CN102783937A - 校准光学相干断层成像系统的方法 - Google Patents

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Abstract

本发明涉及一种校准光学相干断层成像系统的方法，所述方法包括：响应由样品反射的光而产生扫描数据，所述反射的光穿过基本透明的弯曲罩，所述基本透明的弯曲罩形成成像探针的一部分；响应从设置在所述基本透明的弯曲罩中的多个背散射颗粒散射的光而产生参考数据；以及响应所述参考数据来校准所述光学相干断层成像系统以确定随后光学相干断层成像扫描的相对位置。

Description

校准光学相干断层成像系统的方法
本申请是申请日为2008年11月12日的题为“具有集成的参考反射器的成像导管”的中国专利申请No.200880115592.4的分案申请。
技术领域
本发明涉及一种光学成像，并且更具体地涉及用于光学相干断层成像(optical coherence tomography)(OCT)的纤维光学探针的设计和相关的成像技术。
背景技术
光干涉是一种广泛用于整个科学界的现象。特别地，短相干(或“低相干”)干涉测量成像的使用已经成为许多领域中并且尤其是医疗应用中的一种重要成像模式。在干涉测量成像中，导致来自已知和受控光学路径(光程)(“参考路径”)的光干扰从未知路径返回的光使得关于该未知路径(“样品路径”)的信息可以通过分析所得到的干涉图来确定。
在短相干成像中，干涉图包含进行分析的样品中结构的深度位置信息。在样品体积上扫描短相干光以产生断层分析图像，这被称为光学相干断层成像，或OCT。近年来，具有20μm或更低的相干长度的基于实际激光的光源已经变得可用，促进OCT在包括眼科学、普通显微镜、心脏病学和肿瘤学的许多领域中的使用。
OCT的一个特定优点是其与纤维光学的固有相容性，使得其成为对于非侵入性或最小侵入性医疗过程的接近理想的成像模式。
所有OCT实现的中心问题(central)是要求为了确保干涉效应被记录而匹配的样品和参考路径的长度对应于样品中期望的扫描区域。在许多过程中所需的相对长的光学导管(通常为约1.5～2m)的情况下，对于匹配路径长度的该要求可能会变得难以实现，尤其是当许多实际的OCT实现要求在毫米级上匹配时。而且，在这些导管中使用的非常薄的纤维在使用期间可以容易地伸长或收缩几毫米。
当在任何应用中使用OCT时，光学“零点”是关键的。这定义了在成像空间中存在所谓的参考平面的地方。按照惯例，表面平面处于x-y平面，而深度沿着z-轴出现。在显微镜应用中，例如，在显微镜载玻片的表面上设置零点可能是有利的，这样试样可以相对于该已知表面进行测量。在插入体腔的导管中，最有用的参考平面是导管尖端自身的外表面，并且所有距离都从该位置向外测量。
对于旋转的导管，x-y-z空间最好以极坐标(角度和径向距离)表示。因此，z-轴变成距离中心的径向距离。实际上，设置匹配点是指距离样品中所选参考平面的光学长度等于参考臂(referencearm)中的主要光学长度。在扫描中参考臂长度的高速变化仅表示在主长度上的很小变化。因为OCT至多穿透组织仅几毫米，扫描实际上限于典型地1～5mm，而样品和参考臂的实际长度可能是几米。
例如，在心脏病学中使用的光学导管的情况下，仪器自身将定位在患者周围的名义上的“无菌场所”外部，导管自身将处于该场所内部，并且脐带(umbilical)将用于连接这两者。样品臂(samplearm)的总光学长度(导管+脐带)可以容易地达到5米，这也将是参考臂的主长度。由于扫描将或许是5mm，因此这表示总长度的0.1％。在这种应用中测量精度要求为0.1mm或更好。因为将导管和脐带内的每一光学纤维的长度控制至亚毫米尺寸不是成本有效的，因此最好的设计方法在光学成像设备中使用可调的参考路径以按照每一导管的使用对其进行调节。
