Содержание к диссертации
Введение
ГЛАВА 1 Оптическая интерферометрия и оптическая когерентная томография (по литературе) 12
ГЛАВА 2 Низкокогерентная волоконно-оптическая интерферометрия на поляризационном удерживающем волокне для построения изображений внутренней структуры сильно рассеивающих сред 29
2.1 Интерферометр с низкокогерентным светом в методе ОКТ 29
2.2 Особенности оптических интерферометров на одномодовом поляризационно-сохраняющем волокне 34
2.3 Структура волоконного интерферометра ОКТ с минимальным влиянием паразитной нерегулярной связи ортогональных мод 41
2.4 Волоконно-оптические элементы 51
2.5 Продольный волоконный сканер для ОКТ 55
2.6 Миниатюрный эндоскопический сканер для ОКТ 56
2.7 Поляризационно-чувствительный оптический когерентный томограф (ПЧ-ОКТ) 59
ГЛАВА 3 Волоконно-оптический интерферометр для "цветной" двухволновой оптической томографии 63
3.1 Принцип действия двухволновой ОКТ на основе единого оптического интерферометра на анизотропном волокне на волны 830 ни и 1284 нм 64
3.2 Одномодовый волоконный ответвитель с 3-децибельным разделением оптических мощностей одновременно на двух волнах (830 и 1300 нм) 68
3.3 Компенсация неравенства дисперсии в интерферометре одновременно на двух далеко разнесенных длинах волн 77
3.4 Некоторые результаты наблюдений методом двухволновой ОКТ 82
ГЛАВА 4 Оптичес кая когерентная микроскопия 86
4.1 Широкополосный интерферометр ОКМ 87
4.2 Создание сверхширокополосного источника света и элементов интерферометра 89
4.3 Система динамического фокуса.. 96
4.4 Подавление боковых полос в ОСМ за счет регуляризации спектра доплеровского сигнала 98
4.5 Экспериментальный прототип ОКМ 100
4.6 Модельные эксперименты 101
4.7 Заключение 102
ГЛАВА 5 Широкополосные интерферометры с максимально эффективным использованием мощности источника излучения 104
Заключение
- Особенности оптических интерферометров на одномодовом поляризационно-сохраняющем волокне
- Одномодовый волоконный ответвитель с 3-децибельным разделением оптических мощностей одновременно на двух волнах (830 и 1300 нм)
- Создание сверхширокополосного источника света и элементов интерферометра
- Модельные эксперименты
Введение к работе
Интерферометрия низко когерентного излучения в последнее время является одним из быстро развивающихся направлений современной оптики в связи с созданием оптической когерентной томографии (ОКТ) - нового метода построения изображения внутренней структуры оптически мутных сред [1-6]. Новые возможности для развития низкокогерентной оптической волоконной интерферометрии появились в связи с быстрым развитием сверхширокополосных фемтокоррелированных квантовых источников света, а также одномодовой волоконной оптики ближнего ИК-диапазона [7-Ю]. Излучения таких источников как фемтосекундные лазеры, полупроводниковые суперлюминесцентные диоды и т.п., имеют длительность цуга всего в несколько длин волн, что позволяет реализовать продольное разрешение на уровне единиц микрон. Благодаря высокой поперечной пространственной когерентности излучение квантовых широкополосных источников света, в отличие от тепловых источников, может эффективно использоваться в интерферометрии с применением оптических одномодовых волноводов, [9].
