
σ2
ex=(1+V2)I2dc B/Δν,
式中V为光源的偏振度,Δν为光源的有效线型[16,17],当光源是高斯功率谱密度时有Δν=
π/2ln(2)cΔλ
FWHM/
λ20,c为真空中的光速,ΔλFWHM 为光源波长的半峰全宽(FW HM)带宽,λ0为光源的中心波长.
1/f噪声几乎存在于所有的探测器中,主要出现在大约1k Hz以下的低频区域,而且与光辐射的调制频率f成反比.实验发现,探测器表面的工艺状态(缺陷或者不均匀等)对该噪声的影响较大.该噪声在低频时显著,而在高频时一般可以忽略.对于光学相干层析系统,只要参考臂以足够高的速度扫描,光学相干层析信号就会被调制到数千赫兹的载波频率上,通过带通滤波就可以将此噪声滤除.
模拟信号在数字化过程中,样点的幅值如果落在两相邻量化值之间,就要舍入到相邻的一个量化值上,这就引入了量化误差.可以通过选用量化位数多的模/数转化芯片,以及在信号进行模/数转化之前先经过程控放大器放大等方式减小此噪声.
由此,得到光学相干层析系统中总的噪声光电流的方差σ2i=σ2re+σ2sh+σ2ex.
2.3 信噪比的理论分析
令P0为光源的光功率,P为样品臂中的入射光功率,R r为参考臂中光学延迟线的反射率,R s为样品臂中信号光功率和入射光功率P的比值,即信号光对应的反射率,而对于非相干的杂散光对应的反射率,用R x表示.由此,P=(1-γ)P0,P r=γR r P, P s=γR s P,P x=γR x P,/I2s0=2ρ2γ2P2R r R s,I dc=ργP(R r+R x).定义系统的信噪比为干涉信号电流平方的时间平均/I2s0和系统中总的噪声光电流方差σ2
i的比值
SN R=/I2s0/σ2i=
2ρ2(1-γ)2γ2R s R r P20
B{2qρ(1-γ)γ(R r+R x)P0+[(1+V2)/Δν]ρ2(1-γ)2γ2(R r+R x)2P20}+σ2re
,(4)
从(4)式很容易可以看出信噪比随着(1-γ)γ的增大而增大,当γ=0.5时,(1-γ)γ最大,在设计光学相干层析非平衡探测系统时,应尽量选用分光比为0.5的光纤耦合器,从而减少返回到光源中去的光能.样品臂中杂散光部分P x=(1-γ)γR x P0只在噪声项出现,对于光学相干层析信号部分没有任何贡献.因此为了提高系统的信噪比,设计光学相干层析系统时应尽量减小杂散光的反射率R x,主要可以通过减小光纤的端面反射来实现[18].无论是耦合器的分光比γ还是样品臂中杂散光的反射率R x,都是为了提高系统中光源的利用率.
与(1-γ)γ类似,系统信噪比随P0的增大而增大,当P0增大到使σ2exμσ2sh,σ2exμσ2re后,即额外噪声σ2
ex成为系统噪声的主要成分,系统信噪比趋向于某一极限值
(SNR)lim=2R s R r
B[(1+V2)/Δν](R r+R x)2
,(5)而且,将SNR=(SNR)lim/2代入(4)式可以得到[10] (1-γ)γ(R r+R x)P0lim=
q+{q2+[(1+V2)/Δν](σ2re/B)}1/2
ρ[(1+V2)/Δν],(6)从(6)式可以看出,对于R r,R x值越小的光学相干层析系统,信噪比达到极值所需的入射光功率P0越大.然而,激光器所能发出的最大光功率以及生物样品所能承受的最大光功率是受到一定限制的,对于人眼,一般不超过1mW;而对于皮肤,一般不能超过10mW.
当R r取较小值时,系统的噪声主要由接收器噪声构成,此时系统信噪比随R r的增大而增大;当R r 取较大值时,以至系统的噪声主要由额外噪声构成,此时系统信噪比便随着R r的增大而减小.可见,在整个R r值由小变大的过程中,系统信噪比必定经历了一个最大值,即通常所说的散粒噪声极限的情况.将(4)式中的信噪比看成R r的函数,将信噪比对R r 微分求导,得到信噪比最大值时的R r为
(R r)m=R2x+
4k B T/R eff
ρ2γ2(1-γ)2[(1+V2)/Δν]P20+
2qR x
ργ(1-γ)[(1+V2)/Δν]P0
1/2
,(7)由(7)式可见,在入射光功率P足够大的情况下,参数R r近似等于R x.在选择系统各组成单元的参数时,一般先确定入射到样品表面的最大光功率P以及最小的R x,可通过(7)式来确定R r的值,可以实现对系统信噪比的优化.
