OCT与PETCT在医学影像学中的应用研究.doc

武汉轻工大学

毕业设计

设计题目：OCT及PET-CT在医学影像学中的应用研究

姓 名 曹敏
学 号 101204107
院 （系） 电气和电子工程学院
专 业 电子信息科学
指导老师 李鸣

2014年6月6日
27 / 31
目录
摘要 I
Abstract II
1. 绪论 1
1.1课题意义及背景 1
1.1.1 CT的意义及背景 1
1.1.2 OCT的意义及背景 1
1.1.3 PET-CT的意义及背景 2
1.2研究目的和思路 3
1.3本文主要内容 3
2.技术原理以及应用 5
2.1 OCT的原理 5
2.1.1迈克尔逊干涉仪 5
2.1.2 OCT的原理 5
2.2OCT医学影像中的分类 6
2.2.1OCT在医学中的成像原理 6
2.2.2FD-OCT的应用 9
2.3讨论OCT的医学成像发展 9
2.4 PET-CT的成像原理 10
2.5 PET-CT的主要设计参数 11
2.5.1 PET部分 11
2.5.2 CT的部分 12
2.6 PET-CT的优势 12
2.7 PET-CT在医学方面的应用 13
2.7.1 PET-CT 在肿瘤疾病的诊断和治疗中的临床价值 13
2.7.2 PET-CT在冠心病诊疗中的临床应用 13
2.7.3 PET-CT 在大脑疾病中的作用 13
2.7.4 PET-CT在健康人体格检查中应用 14
2.8 PET-CT未来发展的望展 14
2.9 OCT和PET-CT的对比 14
3.基于旋转扫描探头的光谱OCT内窥镜成像系统设计 16
3.1设计的准备 16
3.2实验前理论准备 16
3.2.1内窥镜系统的搭建 16
3.2.2 GRIN透镜的设计 18
3.2.3高反射率介质膜的镀制 19
3.3实验 20
3.4 结论 22
致谢 25
参考文献 26

摘要
断层扫描技术是一种新兴光学成像技术，光学相干断层成像技术和正电子发射显像技术是近些年人们在断层扫描技术研究的基础上所发展出来的两种成像技术。这两种技术优点显著，生物组织成像清晰，拥有广阔的应用前景，尤其在医学领域中。
但是两者也分别存在一些的局限性，由于探测方法的特性和被探测物本身的原因，会使得得到的图像存在噪声以及对比度低的缺点。
本文分别说明了断层扫描技术，光学相干断层成像技术和正电子发射技术的原理，介绍了光学相干断层成像技术和正电子发射技术的理论背景，优缺点以及在医学领域的应用。并且设计了一套光学断层成像技术和电子内窥镜组合成的光学断层成像内窥镜系统，对于影响成像的要图表进行了分析，通过实验验证光学断层成像内窥镜系统的可行性。得到了光学断层内窥成像系统可行，得以实现扫描旋转成像以及对病变组织探测的结论。

关键词：断层扫描技术；频域光学断层成像技术；内窥镜；光学相干断层成像技术；正电子发射显像技术
Abstract
Coherence tomography is an optical imaging technology, optical coherence tomography imaging and positron emission technology are two kinds of imaging technologies. In recent years, it is developed based on tomography technology.The obvious advantages of these two technologies, biological tissue imaging clearly has broad application prospects, especially in the medical fields.
But there were also some limitations, due to characteristics of detecting method and detecting material itself, it will make the image obtained by the existence of noise and low contrast of defects.
This paper explains the principle of tomography, optical coherence tomography and positron emission technology, optical coherence theory background tomography and positron emission technology is introduced, advantages and disadvantages as well as application in medical field. And design a set of spectra of Optical Coherence Tomography and electronic endoscope combined into Optical Coherence Tomography endoscope system, for the important parameters affecting the imaging is analyzed, the feasibility of endoscopic system was verified through experiments in Optical Coherence Tomography. The Optical Coherence Tomography endoscopic imaging system is feasible.

