Métodos y aparato para tomografía de coherencia óptica de fuente de barrido.

Un aparato de tomografía de coherencia óptica, adaptado para recogida de datos,

incluyendo el aparato un láser que tiene una cavidad de láser, incluyendo el láser un elemento de sintonización de frecuencia en comunicación óptica con el primer elemento de ganancia, estando dispuesto el primer elemento de ganancia dentro de la cavidad de láser; y

un segundo elemento de ganancia dispuesto fuera de la cavidad de láser dispuesto de modo que la luz generada por el láser sea transmitida a través del segundo elemento de ganancia, teniendo cada elemento de ganancia una dependencia de ganancia diferente de la polarización.

Métodos y aparato para tomografía de coherencia óptica de fuente de barrido Solicitudes relacionadas

Esta solicitud reivindica prioridad por la Solicitud de Patente Provisional de Estados Unidos 6/879.88 presentada el 1 de Enero de 27.

Campo de la invención

Esta invención se refiere al campo de la formación de imágenes ópticas y más específicamente al diseño y a la implementación de sistemas de tomografía de coherencia óptica (OCT) que emplean láseres de barrido de frecuencia como fuentes de luz.

Antecedentes

La tomografía de coherencia óptica (OCT) es una técnica interferométrica de formación de imágenes con amplias aplicaciones en oftalmología, cardiología, gastroenterología y otros campos de la medicina. Huang D, Swanson EA, Lin CP, Schuman JS, Stinson WG, Chang W, Hee MR, Flotte T, Gregory K, Puliafito CA, y Fujimoto JG, "Optical coherence tomography", Science, Vol 254, 1178-1181 (1991). La capacidad de ver estructuras subsuperficiales con alta resolución (2-15 pm) a través de sondas de fibra óptica de diámetro pequeño hace que la OCT sea especialmente útil para formación de imágenes mínimamente invasiva de tejidos y órganos internos. Los sistemas OCT de dominio de tiempo disponibles en el mercado no proporcionan suficiente velocidad de exploración para visualización en tiempo real no impedida de órganos que se mueven rápidamente o que tienen grandes zonas superficiales. En el corazón latiente, por ejemplo, la formación de imágenes por OCT de las arterias coronarias es un reto, porque la formación de imágenes debe ser realizada de forma suficientemente rápida para permitir una clara visualización de un segmento largo (> 3 cm) de una arteria dentro del intervalo durante el que la sangre sale del campo de la visión de la sonda. La velocidad de adquisición de imágenes de la generación actual de sistemas OCT disponibles en el mercado para formación de imágenes de la arteria coronaria se limita a aproximadamente 15 imágenes/s. A esta velocidad de adquisición, se requiere la oclusión del flujo de sangre con un globo durante al menos 3 segundos para obtener imágenes de un segmento de 3 cm de la arteria deseada. Si la velocidad de adquisición de imágenes de los sistemas OCT se pudiese incrementar al menos un orden de magnitud, sin pérdida significativa de calidad de imagen, se podría evitar la oclusión con globo durante largos períodos. Entonces se podría obtener imágenes de un segmento de una arteria inyectando simplemente un bolo de salina en unos pocos segundos, simplificando por ello el procedimiento de formación de imágenes reduciendo al mismo tiempo el riesgo de isquemia de miocardio.

Los sistemas OCT de dominio de tiempo emplean una fuente de luz de banda ancha como una entrada a un interferómetro con un brazo de referencia accionado mecánicamente para exploración de longitud de trayecto. Las señales de interferencia generadas por reflejos de estructuras a diferentes profundidades se miden punto a punto cuando cambia la longitud de trayecto de referencia. En este esquema de medición, la velocidad de exploración máxima es limitada tanto por las limitaciones mecánicas dinámicas del accionador como por la densidad de potencia espectral de la fuente de luz. En tal sistema que usa una fuente de luz superluminescente que emite una potencia de salida de 25 mW en una anchura de banda espectral de 4-6 nm, la velocidad de exploración a profundidad máxima que se puede lograr manteniendo al mismo tiempo una relación de señal a ruido adecuada para formación de imágenes de tejidos (> 9 dB) es aproximadamente 25 m/s. Por lo tanto, se pueden adquirir imágenes de 512 líneas de un objeto profundo de 5 mm aúna tasa no superior a 1 por segundo.