然而，医疗应用每天可以使用许多一次性导管；所有都与相同的成像设备对接。因此，尽管主路径长度调节可以十分有效地工作，但是通常需要由理解光学反射模式或OCT将要记录的导管的“标记”的熟练操作者进行初始调节以确定如何调节参考路径从而与导管尖端的外表面相一致。此外，成像零点的调节，或参考平面定位通过调节参考臂的主要路径长度来进行。该调节经常称为参考臂的“z-补偿(z-offset)”并经由简称为z-补偿马达的马达控制。按照惯例，当样品臂长度(导管)按照设计进行精确制造时，仪器的z补偿是零；当导管太短时为负；而当导管太长时为正。
这些光学导管典型地具有置于它们的远侧尖端的透镜和反射器结构，以聚焦并引导光用于扫描目的。光典型地通过一个或多个构成导管外结构的透明外壳进行传播。每一界面能够并将导致将由OCT检测的反射。因此，确定这些反射中的哪一个对应于系统期望的光学参考点(“零点”)可能具有挑战性。因为测量是基于该零点设置进行的，因此正确地设置该零点在医疗应用中可以具有显著的重要性。而且，因为可能存在许多间隔较近且类似强度的反射，因此使用检测适当零补偿(“z-补偿”)的软件具有极大问题并且是不可靠的。
如所提及的，当导管前进或缩回时，光学纤维可以在这些尺度内显著地伸长。例如，利用OCT中使用的标准光学纤维的已知屈服强度，以及导管长度，可以容易地表明在纤维断裂前可以发生10mm的伸长。在实际情况下遇到的典型力将仅导致1mm的伸长或更小，但是许多医疗测量要求1/4毫米或更好的精确度。
因此，需要一种用于可靠地确定导管的光学匹配点(“零点”)的简单、成本有效的方法。而且，该方法应该与实时视频速率成像相容，使得零点可以随着导管被操纵，缩回或前进，而进行跟踪。本发明解决了这些问题。
发明内容
在一个方面，本发明涉及具有细长区段以及近端和远端的纤维光学成像探针，该探针包括施加于远端的薄的受控光学散射材料。
在另一方面，本发明涉及一种光学元件。该光学元件包括具有第一表面和第二表面的膜。该膜包括聚合物和设置在其中的用于受控光学背散射(反向散射)的至少一个背散射元件。而且，该膜允许透射基本上无失真的成像光。
本文中所描述的本发明的方面可以进一步包括多种实施方式。例如，该光学元件可以进一步包括多个背散射元件，其中所述至少一个背散射元件和所述多个背散射元件中的每一个都是具有颗粒尺寸的颗粒，该多个背散射元件设置在聚合物内。在一个实施方式中，该膜被成形为形成适合于吞没、包围、密封或以其他方式覆盖光学纤维端面或微透镜的曲面。
在一些优选的实施方式中，颗粒尺寸低于约1.5μm。而且，该颗粒可以包括钛、锌、铝、和/或其他适合于散射光的材料。多个散射元件可以具有按体积计约0.1％掺杂浓度的浓度。光学元件可以进一步包括细长构件，其中该膜被成形以形成外壳，该细长构件设置在该外壳中以形成探针尖端的一部分。
在另一方面，本发明涉及一种成像探针。该探针包括具有第一端和第二端的细长区段；第二端形成能够腔内成像的探针尖端，该探针尖端包括散射材料，细长区段适于将由散射材料反射的光传送至细长区段的第一端。
在一个实施方式中，该细长区段是一种光学纤维。细长区段可以是外壳。而且，该探针可以进一步包括设置在外壳中的光学纤维。散射材料可以包括多个分散在基质中的光散射颗粒。散射颗粒可以包括钛和/或其他已知散射光的材料。而且，该基质可以包括聚对苯二甲酸乙二醇酯和/或其他聚合物。
在另一方面，本发明涉及一种透镜组件。该透镜组件包括微透镜；与该微透镜光学通信的光束引向器(beam director)；以及基本上透明的膜。该基本上透明的膜能够双向透射光，并产生受控量的背散射。另外，该膜包围光束引向器的一部分。
在本发明的一个方面的一个实施方式中，受控量的背散射是至少足以产生用于校准至少一个成像系统参数的成像系统中的参考点的光量。该基本上透明的膜也可以包括多个散射颗粒。该微透镜可以与光学纤维光学通信。而且，该基本上透明的膜可以被成形以形成成像探针尖端。而且，探针尖端可以用于光学相干断层成像(optical coherence tomography imaging)。
在又一个方面，本发明涉及一种校准光学相干断层成像系统的方法。该方法包括响应于由样品反射的光来产生扫描数据，该反射的光穿过双向的基本上透明的光学元件；响应于从设置在所述双向的基本上透明的光学元件中的散射元件反射的散射光来产生参考数据；以及响应于所述参考数据来校准所述光学相干断层成像系统以确定随后扫描的相对位置。