Первоначально эти возможности были реализованы при создании нового направления низкокогерентной интерферометрии — рефлектометрии, с помощью которой исследовалось рассеяние низкокогерентного света с исходно высокой поперечной когерентностью и с высокой продольной пространственной (временной) селективностью в элементах волоконной оптики [11-16]. Дальнейшее развитие низкокогерентной интерферометрии стимулировало появлением актуального приложения - оптической когерентной томографии (ОКТ) [1, 5, 17-21], Это новый метод, который позволяет получать изображения рассеивающей внутренней структуры оптически неоднородных мутных сред, в том числе и биологических тканей, в ближнем ИК диапазоне спектра с разрешением 10-20мкм, разрабатывается с целью неинвазивной медицинской диагностики, Отметим, что аспекты медицинской диагностики с применением волоконно-оптической техники, а также волоконные способы доставки оптического излучения к биообъектам получили широкое освещение в литературе (см. обзор в работе [22]). Одним из принципов построения изображений является селекция слабого сигнала нерассеянной компоненты зондирующей волны на фоне мощной засветки, вызванной сильно рассеянным средой излучением [23]. Ввиду очень большой скорости света временная селекция на дистанциях миллиметрового масштаба невозможна радиотехническими методами, поэтому селекция рассеянного сигнала осуществляется с помощью интерференции. Низкокогерентный свет вводится в интерферометр Майкельеона,
имеющий сигнальное и опорное плечо. Рассеянный свет принимается сигнальным плечом, и его задержка определяется при измерении длины опорного плеча. Метод этого измерения основан на том факте, что сигнал интерференции возникает, только если разность фазовых задержек между волнами сигнального и опорного плеч не превышает длины когерентности источника. Двухразмерное изображение строится в виде серии соседних продольных сканов [1].
Первые изображения биологических тканей, полученные методом ОКТ, и проведенные исследования показали, что для достижения предельных результатов существует ряд ограничений, обусловленных причинами технического и естественного происхождения. В частности, картина оптических неоднородностей может воспроизводиться до некоторых глубин, начиная с которых отраженный информативный сигнал теряется на фоне шумов многократнорассеянного света [24].
Ввиду сильного рассеяния в биологической ткани число рассеянных назад когерентных фотонов, пришедших с определенной глубины и не испытавших, или испытавших мало число актов рассеяния на внутренних оптических неоднородностях биологической ткани, мало [25]. Для их уверенного приема с достаточно больших глубин требуется очень высокий динамический диапазон приемной системы при условии подавления собственных естественных и технических флуктуации интенсивности зондирующего излучения. Дополнитеньным фактором, ограничивающим динамический диапазон, является наличие паразитных когерентных волн в волоконном тракте интерферометра, обусловленных случайной связью ортогональных мод в оптическом волокне и элементах интерферометра, а также поляризационной модовой дисперсией волокна [26, 27]. Наличие сателлитных волн с произвольными задержками искажает вид аппаратной функции интерферометра, что и проявляется в виде полос на ОКТ изображениях, и снижает динамический диапазон приема [28]. Поиск причин появления паразитных когерентных волн и разработка методик их устранения представляет собой самостоятельную важную задачу.
Для получения предельной детализации изображений с разрешением, ограниченным только шириной оптического спектра источника света, необходима разработка методов компенсации дисперсии в плечах оптического интерферометра. Задача осложняется наличием крупномасштабных флуктуации волноводных параметров волокна[29]. При спектральной ширине излучения в единицы процентов от несущей длины волны, в интерферометрах оптических когерентных томографов необходима компенсация первого
и второго (а в оптической когерентной микроскопии и третьего) порядков материальной и волноводной дисперсии [30]. Проблема существенно усложняется при использовании нескольких рабочих длин волн. Современные сверхширокополосные источники часто имеют изрезанную форму спектра, что приводит к появлению боковых лепестков аппаратной функции. Для повышения контраста изображения, при этом, необходимо корректировать форму спектра. Новый ряд проблем возникает в методе оптической когерентной микроскопии, который объединяет методы ОКТ и конфокальной микроскопии. Повышение пространственного разрешения при построении изображений оптических неоднородностей до уровня, который достаточен для получения изображений структуры клетки биологических объектов и который демонстрируется в экспериментальных установках, представляет актуальную исследовательскую задачу при переходе к компактному виду прибора.
Цель работы. Целью работы является создание, развитие и исследование принципов и методов одноволновой и двухволновой, а также поляризационной низко когерентной оптоволоконной интерферометрии для задач оптической когерентной томографии, разработки метода оптической когерентной микроскопии, достижение предельной чувствительности развитых методов и достижение предельного пространственного разрешения, близкого к размеру клеточных структур биологической ткани, рассмотрение альтернативных схем ОКТ с большей эффективностью использования мощности источника света.
Конечной прикладной задачей исследований является создание компактных приборов для получения изображений методом ОКТ при использовании в клинических условиях, а также разработка компактной установки оптического когерентного микроскопа для биологических и медицинских экспериментальных исследований.
Структура диссертации:
Диссертация состоит из введения, пяти глав и заключения.