Keywords: Coherence tomography; frequency domain Optical Coherence Tomography; endoscopic; Optical coherence tomography; positron emission tomography

1. 绪论
1.1课题意义及背景
1.1.1 计算机断层扫描技术的意义及背景
计算机断层扫描技术（CT）是指通过从物体外部检测到数据重建物体内部横断面的信息一种技术。早在1917年，丹麦数学家J.Radon的研究已为CT技术建立了数学理论基础。
在20世纪50年代，美国Oldendorf医生发表了一篇关于克服普通伪影的文章，成为了真正意义上的第一篇关于CT论文，此后CT这一名字才被使用。如今这一成像技术广泛应用和多种能量和粒子束，如X射线，γ射线，电子，超声波，红外线等。
1963年，美国物理学家 Cormack发现X射线对人体不同组织的穿透率是不同的在研究中得到了一些相关的公式，这些公式在后来成为了CT应用的理论基础。
1967年，英国电子工程师Hounsfield在不知道Cormack研究成果的情况下，也开始研究一项新的技术。此技术用于对头部的实验性扫描测量，首先研究了模式识别，然后制造了一台能加强X射线发射源的扫描装置，即是后来的CT，用于对头部的实验性扫描测量。后来他又用此装置去测量全身，取得了同样的效果。
1971年9月，Hounsfield在一家郊外的医院里，又和一位神经放射学家合作，设计制造出这一种仪器，并开始进行头部的检查。10月4日，这个仪器迎来了第一个病人，此次试验非常成功。
1972年4月，Hounsfield在英国放射年学会上首次公布该结果，这正式宣告了CT的诞生。这引起了科技界的震动，CT的研制成功被誉为自伦琴发现X射线之后，放射学史上最重要的成就[1]。
而今随着CT技术的不断改进已产生了五代CT机，并进行了各种形式的改造和创新，本论文所讨论的光学想干断层成像和正电子发射显像技术就是由CT技术所发展改进而来的。
1.1.2 OCT的意义及背景
光学相干断层成像（OCT）技术是光学断层扫描，利用近红外光相干光照射被测组织，根据光的干涉的连贯性，进行表面的组织成像，是近年来的一个新的光学成像技术。
OCT的背景如下：
1991年，美国麻省理工大学的D.Huang和J.G.Fujimoto等人采用OCT技术成功地对人眼视网膜的显微结构和冠状动脉壁成像。此专利由ZEISS公司购买。
1993年，演示了人类视网膜的活体OCT。
1994年，有ZEISS公司开发并投入商业使用。
1995年，开始眼科的临床研究。
2000年，OCT仪器体积更小，更容易操作，分辨率明显提高，出现了对视网膜神经纤维层(RNFL)的分析。
OCT技术在多个领域展具有应用，尤其是在医学领域，在某些病症的检测观察方面起了重要的作用。OCT 技术最大的两项优点：
(1) . 图像分辨率很高，可达10~20μm，可清楚显示管壁各层的精细结构。
(2) .该项技术适用于小血管内成像。在冠状动脉内应用的OCT成像技术已经比较成熟，但是很少使用OCT技术来研究人类肺部的疾病。
据2006年的统计，全球大概共有5000台在使用，在中国大约100台多数为第三代OCT。
而如今，OCT技术主要运用于以下领域：
眼科：可以提供显着性视网膜病变的影像，以诊断和监测青光眼和黄斑水肿和视网膜病。
耳鼻喉科：通过成像确定的表皮和皮下膜感染病原菌，以提高诊断的准确性。
牙科：可采用OCT成像技术来确定X光和目测都无法发现的早期牙齿疾病，以进行更有效的预防程序。
1.1.3 PET-CT的意义及背景
PET-CT技术是由正电子发射显像(PET)技术和CT组合而成的一种医学影像技术[2]，在这两年广受关注。PET-CT技术有以下优点：
(1) .在早期可以通过细胞的新陈代谢，发现小病灶隐匿性（大于5mm）。
(2) . 进行检查的元素是在人体中最基本的一些元素，并有一个很短的半衰期，所接受的剂量胸部CT扫描剂量略高，安全和有效的，短时间内可以反复检查。
(3) .通过细胞的代谢的信息来判断能够准确找出病灶位置，特别显著的提高了对小病灶的诊断能力。
(4) .进行一次快速的全身检查仅需20min。
最早和CT组合在一起的成像设备是单光子发射计算机断层(SPECT)。旧金山大学(University of San Francisco)的Hasegawa和Lang等可能是最早的探索者。早在1991年，他们就报告了双功能医学成像系统的原型机，其设计使用高纯度的锗作为探测的物质，通过设置不一样的能窗，来同时接受γ射线和X射线，用以处理获得不同性质的图像
1996，Blankespoor首次报道该机制在心肌灌注成像的设备中的应用。
1998年，GE Medical Systems将基于此设计Hawkeye系列 SPECT-CT推向市场，并且获得了巨大的成功。
同年，第一台专用PET-CT的原型机被安装在了匹兹堡大学(University of Pittsburg)医学中心。这一台原型机是于CTI PET System(CPS)合作研制的，并且获得了美国国立肿瘤研究所(NCI)资助。
从1998~2001年，在这台原型机上做了300余例肿瘤病人，取得了很好的效果。
2000年，GE公司推出了Discovery LS系列。
2003年，推出了的Gemini型PET-CT。