在本发明的一个方面的一个实施方式中，扫描数据包括一组角度和一组径向距离。而且，该参考数据可以包括一组角度和一组径向距离。校准步骤可以包括搜索参考数据中的环形模式(ringpattern)。
在又一个方面，本发明涉及一种制造光学元件的方法。该方法包括选择适合于在动物内腔内使用的膜材料；选择适合于在该膜材料中分散的掺杂剂，该掺杂剂适于响应于光源而散射光；确定掺杂剂体积浓度使得掺杂膜的径向扫描产生所定义的模式(或图案)；用所选择的掺杂剂掺杂该膜以基本上获得确定的掺杂剂体积浓度；以及成形用于在动物体内腔内使用的膜。
在一个实施方式中，该膜包括聚对苯二甲酸乙二醇酯。掺杂剂体积浓度可以包括按体积计约0.1％的掺杂浓度。所选的掺杂剂可以包括氧化物。而且，所定义的模式可以选自由环形和螺旋形组成的组。
附图说明
图1是适合用于本发明的光学探针的OCT系统的框图；
图2是光学导管系统的示意图，适合用于冠状动脉中OCT成像；
图3是具有微透镜和保护罩的光学纤维尖端的示意图；
图3a是在图3中示意性示出的探针的实施方式的显微照片；
图4a和图4b描述了分别采用掺杂塑胶透镜罩和未掺杂塑胶(例如PET)罩拍摄的图像；
图4c示出了OCT图像，其中使用了过量浓度的掺杂剂TiO2并且所得的结块导致光学阴影；
图5a示出了采用合适的扫描线取向和由短划线(hashed line)指示的检测的PET反射的频率域OCT图像；
图5b示出了采用反向扫描线取向(或反转状态)和由短划线(hashed line)指示的检测的PET反射的频率域OCT图像；
图6是用于检测PET环的算法的实施方式的流程图；
图7是用于设置PET环位置的算法的实施方式的流程图；
图8示出了使用图1和2中的部件制成的冠状动脉的图像，其中零点补偿被正确设置；
图9示出了使用图1和2中的部件制成的冠状动脉的图像，其中零点补偿被不正确地设置(零点太短并在光纤中移动，导致图像远离中心扩展)；
图10示出了使用图1和2中的部件制成的冠状动脉的图像，其中零点补偿被不正确地设置(零点太长并移动至光纤外面的点，导致图像朝向中心收缩)；以及
图11示出了显示根据本发明的实施方式的特征性环反射的导管中心的放大OCT图像。
具体实施方式
简而概之并参照图1，示出了一般化的OCT干涉仪10，其适合用于本发明的导管成像系统。光源14(如二极管激光器)产生短相干长度光，该光通过光纤18进入光纤耦合器22。进入耦合器22的光沿着两个光纤路径26和30分裂。一个路径26终止于可移动反射器34，而另一路径进入探针38并朝向感兴趣的对象42发射。
由可移动反射器34反射的光沿着光纤26反向传播至耦合器22。类似地，由感兴趣的对象42反射的光沿着光纤30反向传播至耦合器22并与由可移动反射器34反射的光合并以形成干涉图样(interference pattern)。该合并的光传播通过光纤46并由检测器50检测。来自检测器50的输出信号通过电子设备54处理并在显示器58上形成图像。
适合用作图1中探针的成像导管的实例示于图2中。在该实施方式中，成像探针38是冠状血管成像导管的尖端。连接器62连接至图1的系统的光学耦合器22。光纤30进入连接至气囊导管70的y-体连接器66。该导管70包括冲洗端口(flushing port)74和气囊膨胀端口78以及冲洗出口82。
图3描述了探针38的图像导线尖端的实施方式。光纤30终止于微透镜组件86，该透镜组件聚焦离该微透镜组件86一定距离的光。从微透镜组件86发射的光被光束偏转器90反射，使得以基本上与光纤30的光轴呈直角地通过。整个纤维组件由如下讨论的在一端98处密封的保护性透明外壳94覆盖。