探测电路的带宽B可以表示为[8]
B=2×2vΔλ/λ20,(8)式中v为参考臂延迟线的扫描速度,探测电路的带宽B设为两倍的光学相干层析信号带宽.从(8)式
736
4期 李 鹏等:光学相干层析系统的信噪比分析及优化
可以看出,参考臂扫描速度越高,探测带宽越大.因此,系统的信噪比和图像采集速度是一对矛盾的量,通常需要折衷处理,而通过采用基于光栅的快速扫描延时线,将延迟线的群速度和相速度分开独立控制,从而缓和这一矛盾[8,19].此外,由于扫描装置的机械抖动导致扫描的非线性,在扫描过程中扫描速度有一定幅度的随机涨落,探测带宽B就会相应地出现大幅度的变化,这是高灵敏度探测系统不愿出现的情况.因此,在设计光学相干层析扫描系统时,应尽量提高扫描装置的稳定性,可选用带反馈控制的线性平移台[20].
3 实 验
3.1 实验装置
如图1所示,综合考虑光在生物组织中的散射以及吸收特性,选用了一个中心波长λ0=834nm,光谱带宽ΔλFWHM=21nm的超辐射发光二极管作为该系统的低相干光源,同时忽略其偏振效应,即假定V=0,其在自由空间的相干长度为14.6μm.光纤耦合器的分光比γ=0.5,入射到生物组织样品上的光功率P=300μW,样品臂中杂散光对应的反射率R x=0.017.参考臂中,由步进电机带动一个三角棱镜以9.75mm/s速度完成纵向扫描.干涉仪的输出经过一个Si光电二极管探测,将光信号转换为电信号,其响应ρ=0.5A/W,输入噪声电流为1.65pA/Hz.探测器的输出再经过锁相放大器解调后得到了干涉信号的复包络,即信号2ρP r P s,其中锁相放大器的工作状态为:f r=2v/λ0= 23.5k Hz,B=2×2vΔλ/λ20=1.18k Hz.
3.2 实验步骤及其结果
从噪声的理论模型可以看出,光学相干层析系统的噪声与探测器的平均输入光功率P dc有如下关系:σ2theor∝P2dc+P dc+m,如图2中实线所示,其中, m为常量,代表接收器噪声.实验关心的是信号和噪声的对比度,在没有噪声影响的情况下系统输出的直流分量I dc≡ρ(P r+P x)应该是一个稳定的量,因此可以将该直流分量的随机起伏看作系统的噪声,通过Labview软件对采集到的数据进行统计求方差,即可得到系统的噪声大小.
首先,考察光电探测器及其后续的信号处理电路对系统噪声的影响.将光源直接和探测器相连,调节光源光功率的输出,得到系统输出的噪声大小随光源输出光功率的变化关系曲线,如图2中带星号曲线所示.相对于理论分析,该曲线与y轴有一个较大的偏置,可见系统中与入射光强无关的噪声不仅是由接收器噪声构成的,在信号的放大、滤波以及采集部分还存在较大的附加噪声.
其次,考察扫描装置对系统中噪声的影响.此时样品臂中的样品用一个反射镜代替,步进电机带动参考臂的反射镜完成一次纵向扫描,可以得到一个简单的干涉信号,记录其中噪声分量的大小,得到系统噪声随着探测器的平均输入光功率P dc的变化关系,如图2中带三角形曲线所示.通过三阶多项式拟合,得到系统噪声的实验模型:σ2i=aP3dc+bP2dc+ cP dc+d,其中a=3.5×10-13,b=-2.63×10-11, c=8.56×10-10,d=1.08
×10-8.
图2噪声随探测器平均入射光功率P dc的变化
Fig.2Noise plotted versus the average optical
power P dc for the OCT system
最后,考察该系统的灵敏度随参考臂反射率R r 的变化关系.定义光学相干层析系统的灵敏度是令SN R=1时信号光对应的反射率R s,即系统最小可探测量R smin[16].由于R s最大值是1,系统的动态范围(Dynamic Range,DR)可表示为R s的最大值1与最小可探测量R smin的比值.对于理论分析模型,动态范围DR
DR=
2ρ2γ2R r P2
B{[(1+V2)/Δν]ρ2γ2(R r+R x)2P2+2qργ(R r+R x)P}+σ2re
,(9)
从(9)式可以看出DR=1/R smin,可以得到该系统的动态范围随参考臂反射率R r的变化,如图3中实线所示,在R r=0.08时,即散粒噪声极限附近,系统动态范围达到最大值.但根据实验的噪声模型,由于
836
中 国 激 光 35卷
探测器及其后续电路的噪声较大,系统动态范围随着参考臂反射率R r 单调递增,如图3中虚线所示.在将参考臂的反射率调到最大值后,样品臂的光路是一个衰减-40dB 的镜面反射,其他系统参数不变,在将参考臂的反射率调到最大后,得到了16μm 的纵向分辨率和-90dB 的探测灵敏度,如图4所示
.