1.2研究目的和思路
由于CT在医学中有着广泛的应用前景，而此技术最终获得的是样品的图像信息，因此提高此技术的成像质量就很重要。提高成像的质量可以分为两个主要的工作，首先是对成像系统设备的改进，例如采用宽带光源，高信噪比的光电探测设备，线性扫描装置等，即硬件处理。再者就是成像后对于数字信号或者数字图像的后续处理，用软件对图像进行处理。这几年来，尽管在相干断层技术的硬件上取得了巨大突破，例如专用宽带光源的研发，但由于探测方法的本身的特性所带来的一些问题，不是仅仅靠改善硬件就能解决的。
现在医学中对肿瘤等病变的诊断采用活检法，病人痛苦大，确诊周期长。OCT的出现使人们在面对这些疾病时有了更多的办法。将OCT技术和医学上常用的内窥镜技术相结合，使OCT技术拥有更大灵活性，能对一些普通医疗设备很难接近的体内组织进行成像，拥有光明的应用前景。
1.3本文主要内容
本文通过对现有的医学技术的分析，同时将理论研究和生产过程中的实际情况相结合，设计了一套实施性比较强的内窥镜扫描系统。
第二章从迈克尔逊干涉仪出发介绍了OCT的原理，详细的介绍了频域OCT以及时域OCT的原理，拿OCT和传统的扫描技术作对比，找出OCT的优势所在。介绍了PET-CT的工作原理以及PET-CT的优势。并且介绍了两个技术在医学领域的应用，并进行了对比。
第三章设计了一种旋转扫描探头的OCT内窥镜成像系统。首先提出理论依据，再根据理论依据搭建实验系统并检验。
第四章进行了总结和展望。
2.技术原理以及应用
本章分别介绍了OCT和PET-CT的原理，介绍了OCT的核心迈克尔逊干涉仪。然后将这两种成像技术和以往的成像技术作对比，分析这两种技术的优势。
在医学上面，OCT技术和PET-CT技术都属于CT技术的升级完善，但是两者的成像手段是不同的。本章还从医学上分析了两者重要的成像原理，以及两者在医学中的应用并对这两者的应用前景进行了展望。
2.1 OCT的原理
OCT 是使用低相干性光或白光（可见光）干涉测量仪来完成高分辨率成像和测量的，利用各种组织对光的反射能力、吸收能力以及散射能力的不同对组织成像以清晰分辨组织结构。其技术的核心是迈克尔逊干涉仪[3]。
2.1.1迈克尔逊干涉仪
如图2-1所示，从光源S发出的光线经半射镜的反射和透射后分为两束光线，一束向上一束向右，向上的光线又经M2 反射回来，向右的光线经补偿板后被反射镜M1反射回来在半反射镜处被再次反射向下，最后两束光线在观察屏上相遇，产生干涉。

图2-1 迈克尔逊干涉仪
在OCT设备中，光学干涉仪是被用来检测相干光的。从原理上说，干涉仪可以把散射光从反射光中滤除，从而生成图像的信号。在处理信号时，可以得到从某一层表面反射而来的的反射光的深度和强度[16]。
2.1.2 OCT的原理