如在以引用方式结合于本文的美国专利6,891,894中解释的，特别有利的纤维透镜设计从氧化硅-空气界面使用全内反射以通过简单地旋转光纤来提供腔，如动脉内部的所需径向扫描。因为全内反射取决于氧化硅与空气之间的折射率错配，因此在流体中的直接浸没将消除这种反射并且光将反而向前传播，破坏了采取有用径向扫描的能力。如在′894专利以及图3和图3a中所示，空气-氧化硅界面可以通过使用直接附着于光纤透镜组件的清晰保护罩94保护。这样的罩可以优选由热缩材料如聚酯(聚对苯二甲酸乙二醇酯，或PET)制成。PET广泛地用于工业和医疗装置中，并且具有良好的生物医疗相容性性质。
这样的PET罩具有内在的低背反射，因此在其通常的形式中，其不适合于提供固定的参考反射的目的。然而，可以将掺杂剂小心地加入到粗PET材料中(在管形状形成前)，增加天然的背反射。
作为合适的掺杂剂存在几种材料。尤其是，二氧化钛(TiO2)是有利的。由于其优异的光散射性能，TiO2被用于许多涂料制剂中。而且，其是惰性的并且可以散装制成。颗粒尺寸可以制作成比感兴趣的光学波长(标称1.3μm)更小，在本质上形成散射“瑞利(Rayleigh)”。因此，输出和返回光的波前并未明显受到干扰，由此以足够低浓度的掺杂剂使任何潜在的图像降级得到最小化。
在形成材料中的关键步骤是在粗PET中均匀地混合TiO2颗粒，使得当将PET拉制成管时，以高的均匀性实现精确的浓度。另外，因为OCT成像具有极大的灵敏度和较大的动态范围(典型地为100dB的灵敏度和＞60dB的动态范围可以在实际仪器中实现)，因此必须小心计算才能在材料中实现最佳掺杂水平的TiO2。
基本散射理论可以用于达到材料中的掺杂浓度。在冠状动脉的典型OCT成像中，仪器中的最小噪声为约-100dB。即，约1个十亿分之十的光输出功率施加于感兴趣的对象，而典型的图像具有约40dB的有用动态范围。对于该范围优化图像处理电子设备和软件，因此探针反射器元件应该被优化以接近图像强度的最大可检测峰，其为约-60dB(-100+40)。这意味着探针反射器应该是图像中的最明亮的对象。
如本文中所描述的，探针反射器元件可以包括但不限于，膜、薄膜、盖、罩、或其他材料。在一些实施方式中，反射器元件是弯曲的或不可弯曲的。反射器元件可以被成形为各种几何形状，使得反射器的各部分是弯曲的、平坦的或基本上平坦的。
颗粒的基本散射理论和经典的雷达截面理论估计，由单个TiO2颗粒反射的光分数由以下表达式给出：
L R = σ b V i l c ΔΩ
其中LR是返回光分数，σb是散射截面(由标准MIE理论计算)，Vi是颗粒的体积，lc是相互作用长度(来自雷达理论)，在这种情况下，OCT光的相干长度，以及ΔΩ是微透镜的受光角(立体角)。因此，对于散射截面为约4.26×10-7μm2的大约45nm的颗粒尺寸，以及辐射颗粒通过立体角为～0.004微透镜的具有约15μm相干长度的光，反射光分数LR为约0.006，或-32dB。
因此，从探针参考反射器元件材料返回的总光应该等于单个颗粒光分数乘以体积分数(掺杂浓度)。由于这应该等于约-60dB(如上)，因而需要-30dB(或0.001)的降低。因此，体积分数应该为按体积计约0.001，或约0.1％的掺杂浓度。这应导致由TiO2颗粒产生强的但并非太强的参考反射。
当零点补偿位置稳定时，与未掺杂的罩(图4b)相比，掺杂的PET材料在如图4a所示的图像中产生一致的明亮环。当零点补偿位置不稳定时，在正常使用期间通过有目的地改变参考路径长度或通过拉伸或压缩纤维，环形更似螺旋形。如果TiO2颗粒的浓度过高，则可以由于结块而产生颗粒投射阴影，如图4c所示。在一个实施方式中，探针反射器元件是能够透射基本上无失真的成像光的膜。术语“基本上无失真的成像光”是指适合于产生样品或样品元件的图像的光。
以“原始”格式捕获的数据是一系列径向扫描，每一个都以均匀间隔的角度出现，极其像脚踏车轮中的辐条。原始数据简单地以传统矩阵记忆格式(储存格式)存储，其中列表示角度，而每行是特定的径向距离。因此，储存在内存中的完美圆形的图像将会对于每一列沿着相同行出现，即，具有零(平坦)斜率的直线。螺旋模式储存为具有一定斜率的直线，如果螺旋膨胀则为正，如果螺旋收缩则为负。