В первой главе, представляющей собой обзор литературы, рассмотрены вопросы создания низкокорерентных интерферометров для задач оптической когерентной томографии.
Во второй главе рассмотрены особенности создания интерферометра на поляризационно-удерживающем волокне, волоконных элементов, представлены
результаты создания поляризационно-чувствительного оптического когерентного томографа.
В третьей главе диссертации приводятся результаты исследования принципов и создания единого интерферометра для оптического когерентного томографа, предназначенного для одновременной двухволновои низкокогерентной локации с продольным разрешением, близким к пределу на каждой рабочей волне, при точном пространственном совмещении участков зондирования. Кроме того, в работе приводятся "двухцветные" томограммы некоторых биологических объектов.
В четвертой главе описываются результаты разработки принципов работы и построения макета компактного оптического когерентного микроскопа (ОКМ) с гибким сигнальным плечом и выносным датчиком, для использования в экспериментальных и клинических условиях.
Пятая глава посвящена рассмотрению новых перспективных схем интерферометров для оптической когерентной томографии.
В заключении сформулированы основные результаты диссертационной работы.
Диссертация содержит также заключение и список цитируемой литературы, состоящий из 132 источников. Работа изложена на 121 страницах машинописного текста, из которых основное содержание включает 112 страниц, 53 рисунка. На защиту выносятся следующие основные положения:
Применение разработанных автором оптических схем со специальной топологией и оптических элементов позволяет создать широкополосный интерферометр на поляризациейно-сохрандющем волокне, удовлетворяющий требованиям оптической когерентной томографии для построения изображений с разрешением порядка десяти микрон до глубин 8-10 длин свободного пробега фотона в биотканях и рассеивающих материалах;
Использование разработанных методов управления спектральными характеристиками волоконных элементов и компенсации дисперсии позволяет создавать высокоэффективные интерферометры на поляризационно-сохраняющем волокне для ОКТ, работающие одновременно на двух существенно различных длинах волн с характеристиками, приближающимися к предельным для соответствующих одноволновых интерферометров;
Совместное использование сверхширокополосного зондирующего излучения ближнего ИК диапазона, конфокального приема и применение фурье-фильтрации интерференционного сигнала позволяет достигать разрешения на уровне единиц микрон до глубин эквивалентных 3-4 длинам свободного пробега в рассеивающей биологической среде;
Предложенные схемы интерферометров для оптической когерентной томографии позволяют получать выигрыш в использовании мощности источника излучения до 4х раз по сравнению с традиционными схемами и осуществлять 100% суммирование мощности источников с перекрывающимися спектрами.
Научная новизна диссертационной работы состоит в следующем:
Впервые реализованы схемы интерферометров для оптической когерентной томографии на поляризационно-сохраняющем волокне и создан новый класс приборов для биомедицинских приложений;
Найден метод устранения влияния паразитных областей когерентности в низко когерентной волоконной интерферометрии, которые обусловлены паразитной нерегулярной связью ортогональных мод в оптическом волокне и элементах интерферометра, а также поляризационной модовой дисперсией волокна. Эффект устранения влияния паразитных областей когерентности может быть достигнут при использовании разных собственных волн с определенным образом подобранными групповыми скоростями в плечах интерферометра, которые присущи взаимно ортогональным поляризационным модам;
Найден способ устранения аберрационных искажений в ОКТ-изображениях, которые обусловлены не сохранением длины оптического пути в выходной линзовой системе сигнального плеча. Данные результаты были использованы при создании не только макро зонда, но и для эндоскопического микро зонда;
Найден новый способ повышения широкополосности полированных ответвителей и управления их волновой селективностью за счет введения угловой расстройки между оптически связанными элементами как дополнительной степени свободы;
Разработаны методы контроля и управления дисперсионными характеристиками интерферометра и отдельных его элементов;
Проведено исследование принципов и проведена разработка низкокогерентного двух вол нового интерферометра на поляризационно-сохраняющем волокне для
оптической когерентной томографии с целью получения изображений внутренней структуры живой биоткани одновременно на волнах 830 нм и 1300 нм. Таким образом, впервые стало возможно исследовать внутреннюю структуру рассеяния слоями объекта с использованием двух зондирующих излучений с далеко отстоящими длинами волн при точном пространственном и временном совмещении;
Показана целесообразность применения поляризационных методов в низкокогерентной оптической томографии с целью получения дополнительной информации, а также более эффективного использования оптической мощности источника света;
Впервые создан компактный оптический конфокальный микроскоп на анизотропном волокне с субклеточным пространственным разрешением;
Предложена предельно эффективная схема интерферометра с целью сложения излучения двух источников света без спектральных искажений и предельно полного использования мощности обоих источников.