OCT系统结构如图2-2所示

图2-2 OCT的原理图
干涉成像的原理就是把光源发出的光线分成两束，一束发射到被检测的物体上，这段光束被称之为信号臂。另一束发射到反光镜上，称之为参考臂。后把从组织（信号臂）和从反光镜（参考臂）反射回来的两束光信号叠加。当信号臂和参考臂同时达到某一长度时，就会产生干涉。反射回来的光信号随组织的形状而显示成不同强弱。把它将反光镜反射回来的参考光信号叠加，光波定点方向一致时信号增大（增强干涉），光波定点方向相反时信号减弱（削减干涉）[3]。形成干涉的条件是频率相同，相位差为定值。利用干涉原理，OCT比较标准光源和反射信号增强单一反射，减弱散射光线。由于干涉只发生在信号臂和参考臂长度相同时，所以改变反光镜的位置，就意味着改变了参考臂的长度，则可以得到不同深度的组织的信号[4]。这些光信号经过计算机处理便可得到组织断层图像。
2.2OCT医学影像中的分类
OCT在医学中，被分为两个大类：时域OCT（TD-OCT）和频域OCT（FD-OCT）。时域OCT是指把在同一时间从组织中反射回来的光信号和参照反光镜反射回来的光信号叠加、干涉，然后成像[4]。频域OCT的特点是参考臂的参照反光镜固定不动，通过改变光源光波的频率来实现信号的干涉[5]。
2.2.1OCT在医学中的成像原理
TD-OCT法，样品的深度信息是通过改变参考臂的光程来进行采集从而获得层析图像的，其结构如图2-3。成像过程中需要将参考臂进行纵向扫描，因此限制了其成像的速度[12]。FD-OCT法，深度扫描的信息是通过背向散射光谱的反傅里叶变换获得的。简化轴向扫描过程，从而大大提高成像速度[12]。

图2-3 时域OCT的结构图
FD-OCT分为两种：（1）激光扫描OCT（SS-OCT），这种OCT利用波长可变的激光光源发射不同波长的光波；（2）光谱OCT（SD-OCT），它利用高解像度的分光光度仪来分离不同波长的光波[5]。其结构原理如图2-4所示：

图2-4频域OCT结构图
FD-OCT通过位于干涉仪出口的光谱仪，记录下了干涉信号的光谱。经过计算，我们得到样品深度信息，光源发出的光被分成两束相干光，其中一束沿深度方向穿透物体，并由散射中心背向散射，而另一束由参考镜反射[5]。
两束光在干涉仪探测臂处汇合，光谱仪记录得到干涉图样，干涉信号可以记录为频率函数。
(2-1)
I（k）是干涉臂测得的光强，IS，IR分别为散射光（信号光）和参考光强，Δ 为信号光和参考光的光程差。
式（2-1）中，IS，IR表现为光电探测器的直流电平，作为背景信号，会降低图像的对比度。2cos（k*△l）是参考光和样品背向散射光之前形成的干涉，这个可以通过反傅里叶的变换得到样品的深度信息Δ 。
FD-OCT的光谱仪的分辨率决定其测量范围。由式（2-2），δλ表示光谱仪的分辨率的大小。
（2-2）

OCT图像的纵向和横向的分辨率是互相独立的。横向分辨率是由扫描光束聚焦点的大小来决定的。纵向分辨率是由光源带宽来就定的。对于高斯型谱分布光源纵向分辨率表示为式（2-3）
（2-3）

干涉信号强度和两臂的反射率以及分光比有关，进入样品臂的光传播函数为

（2-4）
为传播的光程，ξ是迈克尔逊干涉仪的分光比，α为衰减系数，附加相位差是π/2，得到的探测光强度为

（2-5）

干涉信号强度和余弦载波的幅值2rs rr ξ（1-ξ） 有关 ，其大小为

（2-6）
当ξ=0.5时，干涉信号的强度最大，此时，在同等背景噪音的条件下，信噪比也是最大的。信噪比和两臂的反射率直接相关[13]。
仿真结果显示：ξ根据rr /rs数值进行匹配，ξ为0.01时候可以使光谱信号变得明显，如图2-5（b），但信号强度急剧的减小，所以，为了提高信号光强度，ξ就要保持在0.5。
光量子/（*103） 光量子/（*103）

