用于可調諧濾波器線性化的裝置和方法以及線性化可調諧濾波器的制造方法
【專利說明】用于可調諧濾波器線性化的裝置和方法以及線性化可調諧濾 波器
[0001]本申請是基于申請號為201210459064.9、發明名稱為"用于掃頻源光學相干斷層 的方法和裝置"的專利申請，針對審查員在審查過程中指出的單一性問題提交的分案申請。
技術領域
[0002] 本發明涉及光學成像領域，尤其涉及采用掃頻激光器作為光源的光學相干斷層 (0CT)系統的設計和實現。
【背景技術】
[0003] 光學相干斷層(0CT)是一種具有眼科學、心臟病學、腸胃病學、以及醫學的其他領 域中的廣泛應用的干涉測量成像技術。Huang D,Swanson EA,Lin CP，Schuman JS,Stinson WG,Chang W，Hee MR,Flotte T,Gregory K，Puliafito CA,以及Fujimoto JG, "Optical coherence tomography，"，Science，Vol 254,1178-1181 (1991)。通過小直徑光纖光學探測 器以高分辨率觀察表面下結構的能力使得0CT對于內部組織和器官的最低限度侵入成像特 別有用。商業上可用的時域0CT系統不提供用于快速移動或具有大表面區域的器官的不受 阻止的實時顯像的足夠掃描速度。例如，在跳動的心臟中，冠狀動脈的0CT成像是一個挑戰， 因為成像必須足夠快，以允許在探測器的觀察區域血液流凈的間隔內清楚顯像很長一段(> 3cm)動脈。用于冠狀動脈成像的商業上可利用的0CT系統的目前生成的圖像獲取率限于約 15張圖像/秒。以該獲取速度，需要利用球囊阻斷血流至少30秒來對一段3cm的目標動脈進 行成像。如果0CT系統的圖像獲取率可以增加至少一個等級的量級，而沒有顯著的圖像質量 損失，那么可以避免長期的球囊阻斷。然后，可以通過簡單地注射生理鹽水幾秒鐘對一段動 脈進行成像，從而簡化了成像過程同時降低了心肌缺血的危險。
[0004] 時域0CT系統采用寬帶光源作為到干涉儀的輸入，機械激勵參考臂用于路徑長度 掃描。當參考路徑長度改變時，由不同深度的結構的反射生成的干擾信號被逐點測量。在該 測量方案中，最大掃描速度被傳動器的動態機械約束和光源的功率譜密度所限制。在跨過 40-60nm的光譜帶寬發射25mW的輸出功率的超輻射光源的這樣的系統中，可以實現的并同 時保持用于組織成像的足夠信噪比（>90dB)的最大深度掃描速度約為25m/s。從而，可以以 不大于每秒1 〇的速率獲得5_深物體的512行圖像。
[0005] 頻域(還被稱為傅立葉域）（FD)0CT通過利用基于傅立葉變換的可選頻率識別方法 克服了這些速度約束，這消除了長范圍機械傳動器的需要。Swanson EA和Chinn SR, "Method and Apparatus for Performing Optical Frequency Domain Reflectometry" 美國專利第6，160,826號（2000年12月12日發表）；〇1〇11^]\^，53^111化]\^，￥&即（：，和12 &忖 J,"Sensitivity advantage of swept source and Fourier domain optical coherence tomography"0pt.Express，Vol · 11,2183-2189(2003) aFD-OCT同時從多個深度收集信息并 根據它們生成的信號的可選頻率識別來自不同深度的反射，而不是通過對采樣進行逐點查 詢而浪費可利用的源功率。FD-0CT成像可以通過利用寬帶源照亮采樣以及利用分光計將所 反射的光分散到陣列檢測器上來實現。可選地，可以利用快速波長調諧激光器以及在利用 單個光學檢測器收集波長掃頻期間反射的光來照亮采樣。在這兩種情況下，通過所記錄的 干擾信號的傅立葉變換獲得來自不同深度的反射的分布圖（profile)。由于具有在1300nm 光譜區域中以更低成本實現更高性能的潛力，基于掃頻激光器源的ro-ocT系統吸引了要求 在高散射組織中進行表面下成像的醫學應用的更多關注。