因此，来自PET材料的信号在图像中产生可能具有平坦、正或负斜率的线，这取决于光路径长度是否是恒定的、增加的或减小的。于是斜率大小与在拉伸或收缩的方向上纤维路径长度变化的速率成比例。因为现在零点补偿位置是可检测的，因此可以通过利用其明亮反射、已知的厚度和内存中的期望直线表象，应用软件算法来分离PET环。
在频率域OCT系统中，斜率符号也必须加以考虑。由于频率混叠效应，OCT图像可以在一定的z-补偿马达轨迹范围内反向出现。正确取向的图像在图5a中示出(其中检测的PET如短华线所示)，而反向图像在图5b中示出。在反向图像中，扫描线反转，因此靠近原点的目标出现在外围，而在外围中的目标出现在原点附近。当图像倒置时，PET信号的斜率具有与取向正常时相反的符号(反转状态)。该事实可以用于确定图像的取向。
算法的基本步骤在图6中示出。获得OCT图像(步骤1)并在统计的基础上首先进行分析。该分析对于每一给定的强度值而计算像素数目。随后采用直方图来产生“全局阈值(Global Threshold)”值以从背景噪声中分离前景组织(步骤2)。因为图像强度将实际上下降到背景噪声水平，因此较大径向距离的强度可以用于估计系统的总“本底噪声(noise-floor)”。随后这个值用于产生二进制图像(步骤3)。阈值以上的强度值设置为1；低于阈值的那些强度值设为0。通过分析二进制图像而不是输出的OCT图像，最小化对掺杂PET反射绝对水平的依赖性。
一旦二进制图像可以利用，则采用设计为对于厚度类似于已知PET层厚度的信号和邻近黑空间具有峰值响应的一维空间滤波器滤波(步骤4)。如图中所示，组织的影响通过空间滤波器被大大最小化，而保存了PET环。
关于时间域OCT系统，图像被假设为具有标准取向而省略步骤5。相反，关于频率域OCT系统，在处理过程中的下一步骤(步骤5)将会通过根据一起平均所有过滤图像的扫描线而计算整个过滤图像的代表性扫描线来确定图像的取向。这种平均处理将预计的斜率S考虑在内并相对于其邻近对扫描线位置进行线性调节，以使倾斜的PET信号横穿所有的这些线而构造性地添加。这种“斜率校正的”平均线也可以采用相反斜率-S计算以观察哪一结果产生最强的峰值信号。如果采用S校正产生最佳结果，则框架正确取向(图5a)并应该使用该框架。如果采用-S(或负S)校正产生最佳结果，则框架反转(图5b)，并且应该弃之。因此，在某些校准或取向方法的实施方式中，负斜率值、反转状态，或关于或指示相同情况的某些模式可以在来自OCT扫描的某些原始数据中检测并且用于校准OCT系统(或其部件)。
在处理过程中的下一步(第6步)是在过滤的二进制图像的每一象限中一起平均所有的扫描线从而产生每个象限的一个代表性扫描线。这就意味着，在存储的内存中，列分成四个等组，而对于每组，所有的列都一起跨行平均从而对于初始图像的四个90度象限中的每一个都产生一个代表性列。该过程起到强调作为同心或近同心的图像内容的作用。在一个象限基础上进行平均，与全360度相反，使得来自移动参考路径的PET信号(其会是螺旋形的)并未在求和过程中丢失。所得的四个平均线每一个都用简单矩形窗滤波器(boxcar filter)进行平滑化，而在每个之上定位最明亮的三个峰。
最后，在下一步骤(步骤7)中，选择来自每一象限平均线的峰值使得一起形成最佳环。采用递归算法通过首先计算四点总和并随后计算采用最小二乘拟合(least squares fit)算法拟合该点的线均方误差(MSE)来分析每一可能组。所得的MSE结合四点的总和以形成得分(score)。该得分起到强调明亮的(更大和)和平坦的(更小MSE)可能环的作用。具有最大得分的组选择作为优胜者，并且将其和与截止值相比以确定该结果是否有效。
在操作中，当新的成像导管连接到该系统时，初始粗略校准通过旋转纤维并调节参考路径控制马达来进行，如图7所示。在参考臂中的z-补偿马达开始在其界限之间高速扫过(步骤10)，而同时搜索PET环。一旦发现该环，马达速率就减慢(步骤12)，并且PET图像就靠近其所需位置(零点，本文中称之为“松弛范围”)移动。