Практическая ценность диссертации состоит в следующем:
Разработанные принципы построения низкокогерентных интерферометров в ИК-диапазоне на основе анизотропного волокна с применением зондирующего излучения суперлюминесцентных диодов были использованы при создании прототипа компактного оптического когерентного томографа, предназначенного для клинических эндоскопических применений. Созданные томографы внедрены в клиническую практику;
Исследованные в диссертации принципы создания сверхширокополосного излучателя на основе квантоворазмерных су пер люминесцентных диодов, построения сверхширокополосной волоконной оптики и методов коррекции результирующей кросскорреляционной функции в сочетании с принципами конфокального приема сигнала были использованы для создания двух первых прототипов оптического когерентного микроскопа с пространственным разрешением 3,5 мкм в свободном пространстве. ' * * ,
Рассмотрены новые принципы построения низкокогеренгных интерферометров, позволяющих существенно более эффективно использовать спектральный состав излучений источников с разнесенными спектрами при мультиплексировании, более
эффективно использовать мощность источника света для повышения быстродействия при получении изображения методом ОКТ (вплоть до телевизионного стандарта).
Апробация работы.
Изложенные б диссертации результаты обсуждались на семинарах в Институте прикладной физики РАН и докладывались на следующих конференциях: CLEO '95 (Baltimore, MD, USA), CLEO '96 (Anaheim, California, USA), CLEO '97 (Baltimore, MD, USA), CLEO '98 (Baltimore, MD, USA), CLEO '99 (Baltimore, MD, USA); LPHYS (Братислава, Словакия, 2002, Триест, Италия, 2004), MPLP'2004 (Новосибирск, Россия, 2004). Основные результаты опубликованы в работах:
Геликонов В.М., Геликонов Г.В., Гладкова Н.Д., Куранов Р.В., Никулин Н.К., Петрова Г.А., Починко В.В., Правденко К.И., Сергеев A.M., Фельдштейн Ф.И., Ханин И., Шабанов Д.В. Когерентная оптическая томография микронеоднородностей биотканей. // Письма в ЖЭТФ. - 1995. - Т. 61, N. 2. - С. 149-153.
Sergeev A.M., Gelikonov V.M., Gelikonov G.V., Feldchtein F.I., Kuranov R.V., Gladkova N.D., Shakhova N.M., Snopova L.B., Shakhov A.V., Kuznetzova I.A., Denisenko A.N., Pochinko V.V., Chumakov Y.P., Streltzova O.S. In vivo endoscopic OCT imaging of precancer and cancer states of human mucosa. // Optics Express. - 1997. - V. 1, N. 13. - P. 432-440.
Sergeev A.M., Shakhova N.M., Kuznetzova LA., Gelikonov V.M., Gelikonov G.V., Feldchtein F.L, Kuranov R.V., Gladkova N.D., Snopova L.B., Almazov V, Endoscopic OCT for in vivo imaging of precancer and cancer states of human mucosa. I! Optical and Imaging Techniques for Biomonitoring III. SPIE, 1998. -P. 129-134.
Геликонов B.M., Геликонов Г.В., Шабанов Д.В. Оптический волоконный мультиплексор на длины волн 1,3 и 0,64 мкм. // Оптический журнал. - 2000. - Т. 67, N. 2.-С. 81-84.
Feldchtein F.L, Gelikonov V.M., Gelikonov G.V. Design of OTC Scanners. It Handbook of Optical Coherence Tomography/ Editors G.J. Tearney, B.E. Bouma, - New York: Marcel Dekker, 2002. - 741 с
Gelikonov V.M., Gelikonov G.V., Dolin L.S., Kamensky V.A., Sergeev A.M., Shakhova N.M., Gladkova N.D., Zagaynova E.V. Optical coherence tomography; Physical principles and applications // Laser Physics. - 2003. - V. 13, N. 5. - P. 692-702.