[0006] 掃頻源OCT (SS-0CT)的可行性已經在很多學術研究論文中被論證。Chinn SR， Swanson EA，和Fujimoto JG，"Optical coherence tomography using a frequency-tunable optical source，>Opt.Lett.,Vol.22,340-342(1997)；Yun SH,Tearney Gj,B〇uma BE, Park BH,de Boer JF,"High-speed spectral domain optical coherence tomography at 1.3μηι wavelengthOptics Express,Vol.11,pp.3598-3604(2003)； Choma MA,Hsu K，和Izatt J，"Swept source optical coherence tomography using an all-fiber 1300nm ring laser source/'J.Biomed. Optics,Vol.10,p.044009(2005)； Huber R,ffojtkowski,Tainra K,Fujimoto JG,和Hsu K,"Amplified,frequency-swept lasers for frequency domain reflectometry and OCT imaging:design and scaling principles ,"0pt,Express ,Vol. 13,3513-3518(2005)。大多報告的SS-0CT系統采用通過電 子激勵法布里-珀羅濾波器或引擎驅動光柵濾波器快速調諧的短腔激光器。至今所披露的 實現存在阻礙SS-0CT的廣泛商業化的缺陷。特別是，因為當前實現采用需要獲取后重采樣 或在傅立葉變換前插入所記錄的數據的數據獲取方案，當前實現使得實時數據獲取和顯示 很困難。另外，用于短腔激光器的模式跳變的相對短的干涉長度和傾向降低了在超過2-3_ 的光學掃描深度處的信噪比和圖像分辨率。包括冠狀動脈成像的許多醫學應用都要求超過 5mm的光學掃描深度。
[0007] 傅立葉域鎖模(FDML)的最近開發解決了在大光學掃描深度處降低的信噪比和圖 像分辨率的問題。Huber R, Taira K,和 Fujimoto J, "Mode Locking Methods and Apparatus,"美國專利第2006/0187537號，（公布于2006年8月24日）；Huber R,Wojtkowski Μ,和Fujimoro JG,"Fourier Domain Mode Locking(FDML):A new laser operating regime and applications for optical coherence tomographyOptics Express, Vol. 14，pp. 3225-3237(2006)。但是，基于FDML的SS-0CT系統的實際實現呈現了多種技術挑 戰。本發明解決了這些挑戰并提供了對這些挑戰的方案。
【發明內容】
[0008] 本發明描述了能夠使掃頻源OCT (SS-0CT)系統以高速穩定、低噪聲和有效操作同 時連續實時圖像顯示的裝置和方法。在此描述的該方法克服了 SS-0CT系統的現有實現的缺 點，缺點包括噪聲性能差、掃描范圍有限、激光器腔的雙折射和散射性能、相位抖動、以及采 樣速度限制的影響。
[0009] -方面，本發明涉及光學相干斷層數據收集裝置。該裝置可以包括第一增益元件， 第二增益元件，其中，每個增益元件均具有對偏振的不同增益依賴性，以及限定了一個腔的 傅立葉域鎖模激光器。該激光器可以包括與第一增益元件進行光通信的調頻元件，其中，第 一增益元件可以設置在激光器腔之內，以及第二增益元件可以設置在腔之外，以及第一增 益元件對偏振的增益依賴性小于第二增益元件對偏振的增益依賴性。
[0010] 該裝置可以包括采樣時鐘發生器，其中，采樣時鐘發生器被配置成對模數轉換器 進行時鐘控制。模數轉換器被配置成對主干涉儀的輸出端處的干擾信號進行采樣。該裝置 可以包括數字控制系統，數字控制系統被配置成使用從采樣時鐘發生器獲得的至少一個控 制信號來穩定傅立葉域鎖模激光器的調頻元件的驅動頻率。傅立葉域鎖模激光器可以包括 光學延遲元件，光學延遲元件包括一對光纖線圈，這對光纖線圈的相對方位被調節以減小 偏振模色散的效應。
[0011] 采樣時鐘發生器可以包括采樣時鐘干涉儀、光接收機、自動增益控制放大器、倍頻 器、零交叉檢測器、和/或時鐘開關。采樣時鐘發生器可以包括:包括一對2X2光纖耦合器的 馬赫-曾德干涉儀、采樣臂和參考臂的長度失配的邁克爾遜干涉儀、包括具有兩個部分反射 界面的元件的共路邁克爾遜干涉儀、和/或法布里-珀羅干涉儀。采樣時鐘發生器可以包括 模擬乘法器。模擬乘法器可以被配置成執行關于輸入的干擾信號的平方函數。采樣時鐘發 生器可以包括模擬乘法器，該模擬乘法器用于對從通過相移RF功率分配器發送的干擾信號 獲得的一對信號進行相乘。采樣時鐘發生器可以包括:用于傳輸一對相