图3系统动态范围随参考臂反射率R r 的变化
Fig.3Dynamic range plotted versus the reflectivity R r
of reference arm
图4相干解调滤波后的光学相干层析信号振幅(a )
及系统动态范围(b )
Fig.4Amplitude of OCT signal after demodulated and
filtered (a )and dynamic range of system (b )
4 结 论
从理论和实验上详细分析了光学相干层析系统的各个组成单元的参数选择对系统信噪比的影响.理论分析得到了如下结论:1)影响光学相干层析系统灵敏度的主要的噪声源有:散粒噪声、额外噪声以及接收器噪声;2)光学相干层析系统的信噪比随着光源输出功率的增大最终趋向于某一极限值;3)为了提高系统中光源的利用率,尽量选用分光比为0.5的光纤耦合器,同时减小样品臂中杂散光的反射率;4)系统的信噪比和图像采集速度是一对矛盾的量,
通常需要折衷处理;5)在确定系统各组成单元参数时,一般可以先确定入射到样品表面的最大光功率以及系统所能达到的最小杂散光的反射率,然后确定参考臂反射率,实现对系统信噪比的优化.但实验结果表明,由于探测器后续信号处理电路的附加噪声较大,系统的动态范围随参考臂的反射率单调递增,在将参考臂的反射率调到最大之后,得到了16μm 的纵向分辨率,-90dB 的探测灵敏度.
参
考文
献
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46中 国 激 光 35卷
ad信噪比分析及高分辨率
在雷达、导航等军事领域中,由于信号带宽宽(有时可能高于10MHz),要求ADC的采样率高于30MSPS,分辨率大于10位。目前高速高分辨率ADC器件在采样率高于10MSPS 时,量化位数可达14位,但实际分辨率受器件自身误差和电路噪声的影响很大。在数字通信、数字仪表、软件无线电等领域中应用的高速ADC电路,在输入信号低于1MHz时,实际分辨率可达10位,但随输入信号频率的增加下降很快,不能满足军事领域的使用要求。 针对这一问题,本文主要研究在不采用过采样、数字滤波和增益自动控制等技术条件下,如何提高高速高分辨率ADC电路的实际分辨率,使其最大限度地接近ADC器件自身的实际分辨率,即最大限度地提高ADC电路的信噪比。为此,本文首先从理论上分析了影响ADC信噪比的因素;然后从电路设计和器件选择两方面出发,设计了高速高分辨率ADC电路。经实测表明,当输入信号频率为0．96MHz时,该电路的实际分辨率为11．36位;当输入信号频率为14．71MHz日寸,该电路的实际分辨率为10．88位。 1 影响ADC信噪比因素的理论分析 ADC的实际分辨率是用有效位数ENOB标称的。不考虑过采样,当满量程单频理想正弦波输入时,实际分辨率可用下式表示： ENOB=[SINA0(dB)-1．76]／6．02 (1) 式中,SINAD表示ADC的信噪失真比,指ADC满量程单频理想正弦波输入信号的有效值与ADC输出信号的奈奎斯特带宽内的全部其它频率分量(包括谐波分量,但不包括直流允量)的总有效值之比。 ADC的信噪比SNR,指ADC满量程单频理想正弦波输入信号的有效值与ADC输出信号的奈奎斯特带宽内的全部其它频率分量(不包括直流分量和谐波分量)总有效值之比。
从光学相干层析成像到光学频域成像
激光与光电子学进展2009.01 特别报道／生物光子学 人 体健康状态的无创实时监测与疾病的早期诊断是提高全民健康水平和控制医疗成本的根本保证，也是现代医学技术发展的内在要求和必然趋势。研究行之有效的实时监测与早期诊断方法，发展高分辨无创光学成像技术，以用于常见病、多发病、慢性病和重大疾病的定期筛查与早期诊断，具有非常重要的现实意义， 也必将产生深远的社会效益。光学方法不仅可以实现对活体组织的无损伤、非侵入、非电离辐射及实时的探测和成像，而且可用于活体生物组织的显微结构分析、特性参数测量，在生命科学的基础研究和临床应用中具有极大应用前景，倍受瞩目。如光学相干层析成像术(OCT)、 共聚焦光学显微术、扩散光层析成像术，以及基于荧光和拉曼光谱的成像术或光谱分析术等[1~4]， 这些光学方法均可通过内窥方式检测人体脏器，与常规的医学影像学方法相比，具有更高的灵敏度与分辨率。尤其是OCT 技术，已成为医学诊断技术的国际发展前沿，能实现疾病的筛查与早期诊断、过程监视和手术介导等多种医学功能，并已 图1OCT 成像原理与显微光学活检图像 究的重要内容，而用光学方法来记录生物电活动也是研究热点。但该技术存在如荧光基线漂移、细胞收缩引起的运动伪迹和膜电位绝对值的测量等国际公认的技术难点，限制了其应用范围。对此，可以构建多通路荧光细胞膜电位记录系统。在国家自然科学基金 (60378018) 的资助和博士点基金资助项目 (200806980024)下，我们成功开发了用于心脏电生理 研究的光学标测系统。 该系统利用图像匹配、多波长多探测器测量校正和比值法计算膜电位绝对值等手段，以期能较好地克服以上问题。利用该系统能实现实时检测细胞膜电位，动态显示电兴奋的传导过程，为人体生理、病理研究提供新的技术手段并提高我国基础电生理研究的技术水平，为临床诊断的进一步应用奠定了基础。 