La OCT de dominio de frecuencia (también llamada de dominio Fourier) (FD) supera estas limitaciones de velocidad aprovechando los métodos de discriminación de frecuencia óptica en base a transformación de Fourier, que eliminan la necesidad de accionadores mecánicos de rango largo. Swanson EA y Chinn SR, "Method and Apparatus for Performing Optical Frequency Domain Reflectometry" Patente de estados Unidos número 6.16.826 (concedida el 12 de Diciembre de 2); Choma MA, Sarunic MV, Yang C, y Izatt J, "Sensitivity advantage of swept source and Fourier domain optical coherence tomography", Opt. Express, Vol. 11,2183-2189 (23). En lugar de desperdiciar la potencia de fuente disponible interrogando la muestra punto por punto, la FD-OCT recoge información de múltiples profundidades simultáneamente y discrimina los reflejos de diferentes profundidades según las frecuencias ópticas de las señales que generan. La formación de imágenes FD-OCT puede ser realizada iluminando la muestra con una fuente de banda ancha y dispersando la luz reflejada con un espectrómetro sobre un detector en red. Alternativamente, la muestra puede ser iluminada con un láser de longitud de onda sintonizada rápida y la luz reflejada durante un barrido de longitud de onda recogida con un solo fotodetector. En ambos casos se obtiene un perfil de los reflejos de diferentes profundidades por transformación de Fourier de las señales de interferencia registradas. A causa de su potencial de lograr un rendimiento más alto a menor costo en la región espectral de 13 nm, los sistemas FD-OCT basados en fuentes láser de barrido de frecuencia han atraído la máxima atención para aplicaciones médicas que requieren formación de imágenes subsuperficiales en tejidos de dispersión alta.

La viabilidad de la OCT de fuente de barrido (SS-OCT) ha quedado demostrada en varios estudios académicos de investigación. Chinn SR, Swanson EA, y Fujimoto JG, "Optical coherence tomography using a frequency-tunable optical source", Opt. Lett., Vol. 22, 34-342 (1997); Yun SH, Tearney GJ, Bouma BE, Park BH, de Boer J F, "Highspeed spectral domain tomography at 1.3 pm wavelength," Optics Express, Vol. 11, pp. 3598-364 (23); Choma MA, Hsu K, e Izatt J, "Swept source optical coherence tomography using an all-fiber 13 nm ring láser source", J. Biomed Optics, Vol. 1,m, p. 449 (25); Huber R, Wojtkowski, Taira K, Fujimoto JG, y Hsu K, "Amplified, frequency-swept lasers for frequency domain reflectometry and OCT imaging: design and scaling principies," Opt. Express, Vol. 13, 3513-3528 (25). La mayoría de los sistemas SS-OCT indicados emplean láseres de cavidad corta sintonizados rápidamente por un filtro de Fabry-Perot accionado electrónicamente o un filtro de rejilla movido por motor. Las implementaciones descritas hasta la fecha tienen los inconvenientes que desalientan la amplia comercialización de SS-OCT. Específicamente, las implementaciones actuales hacen difíciles la adquisición y vlsuallzaclón de datos en tiempo real, porque emplean esquemas de adquisición de datos que requieren el remuestreo después de la adquisición o la interpolación de datos registrados antes de la transformación de Fourier. Además, la longitud de coherencia relativamente corta y la tendencia a salto de modo de los láseres de cavidad corta reducen la señal a ruido y la resolución de imágenes a profundidades de exploración óptica superiores a 2-3 mm. Muchas aplicaciones médicas, incluyendo la formación de imágenes de la arteria coronaria, requieren una profundidad de exploración óptica superior a 5 mm.

El reciente desarrollo del bloqueo de modo en el dominio de Fourier (FDML) resuelve el problema de la degradación de la señal a ruido y la resolución de Imágenes a grandes profundidades de exploración óptica. Huber R, Taira K, y Fujimoto J, "Mode Locking Methods and Apparatus", Solicitud de Patente de Estados Unidos números 26/187537, (publicada el 24 de Agosto de 26); Huber R, Wojtkowski M, y Fujimoro JG, "Fourier Domain Mode Locking (FDML): A new láser operatlng reglme and applications for optical coherence tomography", Optics Express, Vol. 14, pp. 3225-3237 (26). Sin embargo, la implementación práctica de un sistema SS-OCT basado en FDML presenta varios retos técnicos. La presente invención afronta estos retos y proporciona soluciones a los mismos.