Dolin L.S., Feldchtein F.I., Gelikonov G.V., Gelikonov V.M., Gladkova N.D., Iksanov R.R., Kamensky V.A., Kuranov R.V., Sergeev A.M., Shakhova N.M., Turchin I.V. Fundamentals and Clinical Applications of the PM-Fiber Based Endoscopic OCT. II Coherent-Domain Optical Methods Biomedical Diagnostics, Environmental and Material Science. Pros, of SPIE/ Kluwer Academic Publishers, 2004. - P. 211-271.
Sergeev A.M., Gladkova N.D., Feldchtein F.I., Gelikonov G.V., Gelikonov V.M., Snopova L.B., Ioannovich J., Antoniou L, Dunn A., Richards-Kortum R.R, Melanin effect on light scattering in tissues: from electrodynamics of living cells to OCT imagins II Proc. SPIE. -1997. -V. 2981.- P. 58-63.
Feldchtein F.I., Gelikonov G.V., Gelikonov V.M., Iksanov R.R., Kuranov R.V., Sergeev A.M., Gladkova N.D., Ourutina M.N., Warren J.A., Jr., Reitze D.H. In vivo OCT imaging of hard and soft tissue of the oral cavity. If Optics Express. -1998. - V. 3, N. 6. - P. 239-250.
Геликонов B.M., Геликонов Г.В. Одномодовый волоконный ответвитель с 3-децибельным разделением излучения одновременно на длинах волн 0.83 и 1.3 мкм. // Квантовая электроника. - 2004. - Т. 34, N. 10. - С. 969-972.
Геликонов В.М., Геликонов Г.В., Фельдштейн Ф.И. Двухволновая оптическая когерентная томография. U Изв. ВУЗов. Радиофизика. - 2004. - Т. 47, N. 10 - 11. - С. 943-956.
Gelikonov G.V., Gelikonov V.M., Feldchtein F.I., Stepanov J.P., Sergeev A.M., Antoniou I., Ioannovich J., Reitze D.H., Dawson W.W. Two-color-in-one-interfererometer OCT system for bioimaging, II Digest of Conference on Laser and Electro-Optics. Optical Society of America, Washington, DC. - Baltimore, 1997. - P. 210-211.
Геликонов B.M., Геликонов Г.В., Ксенофонтов С, Куранов Р.В., Морозов А.Н., Мяков А.В., Туркин А.А., Турчин И.В., Шабанов Д.В. Новые подходы к широкополосной волоконно-оптической интерферометрии для оптической когерентной томографии.// Изв. ВУЗ-ов "Радиофизика". - 20ОЗ. - Т. 46, N. 7. - С. 610-627.
Gelikonov G.V., Gelikonov V.M., Ksenofontov S.U., Morosov A.N., Myakov A.V., Potapov Y.P., Saposhnikova V.V., Sergeeva E.A., Shabanov D.V., ShakhovaN.M,, Zagainova E.V. Compact Optical Coherence Microscope. II Coherent-Domain Optical Methods Biomedical Diagnostics, Environmental and Material Science/ T.V. V., Editor -: Kluwer Academic Publishers, 2004. - P. 345-363.
Gelikonov G.V., Gelikonov V.M., Iksanov R.R., Ksenofontov S.J., Morosov A.N., Shabanov S.V. Optical coherence microscope with ultra-broadbend PM fiber. II in "Photonics West" -
in Conference on Biomedical-Op tics, BiOS, 35-31 January, 2003, Technical digest series, 4956-07. Conference 4056: Conference domain optical methods and optical coherence tomography in biomedicine VII, 2003. - 87 c. 16. Gelikonov G., Gelikonov V., Ksenofontov S., Morosov A., Shabanov D. 4 mem resolution imaging of biological tissues using PM fiber optical coherence microscope. U In abstracts of 13th International Laser Physics Workshop (LPHYS'04). Laser Physics (International Journal), the Abdus Salam ICTP, - Trieste, Italy, July 12-16, 2004. - P. 186.