1Grinvald A.,Hildesheim R..VSDI:a new era in functional imaging of cortical dynamics[J].Nature Reviews Neuroscience ，2004，11(5):874~885 2Petersen C.,Ferezou I.,Bolea S..Visualizing the cortical representation of whisker touch:voltage-sensitive dye imaging in freely moving mice[J].Neuron ,2006,50(4):617~6293张镇西等编，生物医学光子学新技术及应用[M]，北京:科学出版社，2008 参考文献 从光学相干层析成像到光学频域成像丁志华教授吴彤孟婕王凯杨亚良 王玲吴兰刘旭 浙江大学现代光学仪器国家重点实验室，杭州３１００２７Ｅ－Ｍａｉｌ：ｚｈ＿ｄｉｎｇ＠ｚｊｕ．ｅｄｕ．ｃｎ 16
光学相干层析成像技术的发展应用综述.doc
光学相干层析成像技术的发展应用综述 2020年4月
光学相干层析成像技术的发展应用综述本文关键词：层析，成像，相干，光学，综述 光学相干层析成像技术的发展应用综述本文简介：光学相干层析成像技术（OpticalCoherenceTomo-graphy,OCT）是一种非侵入、非接触和无损伤的光学成像技术，它将低相干干涉仪与共焦扫描显微术结合在一起，利用高灵敏度的外差探测技术，能够对生物组织或其他散射介质内部的微观结构进行高分辨率的横断面层析成像[1].OCT技术的研究始于 光学相干层析成像技术的发展应用综述本文内容： 光学相干层析成像技术（Optical Coherence Tomo-graphy,OCT）是一种非侵入、非接触和无损伤的光学成像技术，它将低相干干涉仪与共焦扫描显微术结合在一起，利用高灵敏度的外差探测技术，能够对生物组织或其他散射介质内部的微观结构进行高分辨率的横断面层析成像[1].OCT 技术的研究始于20 世纪90 年代初，作为一种新型的生物医学成像技术，它的出现极大地丰富了光学检测手段在医疗和病理诊断方面的应用，成为医学临床的研究热点。
在此后的二十多年里，OCT 的技术水平迅速提高，并广泛应用于生命科学基础研究、临床医学应用及非均匀散射材料检测等方面[1-4]. 1 OCT 技术概述 OCT 利用低相干干涉（Low Coherence Interferom-etry,LCI）的基本原理和宽带光源的低相干特性产生组织内部微观结构的高分辨率二维层析图像[2],结构如图 1 所示。宽带光源发出的低相干光经过迈克尔逊干涉仪的分束镜分成两部分，一束进入参考臂经参考镜反射，另一束进入样品臂经样品发生后向散射。参考镜反射光和样品后向散射光经分束镜重新回合后发生干涉，由于样品后向散射光中含有样品的微观结构信息，因此可以根据干涉信号重构样品的一维深度图像，并由一系列横向位置临近的一维深度图像合成样品的二维横断面层析图像和三维表面形貌图像。 传统的医学成像技术有计算机断层扫描（CT）、超声波成像（US）、核磁共振成像（NMRI）等，而光学成像技术有光学相干层析成像术（OCT）、共聚焦光学显微术、扩散光层析成像术等；这些成像技术的原理不同，因而分辨率、穿透深度和适应对象也不相同[2].超声技术可
基于信噪比的分析
基于信噪比理论的光电成像系统性能分析与评价 摘要 本文主要讨论了典型的固体光学成像系统的信噪比。通过对光学成像系统成像的各个过程的噪声来源，种类，性质进行了归纳总结，最后得出整个光电成像系统的信噪比。并简要的指明了信噪比在光电成像系统评价中的特点及优势。最后，从提高系统信噪比的角度，提出了几点改进系统成像质量的建议。 关键词：信噪比，光电成像 1.前言： 由于在目前的应用中，人们使用最多的都是固体成像器件，因此，以下的讨论中将主要考虑固体成像器件。在固体成像器件中，光电转换部分使用最为广泛的还应该属于光电二极管。即使是对于常见到的CCD以及CMOS固体成像器件，其像元中的光电转换部分多数还是与光电二极管的转换原理是一致的。所以，在接下来的讨论中，将以光电二极管作为光电转换器件的代表进行分析讨论。 2.光电成像器件的噪声来源： 通常，光电成像系统对某一目标物体的成像过程主要分为以下一个步骤：目标物体发出的辐射光线经过在大气中传播后，进入到光电成像系统的入瞳，入瞳处的辐射经过光学系统作用后到达光电转换器件的像面上进行曝光；然后，光电探测器将收集到的光信号转化为相应的电信号，而后输出到后续的电路中进行相应的信号处理；最终，最终输出可供目视判读的目标景物图像。 由于在整个光学成像系统工作的过程中，每一个过程都会伴随着噪声的干扰。因此，要分析整个系统的信噪比，就必须要对探测及成像过程中的每一个环节进行噪声的分析。其中，对于一个完整的系统来说，其误差来源可以分为外部误差来源和内部误差来源。 当光电成像系统进行工作时，所观察目标的辐射光线在到达光电系统的入瞳之前,由于大气层中的分子散射和气溶胶散射等原因的存在,造成了传播中的能 量衰减，此时，系统探测器像面上的曝光量由入瞳辐亮度、光学系统的相对孔径和透过率、探测器像元光敏面面积以及积分时间等参数共同决定。其中散射是造成辐射能量衰减的主要原因,最直接的结果将会是对光谱辐射透过率产生较大的 影响。当大气的散射作用对目标物发出的辐射作用很大时,就会使目标信号完全