波长/nm 波长/nm
（a）函数比例50/50 （b）函数比例99/1
图2-5不同分光比条件下的信号仿真光谱
2.2.2FD-OCT的应用
由于需要利用到机械移动参考镜，TD-OCT扫描的速度受到了限制。只能每秒扫描5000条全部深度的扫描线；而FD-OCT大大节约了参考镜的移动时间，每秒钟扫描线的数目可以提高到100000左右。每帧图像的扫描线也由200增加到500~1000，使得图像质量大大的提高[17]。
“Sew-up”伪影，是一种在TD-OCT中常见的由于心脏跳动而引起的运动伪影，图2-6可以明显看到血管壁的断层位移。FD-OCT扫描速度加快后，这种伪影明显的减少。发生率由16.9%降低至2.7%。图像质量分析也发现FD-OCT和TD-OCT比较成像清晰节段的比例明显提高。

（a） （b） （c）
图2-6各种情况下的成像情况
图2-6(a)TD-OCT中经常见到的“sew-up”伪影；
图2-6(b)FD-OCT成像过程中指引导丝的固定伪影；
图2-6(c)FD-OCT扫描直径超过检查视野范围的血管时，经过傅里叶转换产生的FD-OCT特有的伪影[6]。
2.3讨论OCT的医学成像发展
OCT技术的优越性，使得它拥有各种各样的应用，其中，医学成像上的应用占主要地位。
首先，卓越的光学切割能力，使得OCT扫描仪能在超越传统的共焦显微镜可达深度对微组织结构进行成像。另外一个有利因素就是OCT拥有超高频超声成像的能力，当以OCT系统为基础，超高频超声成像技术可以用低分辨率探知更大的深度，而且硬件花费低，因此极富竞争力。
超声波采用声波来测量长度，而OCT采用的是光波测量距离，因此后者的精确性要明显的高于前者。此外。OCT装置可以对样本的内部或者外表进行测量，而不需要和样本直接接触。因为装置是以光导光纤为基础的，所以以OCT为基础的装置很结实，可以包装紧密，携带方便，并且能够很容易的和导管、内窥镜、腹腔镜以及外科探针等界面进行直接对接[7]。
OCT临床应用在视网膜疾病，黄斑疾病，视神经疾病，青光眼等疾病的诊断，鉴别诊断，病情的临测以及发病机制的探索，定量评估，治疗方案的选择，疗效评价等方面已显示出主要的应用价值，弥补了其他眼底检查方法以及眼底荧光素血管造影的不足。
OCT检查存在一定的局限性。OCT是靠组织结构的反光性质的不同，对组织进行辨别的。视网膜断层中，真正较易区别的有神经上皮光带，色素上皮光带，神经上皮层结构尚难以明确分辨。OCT采集图像的时间场，短时间获得大量图像资料仍有困难。其横向分辨率比较低，不能对视网膜进行大范围的扫描。入射光的因素可以影响成像效果，比如屈光向质浑浊，人工晶体偏位，视网膜出血，视网膜下液积聚集较多等均可导致成像误差。
2.4 PET-CT的成像原理

图2-7 PET-CT的原理图
PET是由探头，数据处理系统、图像显示系统以及检查床组成的（图2-7）。PET使用的是正电子示踪剂，当在核素衰变的过程中，正电子从原子核内部放出后很快和自由电子碰撞湮灭，转化成为一对方向相反，能量为511keV的γ光子[18]。在这光子飞行方向上对置一对探测器，便可以几乎在同时收到这两个光子，由此可以推定出正电子发射点在两个探头间连线上。通过环绕360°排列的多组配对探头，得到探头对连线上的一维信息。信号向中心点反投射，并且加以适当的数学处理，最后便可形成断层示踪剂分布的图像。代谢率高的组织或者病变，在PET上呈现明确的高代谢亮信号，代谢率低的组织或者病变，在PET上呈现低代谢暗信号[2]。
不同标记物的半衰期长短不一，对于半衰期短的标记物要求PET具有很快的采集速度。而PET的采集速度和PET使用的晶体密切相关。PET晶体吸收γ射线，把吸收的一部分能量转换为可见光或者紫外光子，通过光电倍增管转换为电信号，PET晶体对PET的性能起决定性的作用。
PET主要根据示踪剂选择性的反映组织器官的代谢情况，从分子水平上反映人体组织的生理，病理，生化以及代谢等变化，尤其适合人体生理功能方面的研究。但是图像的解剖结构不清楚，CT可以采用X射线对PET图像进行衰减校正，极大地缩短了数据采集所需要的时间，从而提高了图像的分辨率，使人们利用CT图像对PET图像所显示出来的病变部位进行对应的解剖和诊断[18]。
由此PET-CT从根本上解决了核医学图像解剖结构不清晰的缺陷。使核医学图像真正的达到了定量的目的并且提高了诊断的准确性，实现了功能图像和解剖图像信息的相补[19]。
2.5 PET-CT的主要设计参数
2.5.1 PET部分
由前文已经了解到，PET-CT所选用的晶体材料直接影响PET-CT的成像质量，目前来说，PET选用的晶体材料有3种：BGO，LSO和GSO。它们对于511MeVγ光子的信息采集各有优势。如表2-1所示：
表2-1 三种PET晶体材料主要特性的比较
晶体材料
511MeVγ光子平均衰减距离（mm）
光输出量（光子数/MeV）
余晖时间ns
BGO
10.4
9000
300
LSO
11.4
30000
40
GSO
14.1
8000
60