Автор отмечает, что исследования проводидлись под научным руководством А.М. Сергеева, И,А. Андроновой. Автор благодарен В.М. Геликонову, Л.С. Долину, А.А. Туркину, Ф.И. Фельдштейну, Я.И, Ханину за обсуждение рассмотренных в диссертации вопросов, а также, Н.Д. Гладковой, В,А. Каменскому, Н.М, Шаховой, сотрудникам Нижегородской государственной медицинской академии и Областной клинической больницы им. Н.А. Семашко за сотрудничество при внедрении.
Особенности оптических интерферометров на одномодовом поляризационно-сохраняющем волокне
При создании компактного базового устройства, пригодного для клинической практики, главная проблема заключалась в определении ее наиболее адекватной схемы, удовлетворяющей требованиям на качество изображения, и создании соответствующей элементной базы. Нами был сделан выбор в пользу интерферометрии на основе одномодовых поляризационно-сохраняющих оптических волокон. В этом случае можно реализовать устойчивое получение интерференционного сигнала при гибком сигнальном волоконном плече интерферометра. Гибкость плеча облегчает доступ к исследуемой биоткани, что необходимо при осуществлении диагностики живых объектов. Это, однако, существенно усложнило задачу, поскольку многие параметры ОКТ метода, которые относительно легко достигаются при работе с воздушными интерферометрами на дискретных элементах и с применением изотропного волокна, требуют разработки новых подходов и новой элементной базы при работе с анизотропным волокном. Кроме того, для зондирования использовались широкополосные квантовые источники оптического излучения ближнего ИК диапазона с малой длительностью когерентности во времени и высокой поперечной пространственной когерентностью. Важнейшим обстоятельством для реализации предельных возможностей интерферометрии явилось разработка оптоволоконных элементов, в частности с уникальными характеристиками по широкополосности.
Экспериментальная основа для высокочувствительных измерений в ОКТ была создана благодаря выбору источников, элементной базы и оптической схемы интерферометра. Были обеспечены: достаточный динамический диапазон; высокая скорость сканирования в глубину объекта; высокий уровень поперечной пространственной селекции при небольших размерах оптической системы, удобной для применений в томографах различных назначений.
Функциональная схема томографа, приведенная на Рис. 2.2, включает суперлюминесцентный диод (СЛД) как источник широкополосного оптического излучения ближнего ИК диапазона, интерферометр Майкельсона на одномодовом поляризационно-сохраняющем оптическом волокне, электронно-оптическую систему продольного сканирования, электромеханическую систему сканирования в направлениях вдоль поверхности объекта (оптический зонд), приемное устройство для фотодетектирования интерференционного сигнала, электронную систему для аналоговой обработки и компьютерный комплекс для цифровой обработки сигнала, демонстрации изображений в реальном времени и управления работой томографа в целом.
Функциональная схема волоконного интерферометра
Применение поляризационно-сохраняющего волокна в интерферометре с одной стороны позволяет избежать поляризационных федингов, с другой - приводит к целому ряду проблем, связанных с поляризационной многоканальностью. Отметим, что в обычных интерферометрах на поля ризационно-удерживающем волокне в каждом плече используется лишь одна из двух поляризационных мод. Во второй поляризационной моде, свободной от регулярного излучения, могут возбуждаться паразитные когерентных цуги волн на различного типа неоднородностях. В каждом волокне такие паразитные волны возбуждаются даже без каких-либо внешних возмущений из-за внутренних, наведенных при изготовлении неоднородностей оптического волновода. Эффективность перекачки оптической волны одной из поляризационной моды в соседнюю поляризационную моду определяется так называемым h- параметром [26,122]. В реальном волоконном устройстве возникают дополнительные причины для связи поляризационных мод. Связь может возникнуть на дефектах дискретных волоконных элементов (отаетвителях, поляризаторах, и т.д.) или в местах стыковки волокон.
Поляризационная многоканальность, случайные замешивания поляризационных мод и поляризационная модовая дисперсия в интерферометре наряду с другими факторами приводят к искажениям аппаратной функции. Аппаратная кросскорреляционная функция интерферометра при гауссовском оптическом спектре и при равенстве дисперии в плечах также имеет гауссовскую форму, которая является идеальной для метода оптической когерентной томографии. Согласно формуле (2.8), аппаратная кросскорреляционная функция интерферометра при этом экспоненциально зависит от квадрата разности групповых задержек в плечах О А / интерферометра Ат = /3 {а?а){2А1) = . При этом ширина огибающей интерференционного сигнала определяется выражением
При распространении в свободном пространстве и при равенстве оптических путей в плечах интерферометра и скомпенсированной дисперсии для пространственного разрешения имеем { зі д, _2Jn2 У. (2.15) где Ло -центральная длина волны. Здесь учтено, что стандартная девиация ег для гауссовской формы равна 2 rV21n2 .