便携式光学相干层析成像仪的制作方法
本技术公开一种便携式光学相干层析成像仪，包括可发出具有不同波长的单束光的宽带光源、使单束光通过后形成线性光束的狭缝、将该线性光束分离成参考光束与测量光束的分束镜，参考光束与测量光束分别经参考反射镜、物镜反射或散射后在分束镜上形成干涉光束，该干涉光束经光栅后被色散形成具有不同波长的出射光，出射光经便携式或可穿戴的智能设备后即可得到待测对象的二维断层图。该成像仪采用了便携式或可穿戴的智能设备代替了现有的光谱仪，其可实现随身携带、随时诊断、操作方便且及价格便宜，有利于广泛使用，且易于实现远程医疗和大数据分析。 技术要求 1.一种便携式光学相干层析成像仪，其特征在于，包括： 宽带光源，可发出具有不同波长的单束光； 狭缝，位于所述宽带光源出光路径上，所述单束光经所述狭缝后形成线性光束； 分束镜，位于所述线性光束出光路径上，将所述线性光束分离成被导向参考反射镜的参 考光束、被导向待测对象的测量光束；
准直透镜，位于所述狭缝与所述分束镜间，使经所述狭缝后形成的所述线性光束准直； 物镜，位于所述分束镜与所述待测对象间，使所述测量光束准直地集中在所述待测对象上； 光栅，所述参考光束、所述测量光束分别经所述参考反射镜、所述物镜反射或散射后在所述分束镜中合光形成干涉光束，所述光栅位于所述干涉光束的出光路径上，所述干涉光束经所述光栅后发生色散，形成具有不同波长的出射光； 便携式或可穿戴的智能设备，所述智能设备包括相机透镜、相机、摄像头，所述出射光入射通过所述相机透镜聚焦后分别到达所述相机的光敏面上形成不同的线焦点，所述摄像头探测到所述相机输出的不同像素信号后经傅里叶变换得到所述待测对象的二维断层图。 2.根据权利要求1所述的便携式光学相干层析成像仪，其特征在于：所述光源为LED宽带光源。 3.根据权利要求1所述的便携式光学相干层析成像仪，其特征在于：所述的智能设备为手机或平板电脑。 4.根据权利要求1至3任一所述的便携式光学相干层析成像仪，其特征在于：所述出射光中具有与所述宽带光源波长相同的中心波长光束，所述相机透镜、所述相机的中心点均位于所述出射光的出光路径上，通过计算所述光栅出射光的出射角来调整所述相机、所述相机透镜与所述光栅间的位置，所述光栅出射光的出射角满足： 关系式：nλ=d(sinθ+sinθ’)； 其中λ是所述中心波长光束的波长，即为所述宽带光源的中心波长；n是光栅衍射级；d是光栅常数；θ是光栅入射角，即为所述干涉光束与所述光栅法线间的夹角；θ’是光栅出射角，即为所述出射光与所述光栅法线间的夹角。 说明书 一种便携式光学相干层析成像仪
什么是信噪比详解
信噪比详解 定义 信噪比,即SNR（Signal to Noise Ratio）又称为讯噪比，狭义来讲是指放大器的输出信号的电压与同时输出的噪声电压的比，常常用分贝数表示。设备的信噪比越高表明它产生的杂音越少。一般来说，信噪比越大，说明混在信号里的噪声越小，声音回放的音质量越高，否则相反。信噪比一般不应该低于70dB，高保真音箱的信噪比应达到110dB以上。 解析 信噪比是音箱回放的正常声音信号与无信号时噪声信号(功率)的比值。用dB表示。例如，某音箱的信噪比为80dB，即输出信号功率是噪音功率的10^8倍，输出信号标准差则是噪音标准差的10^4倍。信噪比数值越高，噪音越小。 “噪声”的简单定义就是：“在处理过程中设备自行产生的信号”，这些信号与输入信号无关。对于M P3播放器来说，信噪比都是一个比较重要的参数，它指音源产生最大不失真声音信号强度与同时发出噪音强度之间的比率称为信号噪声比，简称信噪比（Signal/Noise），通常以S/N表示，单位为分贝（d B）。对于播放器来说，该值当然越大越好。 目前MP3播放器的信噪比有60dB、65dB、85dB、90dB、95dB等等，我们在选择MP3的时候，一般都选择60dB以上的，但即使这一参数达到了要求，也不一定表示机子好，毕竟它只是MP3性能参数中要考虑的参数之一。 指在规定输入电压下的输出信号电压与输入电压切断时，输出所残留之杂音电压之比，也可看成是最大不失真声音信号强度与同时发出的噪音强度之间的比率，通常以S/N表示。一般用分贝（dB）为单位，信噪比越高表示音频产品越好，常见产品都选择60dB以上。 国际电工委员会对信噪比的最低要求是前置放大器大于等于63dB，后级放大器大于等于86dB，合并式放大器大于等于63dB。合并式放大器信噪比的最佳值应大于90dB，CD机的信噪比可达90dB 以上，高档的更可达110dB以上。信噪比低时，小信号输入时噪音严重，整个音域的声音明显感觉是混浊不清，所以信噪比低于80dB的音箱不建议购买，而低音炮70dB的低音炮同样原因不建议购买。用途 另外，信噪比可以是车载功放；光端机；影碟机；数字语音室；家庭影院套装；网络摄像机；音箱……等等，这里所说明的是MP3播放器的信噪比。 以dB计算的信号最大保真输出与不可避免的电子噪音的比率。该值越大越好。低于75dB这个指标，噪音在寂静时有可能被发现。AWE64 Gold声卡的信噪比是80dB，较为合理。SBLIVE更是宣称超过120dB的顶级信噪比。总的说来，由于电脑里的高频干扰太大，所以声卡的信噪比往往不令人满意。