BGO具有较大的原子序数和密度，这使得它对γ光子具有很好的拦截能力，有效增加灵敏度。主要的缺点是余辉时间比较长，不利于3D采集。成本相对而言是比较低的[20]。
LSO只有约40ns的余辉时间，高光输出量仅比BGO低1.5倍的灵敏度。它成为非常适合3D采集的快速晶体。它的缺点是，光输出量和能量不成正比，即使是同一批次的晶体，光输出量也有可能相差很大。
GSO是LSO的有力的竞争者，虽然其光子拦截能力相对略差，光输出量也比较低，但是其能量分辨率远高于BGO和LSO[8]。
扫描速度是PET-CT的重要参数之一。用CT代替了常规的透射扫描进行衰减校正是节省时间的主要方面，而PET部分多选用3D采集。通过3D采集，一般均可将每个床位的采集时间缩短2~3min，2D采集约5~6min，其中LSO晶体在这一方面的优势最为明显。另外，BGO晶体如果能够尽量增加噪声等价计数率，也可以适当的缩短采集时间，提高扫描的速度。当然，采集时间和病人体重和给药剂量都会有很大的关系。
3D采集代替2D采集，确实增加了灵敏度，但也大大增加了随机符合和散射符合，并使死时间增加，从而导致计数错误和丢失。为尽量减少这些因素的影响，可以缩短符合时间窗，但这就要求晶体的余辉时间尽量短，或具有更好的能量分辨率，以增加抗散射能力。采用LSO晶体可将符合时间窗缩小到6ns，采用GSO晶体也可以把符合时间缩短至8ns，GSO还具有较好的能量分辨率，因此，这两种晶体用于3D采集具有优势。经典的2D采集也有其固有的优势，即轴向均一性更好，定量计算也相对更准确[8]。
2.5.2 CT的部分
CT部分的主要性能参数是探测器排查数和旋转速度，这决定CT的扫描速度。在做心脏的检查时，一般CT排数至少为8排，但是最好是16排。对于肿瘤检查则不受限制。但是，扫描速度快也是有要求的：如果病人能在一次屏息的时间能，至少完成胸部扫描，则对于减少图像伪影和对位误差也是有帮助的[9]。
2.6 PET-CT的优势
PET- CT和传统的PET或者CT相比，存在很多优势。绝大多数的疾病都会经历从基因突变到代谢异常再到形态改变的发展过程。CT检查密度的分辨率高、定位十分准确，但是只有当疾病发生到了“形态改变”这一个阶段的时候才能被发现，因此，不能达到“早期诊断”的目的。传统的PET检查，虽然能在“代谢异常”这一个阶段发现病灶，但是，由于缺乏周围正常组织的相对照，从而致使定位模糊。
PET-CT一次显像就能同时获得PET和CT两者的全身各个方向的图像，一方面充分发挥了两者的优势，另一方面又有效地弥补了两者的不足。
作为当今世界上最完美、最高档次的医学影像设备，PET-CT全面的实现了医学影像学的“四定”目标：
“定位”：发现病变和明确病变部位；
“定性”：明确显示形态和功能变化的病理和病理生理性质；
“定量”：量化疾病或者病变在形态学上以及功能上的改变；
“定期”：确定疾病的发展阶段。
2.7 PET-CT在医学方面的应用
2.7.1 PET-CT 在肿瘤疾病的诊断和治疗中的临床价值
（1） 诊断及鉴别恶性肿瘤或者病变；
（2） 进行精确的肿瘤临床分期；
（3） 有利于指导或调整临床治疗方案；
（4） 帮助制订肿瘤放疗计划。
2.7.2 PET-CT在冠心病诊疗中的临床应用
（1）准确、无创地诊断有症状或者无症状冠心病。
（2）估测溶栓治疗、经皮冠状动脉成形术、支架植入和其冠脉血流重建术的治疗效果。
（3）跟踪观察有高危险因素人群（遗传病史、不良生活习惯、高血压、高血脂、高血糖等）冠心病的进展或转归，定制相应的防治措施。
（4）心肌梗塞后及其他坏死性心肌病治疗前存活心肌活力判断。
2.7.3 PET-CT 在大脑疾病中的作用
（1） 各种大脑疾病（脑血管性疾病、癫痫、帕金森氏病、脑原发肿瘤、早老性痴呆和血管性痴呆等）的定性、定位诊断，了解其影响范围和程度；
（2） 脑瘤的分类、分型、定性和预后评估；
（3） 检测退行性脑病的功能障碍；
（4） 脑瘤复发灶和坏死灶鉴别；
（5） 预测外科手术损伤脑组织，造成脑功能障碍的程度。
2.7.4 PET-CT在健康人体格检查中应用
在健康体检方面，随着人们生活方式，工作压力的改变，出现了退行性疾病的低龄化以及肿瘤发病率持续上升的情况，定期进行PET-CT体检，可以早期发现这些处于萌芽状态的病灶，从而达到早发现，早治疗，早康复的目的，同时还可以对一些良性病变进行监测，以提高生活和生命质量[11]。
2.8 PET-CT未来发展的望展
PET-CT自2000年底正式商品化，发展速度非常迅猛，在短短的13年的时间内，已经经历了数代产品的更新。未来PET-CT仍将会有更大的发展，主要有以下几个方面：
（1） PET和CT的融合进一步加强；
（2）PET-CT的应用领域进一步拓展；
（3）PET-CT将代表PET成为未来发展的主流；
（4）PET-CT的发展也将促进相关技术的进步[10]。
自问世以来，PET-CT已充分体现出临床应用价值，并且不断改进升级。现在已经应用64层螺旋CT，采集时间更短，图像质量更高，并应用了新的探测器，光衰减常数时间更短，进一步提高了图像的空间分辨率，把核医学影像带入到一个新高度，随着应用领域的不断扩大，PET-CT必将对人类的健康发挥更加重要的作用。