而且，一旦处于松弛范围内，马达就按步移动(步骤14)直至PET图像处于其最后容许的范围(“紧缩范围”)。在现场扫描期间，z-补偿可稍微漂移，导致PET向紧缩范围之外移动。当发生这种情况时，马达就再次启动而将PET按步移动回到紧缩范围。紧缩范围限额是通过所需的测定精度和恒定z-补偿马达移动最小化所设定的平衡值。
在实时成像期间，PET环，如通过优胜组的最小二乘拟合线定义的，在固定位置(半径)基于微透镜组件中PET的已知物理位置显示在显示屏上。每一图像框架的z补偿调进或调出以使PET环终结于所需位置。
最后的结果是z-补偿校正的图像显示在显示屏上并存储在保存图像文件中，容许校正按照直进模式实施的临床测定结果。图8是冠状动脉的OCT成像，其中z补偿正确设定。脉管直径由此正确测定为2.55mm。图9是冠状动脉的OCT成像，其中z补偿不正确设定使得z-补偿定位于透镜组件内。脉管直径由此不正确地测定为2.97mm。
图10是冠状动脉的OCT成像，其中z补偿不正确设定使得z-补偿定位在保护性PET罩之外。脉管直径由此不正确地测定为2.00mm。因此，本发明提供了一种用于确定OCT干涉仪中参考和样品路径均等化的方法，而由此提供了感兴趣的目标的精确测定。
图11是根据本发明各方面产生的另一OCT图像。具体地，其是显示由微透镜PET层(最里层)100和图像导线塑胶外壳(中间)102产生的特征环反射的导管中心的放大OCT图像。外环104对应于塑胶管的内壁边沿，图像导线插入其中以产生图11中所示图像。然而，由于管的厚度，外壁边沿在图像中并不可见。
在图11中，PET环采用标准的未掺杂的PET产生。如所示出的，图像导线压在管的侧面上由此导致第三外环104变成非同心的。
应该理解到，以上描述的实施方式和以下的实施例通过举例说明而非限制性给出。本发明范围内的各种变化和修改对于本发明描述的领域内那些技术人员而言将是显而易见的。

Claims (15)

1.一种校准光学相干断层成像系统的方法，所述方法包括：
响应由样品反射的光而产生扫描数据，所述反射的光穿过基本透明的弯曲罩，所述基本透明的弯曲罩形成成像探针的一部分；
响应从设置在所述基本透明的弯曲罩中的多个背散射颗粒散射的光而产生参考数据；以及
响应所述参考数据来校准所述光学相干断层成像系统以确定随后光学相干断层成像扫描的相对位置。
2.根据权利要求1所述的方法，其中，所述扫描数据包括一组角度和一组径向距离。
3.根据权利要求1所述的方法，其中，所述参考数据包括一组角度和一组径向距离。
4.根据权利要求1所述的方法，其中，所述校准步骤包括搜索所述参考数据中的环形模式。
5.根据权利要求1所述的方法，其中，所述校准步骤包括确立所述光学相干断层成像系统的参考点。
6.根据权利要求1所述的方法，其中，产生扫描数据的步骤包括相对于所述基本透明的弯曲罩旋转光纤。
7.根据权利要求1所述的方法，进一步包括产生所述样品的z-补偿校正图像文件的步骤。
8.根据权利要求1所述的方法，其中，所述基本透明的弯曲罩包括聚合物。
9.一种校准光学相干断层成像系统的方法，所述方法包括：
响应由样品反射的光旋转具有弯曲罩的成像探针，同时收集光学相干断层成像扫描数据，所述反射的光穿过所述弯曲罩；
从设置在所述弯曲罩中的多个散射颗粒散射光；
响应从设置在所述弯曲罩中的多个散射颗粒反射的散射光而产生光学相干断层成像参考数据；以及
响应所述光学相干断层成像参考数据来校准所述光学相干断层成像系统以确定随后光学相干断层成像扫描的相对位置。
10.根据权利要求9所述的方法，其中，所述扫描数据包括一组角度和一组径向距离。
11.根据权利要求9所述的方法，其中，所述参考数据包括一组角度和一组径向距离。
12.根据权利要求9所述的方法，其中，所述校准步骤包括搜索所述参考数据中的环形模式。
13.根据权利要求9所述的方法，其中，所述校准步骤包括确立所述光学相干断层成像系统的参考点。
14.根据权利要求9所述的方法，进一步包括产生所述样品的z-补偿校正图像文件的步骤。
15.根据权利要求9所述的方法，其中，所述弯曲罩包括聚合物。
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