光学相干层析系统的信噪比分析及优化
文章编号:025827025(2008)0420635206 光学相干层析系统的信噪比分析及优化 李 鹏 高万荣 (南京理工大学电光学院光学工程系,江苏南京210094) 摘要 为提高光学相干层析(OCT )系统的信噪比(SNR ),改进系统的探测灵敏度,保证系统的成像质量,从理论上详细分析了光学相干层析成像系统中的主要噪声源,建立了系统噪声的理论模型,分析了光学相干层析成像系统中的各个组成单元对系统信噪比的影响.建立了一套实用型的光学相干层析成像系统,对该探测系统中的噪声进行了测量,得到系统噪声的实验模型.然后对理论分析的结果进行一定的修正,并对实验系统进行优化,得到了 16μm 的纵向分辨率,-90dB 的探测灵敏度. 关键词 医用光学;光学相干层析;噪声分析;灵敏度;动态范围;信噪比中图分类号 R 318.51 文献标识码 A Signal 2to 2Noise R atio Analysis and Optimization of Optical Coherence Tomographic Imaging System Li Peng Gao Wanrong (De partment of O ptical Engineering ,School of Elect ronics and O ptics ,N anj ing Universit y of S cience and Technology ,N anj ing ,J iangsu 210094,China ) Abstract In order to increase the signal 2to 2noise ratio (SNR )and improve the detection sensitivity of the optical coherence tomographic (OCT )system ,the main noise sources in the OCT system are analyzed in detail.A theoretical noise model is then proposed which may be used to analyze the effect of different parts of OCT system.Based on the theoretical results ,the performance of an OCT imaging system is analyzed.Through measuring the noise level of the system ,the experimental model of the system noise is obtained ,and then it is used to correct the theoretical analysis results.Based on the above analysis ,the imaging performance of the OCT device is optimized.The axial resolution of 16μm ,and the detection sensitivity of -90dB have been obtained. K ey w ords medical optics ;optical coherence tomography ;noise analysis ;sensitivity ;dynamic range ;signal 2to 2noise ratio 收稿日期:2007208228;收到修改稿日期:2007211207 基金项目:江苏省六大人才项目基金(062B 2041)、江苏省高校青蓝工程基金、江苏省“333"工程基金、南京理工大学青年学者基金(Njust200302)、教育部留学回国人员基金和苏州大学重点实验室基金(K J S01002)资助课题. 作者简介:李 鹏(1984—),男,江苏人,博士研究生,研究方向为生物医学成像.E 2mail :leepeng.95@https://www.sodocs.net/doc/a317649069.html, 导师简介:高万荣(1961— ),男,陕西人,教授,博士生导师,研究领域为生物医学光学.E 2mail :gaowangrong @https://www.sodocs.net/doc/a317649069.html, 1 引 言 光学相干层析术(OC T )主要是基于低相干干涉以及外差探测技术,具有非侵入性、高深度分辨率(1～15μm )、高动态范围(>100dB )等特点[1～3].光学相干层析根据生物组织折射率、吸收系数、散射系数、双折射等光学特性,可以对组织的结构或者功能实现二维或三维成像.对于人眼等透明组织,其探测深度可以达到2cm ,而对于皮肤等高散射性组织,其探测深度可以达到2～3mm [2].该技术可为临床医学所应用,为生物组织(人体)的在体、实时研究提 供一种新的高速、高分辨率、非侵入式的探测手 段[4～6].在光学相干层析系统中,从生物组织中反射回来的背向散射光是极其微弱的,同时在后续电路中会受到各种噪声的干扰.一般情况下,一个系统的信噪比(SNR )近似地与入射光功率成正比,与系统的带宽成反比[7,8].但是,由于光学相干层析系统中低相干光源引发的额外噪声的影响[9,10],随着入射到样品表面的光功率的增大,系统信噪比会趋于某一极限值.同时,入射到生物组织样品上的光功率的大小受到光源的最大发光功率以及生物组织所能承 第35卷 第4期2008年4月 中 国 激 光 C H IN ESE J OU RNAL O F L ASERS Vol.35,No.4 April ,2008