2.9 OCT和PET-CT的对比
前面的章节对两种成像技术做了一个比较详细的介绍，通过归纳，可以对两种医学成像技术做一个对比。
首先OCT和PET-CT的医学成像的基本原理是不同的。OCT系统的核心是迈克尔逊干涉仪，在此基础上添加相关增强效果器件。而PET-CT是利用正电子放射同位素对生物的功能、代谢和受体分布等进行检测从而进行医学成像的。成本相对来说，比PET-CT要低廉。PET-CT在现代医学中因其特殊的检查方式，很受欢迎，这点是OCT所达不到的。PET-CT的准确性相对而言也是比较高的，对于相对较难检测的位置，例如人体内部的大脑，心脏等位置，PET-CT比起OCT有巨大优势。
但是PET-CT需要注射放射性同位素，至今也不能确定其是否对人体有害。而OCT则不需要放射性同位素的参和，所以从健康方面来说，OCT的应用应该更加的广阔。
在第三章节设计了一套OCT内窥镜系统，这种技术可以弥补OCT成像的一些短板，使OCT系统在面对复杂，难以测量的部位也可以发挥其原有的功能。
3.基于旋转扫描探头的光谱OCT内窥镜成像系统设计
传统内窥镜只能观察到发生在器官表面的病变，而无法获取人体内部的断层信息，不能进行病变的早期诊断。而在一些较难检测的位置OCT会无法实施。本章节的OCT内窥镜是医用电子内窥镜和OCT技术的结合，将成像的分辨率提高到微米级，使医用电子内窥镜具备真正意义上探测人体内脏表层下微小病变的能力，达到早发现早治疗的目的。
3.1设计的准备
光谱OCT内窥镜成像系统主要是由迈克尔逊干涉仪，扫描探头和光谱采集系统组成，本章节从四部分入手，介绍光谱OCT内窥镜系统的设计方案和实现过程，具体内容如下：
（1） 考虑系统构建的难易程度，首先搭建自由空间的迈克尔逊干涉仪测试，它的优点是结构简单，耦合效率高，易于调整光路；但空间干涉仪需要依托光学平台，不能有效应用于内窥镜系统中，因此本章搭建了全光纤型干涉仪系统，既可以使系统的集成度提高，便于和内窥镜系统相结合，形成OCT内窥镜成像系统。
（2） 设计适用于扫描探头的GRIN透镜，利用光学传递函数评价透镜的成像质量，来提高OCT系统的干涉图像质量。
（3） 设计高反射率介质膜系，利用光波在薄膜中反射、折射及干涉来达到减反（增透）或者增反（减透）的作用。
（4） 多层次多方面的进行试验，利用上述成像系统，实现相干信号的获取、横向扫描以及干涉光的分光和采集，并且尝试在多层盖玻片和洋葱外表皮获得扫描图像[12]。
3.2实验前理论准备
3.2.1内窥镜系统的搭建
OCT成像系统根据迈克尔逊干涉仪的不同实现方式分为两种类型：自由空间型和全光纤型。考虑到系统构建的难易程度，根据实验首先搭建了自由空间干涉仪，如图3-1[13]。
在自由空间型OCT成像系统中，宽带光源发出的激光经过直角分光棱镜分为参考光和样品光，在空间干涉仪的出口处接收干涉光，其简易之处就是光的调节不受光纤长短约束[14]。