Resumen de la invención

La presente invención describe dispositivos y métodos que permiten la operación estable, de bajo ruido y eficiente de sistemas OCT de fuente de barrido (SS-OCT) a alta velocidad, con vlsualización continua de imágenes en tiempo real. Los métodos aquí detallados superan las desventajas de las Implementaciones anteriores de los sistemas SS- OCT, que incluyen rendimiento de ruido pobre, rango de exploración limitado, los efectos de las propiedades de birrefringencia y dispersión de la cavidad de láser, inestabilidad de fase, y limitaciones de la velocidad de muestreo.

En un aspecto, la invención se refiere a un aparato de tomografía de coherencia óptica, adaptado para recogida... [Seguir leyendo]

1. Un aparato de tomograffa de coherencia óptica, adaptado para recogida de datos, incluyendo el aparato

un láser que tiene una cavidad de láser, incluyendo el láser un elemento de sintonización de frecuencia en comunicación óptica con el primer elemento de ganancia, estando dispuesto el primer elemento de ganancia dentro de la cavidad de láser; y

un segundo elemento de ganancia dispuesto fuera de la cavidad de láser dispuesto de modo que la luz generada por el láser sea transmitida a través del segundo elemento de ganancia, teniendo cada elemento de ganancia una dependencia de ganancia diferente de la polarización.

2. El aparato de recogida de datos portomografía de coherencia óptica de la reivindicación 1, donde la dependencia de ganancia de la polarización del primer elemento de ganancia es menor que la dependencia de ganancia de la polarización del segundo elemento de ganancia.

3. El aparato de recogida de datos portomografía de coherencia óptica de la reivindicación 1 o 2, donde el aparato incluye además

un generador de reloj de muestra configurado para sincronizar un convertidor analógico a digital, estando configurado el convertidor analógico a digital para muestrear señales de interferencia en una salida de un ¡nterferómetro principal; y

un sistema de control digital configurado para estabilizar una frecuencia de accionamiento del elemento de sintonización de frecuencia del láser usando al menos una señal de control derivada del generador de reloj de muestra.

4. El aparato de la reivindicación 3 donde el generador de reloj de muestra incluye además un elemento seleccionado del grupo que consta de: un ¡nterferómetro de Mach-Zehnder incluyendo un par de acopladores de 2 x 2 fibras, un ¡nterferómetro de Michelson con longitudes desadaptadas en brazos de muestra y referencia, un ¡nterferómetro de Michelson de trayecto común incluyendo un elemento con dos interfaces parcialmente reflectoras y

un ¡nterferómetro de Fabry-Perot.

5. El aparato de la reivindicación 3, donde el generador de reloj de muestra incluye además un multiplicador analógico para la multiplicación de un par de señales derivadas de una señal de interferencia transmitida a través de un divisor rf de potencia de cambio de fase.

6. El aparato de la reivindicación 3, donde el generador de reloj de muestra incluye además: una puerta O exclusivo para la transmisión de un par de trenes de pulsos desfasados, los trenes de pulsos derivados de un detector de cruce por cero aplicado a una señal de interferencia y una réplica retardada de la salida del detector de cruce por cero.

7. El aparato de la reivindicación 3, donde el ¡nterferómetro de reloj de muestra genera señales de interferencia desfasadas para modulación de frecuencia procedentes de una combinación de un acoplador 2 x 2 y un acoplador 3 x 3, eligiéndose la relación de división de potencia del acoplador 3x3 para obtener un par de señales de interferencia cuyas fases difieren aproximadamente 9 grados.

8. El aparato de la reivindicación 3, donde el aparato incluye además un acoplador 4x4, generando el acoplador 4 x 4 un par de señales equilibradas con una relación de fase en cuadratura, generando el generador de reloj de muestra una sola señal de reloj ADC.

9. El aparato de la reivindicación 3, donde el generador de reloj de muestra genera señales de valor complejo para transformación de Fourier registrando datos OCT usando un par de señales de reloj ADC cuyas fases difieren 9 grados.