信噪比和灵敏度的关系分析
信噪比和灵敏度的关系分析 信噪比，英文名称叫做SNR或S/N（SIGNAL-NOISE RATIO），又称为讯噪比。是指一个电子设备或者电子系统中信号与噪声的比例。这里面的信号指的是来自设备外部需要通过这台设备进行处理的电子信号，噪声是指经过该设备后产生的原信号中并不存在的无规则的额外信号（或信息），并且该种信号并不随原信号的变化而变化。 同样是原信号不存在还有一种东西叫失真，失真和噪声实际上有一定关系，二者的不同是失真是有规律的，而噪声则是无规律的，这个以后再讲。 信噪比的计量单位是dB，其计算方法是10lg（PS/PN），其中Ps和Pn分别代表信号和噪声的有效功率，也可以换算成电压幅值的比率关系：20Lg（VS/VN），Vs和Vn分别代表信号和噪声电压的有效值。在音频放大器中，我们希望的是该放大器除了放大信号外，不应该添加任何其它额外的东西。因此，信噪比应该越高越好。 狭义来讲是指放大器的输出信号的功率与同时输出的噪声功率的比，常常用分贝数表示，设备的信噪比越高表明它产生的噪声越少。一般来说，信噪比越大，说明混在信号里的噪声越小，声音回放的音质量越高，否则相反。信噪比一般不应该低于70dB，高保真音箱的信噪比应达到110dB以上。 灵敏度（SensiTIvity）是指某方法对单位浓度或单位量待测物质变化所致的响应量变化程度，它可以用仪器的响应量或其他指示量与对应的待测物质的浓度或量之比来描述。灵敏度指示器的相对于被测量变化的位移率，灵敏度是衡量物理仪器的一个标志，特别是电学仪器注重仪器灵敏度的提高。通过灵敏度的研究可加深对仪表的构造和原理的理解。 信噪比和灵敏度的关系为什么会有噪声呢？ 我们都知道我们生活在一个复杂的电磁场的环境下。音源，功放等不仅受到外界电磁干扰，在其内部，也有电磁干扰。这些干扰会对信号造成非常显著的影响。 如何去除这些干扰呢？ 一种是模拟方式，最常见的就是阻容电路，也就是电路中并联一个电阻和电容（见图）。一种是数字方式，就是通过各种算法实现对噪声的去除。
误码率BER与信噪比SNR的关系解析
误码率BER 与信噪比SNR 的关系解析 一、 前言 误码率（BER ：bit error ratio ）是衡量数据在规定时间内数据传输精确性的指标，是衡量一个数字系统可靠性的主要的判断依据。虽然现在手机系统有许多仪器都可以直接对该项作直接的测量，但是对数字对讲机以及新兴的采用新的协议模式的设备，误码率的测试就会比较繁琐。而很多现有的设备都是基于模拟指标的测量，如果能找到模拟的指标与误码率之间的关系，那么将更方便我们的调试。在之前我们已经能直观的能观察到误码率BER 与模拟的信噪比SNR 以及射频中的噪声干扰存在一种相对应的关系，以下就基于这个作更深入的分析。 二、 正文 2.1在论述这种关系之间，首先要弄清楚下面的几个基本概念： 2.1.1S/N 音频信噪比（即SNR ） 图一 信噪比SNR 示意图 我们通常指的信噪比SNR 是基带信号中有用信号功率与噪声功率的比值，如图一所示。发射一个标准调制信号，接收机接收解调后，测量音频有用信号输出功率为signal P (dBm)，然后去掉调制信号，记录音频噪声输出功率为noise P (dBm)，于是： )(P )(P S/N noise signal dBm dBm ?= -------- 式1
2.1.2射频C/N 载噪比 图二 载噪比C/N 示意图 载噪比指的是在解调（进入解调器的）前的射频信号频谱中有用信号功率与噪声功率的比值，如图二所示。发射一个非调制信号，结果接收机的一系列滤波等处理，在解调前用频谱仪观察频谱信号，测试它的载波功率Carrier P (dBm)以及噪声信号功率noise P (dBm) )(P )(P C/N noise Carrier dBm dBm ?= -------- 式2 2.1.3频谱仪分辨率带宽(RBW) 对于频谱分析仪，分辨率带宽（RBW :Resolution Bandwidth ）实际上是频谱仪内部滤波器的带宽（决定选择性的IF 滤波器的3dB 带宽），设置它的大小，能决定是否能把两个相临很近的信号分开。比如，模拟对讲机相邻信道是25KHz ，你就必须把RBW 设置成比25KHz 小，才能把两个信道的载波分离出来，所以相同的频谱在不同的分辨率下有不同的效果，如下图：
光学相干层析分子成像研究现状分析