图3-1自由空间OCT原理图
自由空间型干涉仪需搭建在光学平台，系统体积大，不够紧凑，损耗大，曾在空间较大的局限性，不能将OCT技术运用在内窥镜上。本论文搭建了全光纤型干涉仪系统（图3-2）

图3-2 全光纤OCT成像系统原理图
低相干光源发出的光束被光纤耦合器分为两束，一束经过样品臂被样品反射，另一束被参考镜发射两束光在干涉仪出射处发生干涉。探测仪器采集干涉信号，并经过处理电路对样品成像。参考臂中光纤端部既起到低相干光源的收发装置作用，又起到滤波作用，可以滤掉样品产生的高阶模。单模光纤可以将散射到高阶模式的光减到最小，从而保留边缘对比度，保证探测器接收到参考臂和样品臂的光信号具有空间相干性[15]。
3.2.2 GRIN透镜的设计
目前，国内外OCT技术的实验研究取得了很多进展，包括横向扫描结构采用GRIN透镜，但是对GRIN透镜进行的理论分析和实验设计比较少。利用光学传递函数研究透镜对成像质量影响，在一定程度上提高成像质量。
从光源发出的光耦合进入光纤后，在GRIN透镜入射端可以等效为一个发光点光源。1/4截距GRIN透镜的焦平面位于端面。当光源紧贴GRIN透镜的入射端时，出射光是均匀场强的平行光束[14]。此时光纤输出光经过透镜变为平行光，GRIN透镜起到准直作用。在光谱OCT系统中，要求将输出光束聚集到样品中，GRIN透镜起到汇聚的作用，考虑到内窥镜的外形和尺寸，将焦距设定为10mm，根据这个参数来计算GRIN的长度。
GRIN透镜的径向折射率分布，由式（3-1）给出
（3-1）

其中， 为折射率分布常数；P为透镜截距，表示光束在GRIN透镜中沿正弦轨迹传播，完成一个周期的长度；r透镜中距轴线的径向距离；n(0)为透镜轴线上的折射率。
利用矩阵分析方法对GRIN透镜成像规律进行分析，如图3-3所示，透镜长度为l，光纤PA以入射叫θ1射到端面AO上，折射后光纤在GRIN透镜中沿AB正弦曲线传到B，在经过BO丿端面沿BC射出。

图3-3GRIN透镜中光线传播路径
设l1为物点P到AO面的距离， ；l2为像点Q到BO的距离， 。当光源紧贴GRIN透镜前端时，h1=0，根据管线在透镜中传播的矩阵式（3-2），我们可以得到式（3-3）：

(3-2)

(3-3)

式（3