Таким образом, в идеальной ситуации на выходе детектора интерференционные полосы наблюдаются, только если разность групповых задержек в сигнальном и опорном плечах находится в пределах гауссовской ширины, т.е.
Влияние ряда нежелательных факторов, однако, приводят к искажению формы ККФ, к появлению дополнительных паразитных откликов, что является причиной потери динамического диапазона и потери предельного разрешения. При использовании проляризационно-удерживающего волокна ряд особенностей обусловлены проявлением поляризационной модовой дисперсии.
В частности, в ККФ может появиться второй регулярный пик, что обусловлено пространственно распределенными флуктуациями волноводных параметров анизотропного волокна по его длине. В двуплечном интерферометре имеются по существу четыре одномодовых тракта для световых волн.
Одномодовый волоконный ответвитель с 3-децибельным разделением оптических мощностей одновременно на двух волнах (830 и 1300 нм)
АСтандартные волокна обычно имеют скачок показателя преломления на 4 - 5x10"3, и, как следует из графика, удерживают излучение до 1050 - 1100 нм, что явно недостаточно для построения интерферометра для 800 и 1300 нм. Требуемое волокно удалось подобрать из категории датчиковых волокон. Такие волокна обладают повышенным скачком показателя преломления кора, что позволяет применять их при меньших радиусах намотки. В частности, в интерферометре использовалось анизотропное волокно типа Панда (П63 производства компании "Файбертек", г. Арзамас, Россия), с большим скачком показателя преломления (8x10") и отсечкой на длине волны 750 нм. Благодаря таким оптическим параметрам волокна оба рабочих излучения удерживались в простейшей НЕ] і моде при всех возможных изгибах волокна, возникших при создании интерферометра. Естественно, что НЕц-мода на волне 1284 нм в этом волокне удерживается слабее, чем мода на 830 нм. При достаточно крутых изгибах волокон при укладке его в линиях задержек потери света на волне 1284 нм имели все же значительный уровень (около единиц децибел при диаметре изгиба 30 мм). Вследствие этого вопрос оптимизации волоконно-оптических элементов с целью снижения потерь света стоял особенно остро. В результате проведенных разработок были созданы мультиплексор и демультиплексор с эффективностью около 98% на каждой из волн.
С целью дополнительного повышения эффективности использования оптической мощности в интерферометре одновременно в обоих каналах (на обеих рабочих волнах) также была исследована возможность спектральной 3 дБ - настройки коэффициента ответвления для волн 830 нм и 1284 нм одновременно. Был разработан специальный волоконный ответвитель с кратностью разделения оптических мощностей 0,51:0,49 на волне 830 нм и около 0,6:0,4 на волне 1284 нм [133] (см. раздел 3.2.). Модуляция разности длин плеч интерферометра производилась при помощи пьезоволоконного преобразователя [74], который позволил осуществлять глубину сканирования объекта до 3-5 мм. Оба излучения направлялись на объект, а рассеянное назад излучение собиралось в волокне при помощи одного и того же объектива. Применялся план ахроматический объектив, для сведения к минимуму пространственных искажений и максимально близкого совмещения фокальных перетяжек. Для получения "двух" и "трех" - размерных изображений использовалось сканирующее устройство в X и Y - направлениях.
Важной проблемой оказалась компенсация неравенства влияния дисперсии групповой скорости в плечах интерферометра на двух разных длинах волн одновременно. Для ее решения мы предложили и реализовали методику, в соответствии с которой, для возможности компенсации были добавлены дополнительные "степени свободы". С этой целью в одном из плеч интерферометра в небольшой его части (порядка 20%) использован отрезок волокна с отличающимися от основного волокна дисперсионными свойствами. За счет подбора длин основного и компенсирующего волокон для обеих зондирующих волн были минизированы ширины кросскорреляционных функций (ККФ) и их временной сдвиг. В разделе 3,3 эта методика будет описана на примере конкретной реализации двухволнового интерферометра [86-89].