1. El aparato de recogida de datos portomografía de coherencia óptica de la reivindicación 1 o 2, incluyendo además:

un ¡nterferómetro que tiene una entrada y una salida, estando el láser en comunicación óptica con el ¡nterferómetro;

y

un convertidor analógico a digital configurado para muestrear señales de interferencia procedentes de la salida, incluyendo el láser:

un generador de reloj de muestra incluyendo un ¡nterferómetro de reloj de muestra y un multiplicador de frecuencia, estando configurado el generador de reloj de muestra para sincronizar el convertidor analógico a digital; y

un sistema de control digital configurado para estabilizar una frecuencia de accionamiento del elemento de sintonización de frecuencia del láser, usando una señal de control derivada del generador de reloj de muestra.

11. El aparato de recogida de datos por tomografía de coherencia óptica de la reivindicación 1, 2 o 1, donde el láser incluye además un elemento de retardo óptico que incluye un par de bobinas de fibra cuyas orientaciones relativas se regulan para reducir los efectos de la dispersión de modo de polarización.

12. El aparato de recogida de datos por tomografía de coherencia óptica de la reivindicación 3 o 1, donde el generador de reloj de muestra incluye además un elemento seleccionado del grupo que consta de: un interferómetro de reloj de muestra, un fotorreceptor, un amplificador de control automático de ganancia, un multiplicador de frecuencia, un detector de cruce por cero, y un interruptor de reloj.

13. El aparato de recogida de datos por tomografía de coherencia óptica de la reivindicación 3 o 1, donde el generador de reloj de muestra incluye además un multiplicador analógico, estando configurado el multiplicador analógico para realizar una función de cuadratura en una señal de interferencia de entrada.

14. Un método de formación de imágenes por OCT incluyendo:

generar luz a partir de un láser que tiene una cavidad de láser, incluyendo el láser un primer elemento de ganancia, estando dispuesto el primer elemento de ganancia dentro de la cavidad de láser;

transmitir la luz generada a través de un segundo elemento de ganancia, estando dispuesto el segundo elemento de ganancia fuera de la cavidad de láser, teniendo cada elemento de ganancia una dependencia de ganancia diferente de la polarización;

muestrear señales de Interferencia en una salida de un interferómetro principal usando un convertidor analógico a digital, sincronizándose el convertidor analógico a digital usando un generador de reloj de muestra; y

optimizar una frecuencia de accionamiento de un elemento de sintonización de frecuencia del láser con un sistema de control digital, derivándose al menos una señal de control del generador de reloj de muestra.

15. El método de la reivindicación 14, donde la dependencia de ganancia de la polarización del primer elemento de ganancia es menor que la dependencia de ganancia de la polarización del segundo elemento de ganancia.

16. El método de la reivindicación 14 o 15, incluyendo además el paso de generar un par de señales equilibradas con una relación de fase en cuadratura para adquisición de canal doble de señales OCT procedentes del interferómetro principal usando un acoplador 4x4, por lo que solamente se requiere una sola señal de reloj ADC procedente del generador de reloj de muestra.

17. El método de la reivindicación 14 o 15, donde el paso de optimizar la frecuencia de accionamiento incluye además:

medir la amplitud RMS instantánea <J>(t) de la señal de Interferencia en la salida del fotorreceptor de interferómetro de reloj de muestra en el tiempo i indicado por transmisión de un pulso a través de un filtro Bragg de fibra con una banda de paso estrecha cerca de la longitud de onda de dispersión cero del elemento de retardo óptico; y

regular la frecuencia de un generador de síntesis digital directa (DDS) para maximizar el valor de <J>(t).

18. El método de la reivindicación 14 o 15, donde el paso de optimizar la frecuencia de accionamiento incluye además:

medir el retardo deseado D entre tiempos de cruce por cero de una forma de onda de accionamiento y un barrido

láser Inicial, y

regular una polarización cc con un convertidor digital a analógico para mantener un retardo fijo r-D, donde i es el tiempo medido por transmisión del pulso a través de un filtro Bragg de fibra con una banda de paso estrecha cerca de la longitud de onda de dispersión cero del elemento de retardo óptico.