基金资助项目及批准号 国家自然科学基金（60378041、60478040）、浙江省自然科学基金（Z603003）、博士点基金(20030335099)、霍英东青年教师基金(91010)，光子技术福建省重点实验室开放课题（FP0404），教育部新世纪优秀人才培养计划 - 1 -光学相干层析分子成像研究现状分析 王玲 丁志华 刘旭 浙江大学现代光学仪器国家重点实验室，杭州 310027 oxsp_0@https://www.sodocs.net/doc/a317649069.html, zhding@https://www.sodocs.net/doc/a317649069.html, 摘要：本文简要介绍了分子对比剂在光学相干层析成像（Optical Coherence Tomography,即OCT）技术中的研究现状，概述了迄今出现的几种不同的光学相干层析分子成像（molecular contrast OCT，简称为MCOCT）方法，并讨论了MCOCT 的几个重要的实际问题：对比剂的选择范围、激发光强的限制、各种方法灵敏度比较以及MCOCT 应用于临床及生物学领域需要考虑的问题。 关键词：OCT， Optical Coherence Tomography; MCOCT , Molecular Contrast Optical Coherence Tomography；灵敏度 1. 引言 光学相干层析成像（OCT ），凭借其独特的相干门技术和干涉测量优势，能无损伤地观察生物体表面以下的组织结构，并具备组织病理分析所需的高空间分辨率，有望成为体光学成像研究中的重要手段。继OCT 结构成像方法提出之后，OCT 功能成像方法也相继诞生。如多普勒OCT 将多普勒技术与OCT 相结合，提供生物组织内部高分辨血管分布和速度分布图像；偏振OCT 则利用光的矢量特性来探测生物组织内部的双折射分布信息。现行OCT 技术，依据弹性散射光所固有的振幅、位相和偏振等信息，来反映组织内部的结构形态特征与生理功能状况。然而，结构形态的变化作为预示性信息，只能作为间接定性的依据。而且，当疾病尚无临床症状时，往往只涉及分子层次上的改变，并不出现物理性状方面的后端变化。尽管功能成像和内部分子有一定的间接关联，但并不具备分子特异性。因此，如果能将现有的OCT 技术发展为具有特异性分子识别功能，在获取了高分辨结构和功能信息的同时，又能获取分子组成和分布信息，这无疑是OCT 技术和在体光学成像技术的一大飞跃。 事实上，OCT 分子成像研究已经成为国际OCT 领域的重要发展方向。至今已报到的OCT 分子成像方法，大体可分为三大类。第一类利用对比剂的吸收性质提取对比信息。这一类又可继续划分为两类：一类描绘对比剂分布的方法是改变注入到生物目标的特定分子对比剂的吸收光谱，通过采集变化前后的OCT 扫描图样获得的。两幅OCT 扫描图样的差别经过处理就 能得到对比剂的分布。另一类方法利用对比剂的吸收光谱曲线被动的描绘出对比剂的分布。https://www.sodocs.net/doc/a317649069.html,
光学原理_光学相干层析成像技术
光学相干层析成像技术 摘要： 光学相干层析成像技术（Optical Coherent Tomography, OCT）在生物组织的微观结构成像的研究中起着重要的作用，它是一种非接触的、无损伤的和高性能的成像技术。和传统的时域OCT（Time Domain-OCT）相比，频域OCT（Fourier Domain-OCT）能够提供了更高的分辨率，更高的动态范围，以及更高速的成像速度，被广泛的应用在了生物组织医学成像等方面。但不可否认的是，对于像跟腱，角膜，视网膜，骨头，牙齿，神经，肌肉等具有双折射特性的生物组织，FD-OCT 没有足够的能力来描述这些它们的分层结构和双折射的对比度。偏振OCT （Polarization Sensitive-OCT）的基础正是由于样品组织对于偏振光的敏感性而建立的。因此，PS-OCT是描述具有双折射特性组织的强有力的工具。偏振频域OCT（Polarization-sensitive Fourier-domain optical coherence tomography，PS-FD-OCT）是目前最优的OCT是PS-FD-OCT。它系统同时具备了偏振OCT 和频域OCT两种系统的优点。本文利用琼斯矢量法对其进行了描述。 正文： 1光学相干层析成像技术的发展和现状 1.1光学相干层析成像技术的发展 显微成像技术已经发展了很长时间了。为了观察生物组织、微生物组织和了解材料的结构，人们发展了多种成像技术，如：X光技术及层析技术、核磁共振技术、超声、正电子辐射层析技术及光学层析成像技术OT（Optical tomography）等。在OT技术中的光源主要采取红外或近红外光（700—1300nm），该波段光较容易透过某种生物类混沌介质，对生物活体无辐射伤害，而且通过分析光谱还可以获得组织的新城代谢功能等信息。因此OT技术正在生物医学界得到广泛的研究和应用。根据原理OT技术可以分为两类：散斑光学层析成像技术DOT （diffuseoptical tomography），和光学衍射层析成像技术ODT（optical diffractiontomography）。 OCT（Optical coherence tomography）技术是在ODT技术的技术之上发展起来的。由于OCT系统具有结构简单、设备造价低廉，并可以实现高精度的组织