В поляризаторах на волны 0,87мкм и 1.3 мкм использовалось анизотропное волокно. При этом на выходе поляризатора могла распространяться лишь одна поляризационная мода. При этом, однако, возникала возможность возбуждения паразитных когерентных волн второго порядка малости. Волна первого порядка возникала при не точной настройке входной линейной поляризации рабочей волны параллельно одной из осей входного участка анизотропного волокна поляризатора. На входном участке волокна разность задержек собственных волн LAnM (при L - 1 м, Апдв=2.7-10А) равнялась 270 мкм.
Когерентная волна второго порядка малости возникала при обратной перекачке паразитной ортогональной волны в исходную моду на самом поляризаторе. Это могло приводить к появлению полос в ОКТ изображении. Для предотвращения этого явления перед каждым из поляризаторов использовался компенсатор разности поляризационных задержек, состоящий из отрезка волокна того же типа Панда (П63), о котором упомянуто при описании схемы. Сущность компенсатора состояла в том, чтобы сделать изотропным оптический путь до собственно поляризатора [134]. Этот кусок волокна подваривается к входному волокну поляризатора. Оси анизотропии дополнительного куска волокна настраивались точно ортогонально осям волокна соответствующего поляризатора. Длина этого дополнительного куска волокна подбиралась так, чтобы точно равнялась суммарные оптические пути по обеим поляризациям. Поскольку первый мультиплексор на волны 0.83 мкм и 0.67 мкм был изготовлен на изотропном волокне, то весь путь для первой рабочей волны 0.67 мкм от источника до поляризатора оставался изотропным. При этом резко (до единиц градусов) снижались требования к точности настройки поляризованной компоненты источника рабочего излучения параллельно оси пропускания поляризатора.
Особенность схемы интерферометра также и в том, что мультиплексоры №1 и демультиплексор были изготовлены на изотропном волокне, что существенно упрощало задачу. Только мультиплексор №2 был изготовлен на том же анизотропном волокне.
Одномодовый волоконный ответвитель с 3-децибелъным разделением оптических мощностей одновременно на двух волнах (830 и 1300 им)
Разработка одномодового волоконно-оптического направленного ответвителя (2x2) с 3 децибельным разделением оптических мощностей одновременно на двух волнах (830 и 1300 нм) представляет интерес для некоторых задач волоконной прикладной оптики [86-89]. В симметричном 3 децибельном полированном ответвителе ввиду его спектральных свойств, возможно осуществить половинное разделение оптических мощностей одновременно на нескольких определенных длинах волн. Однако, произвольный выбор двух таких длин волн невозможен. Обычно в симметричных волоконно-оптических ответвителях зависимость коэффициента ответвления от длины волны используют для мультиплексирования - демультиплексирования излучений с различными длинами волн. При определенных сильно отличающихся длинах волн (0,64 и 1,3 мкм) можно реализовать практически полную перекачку на большей длине волны и достаточно слабую на меньшей [135]. При близких длинах волн (в диапазоне 1,3 - 1,65 мкм) для их разделения можно использовать однократную перекачку на меньшей длине волны и двукратную на большей [136]. В этой работе [136] было показано, что демультиплексирование с малым взаимным проникновением (crossalk ratio) возможно, лишь, если удается реализовать равенство однократной и двукратной длин связи мод двух волокон на соответствующих длинах волн.
Создание сверхширокополосного источника света и элементов интерферометра
Одно из направлений развития ОКТ это повышение пространственного разрешения. В случае биомедицинских приложений, до субклеточного уровня. Такое направление принято называть оптической когерентной микроскопией (ОКМ). В перспективе ОКМ может стать альтернативой, или вообще заменить биопсию в медицине.
Оптическая когерентная микроскопия как новая техника получения изображений поперечных сечений приповерхностных слоев биоткани объединяет предельные достижения оптической когерентной томографии и конфокальной микроскопии (КМ).
В данном разделе описываются результаты разработки принципов работы и построения макета компактного оптического когерентного микроскопа (ОКМ) с гибким сигнальным плечом и выносным датчиком, для использования в экспериментальных и клинических условиях. С целью получения аксиального разрешения клеточного уровня был разработан источник света с эффективной шириной спектра 100 nm, содержащий два полупроводниковых суперлюминесцентных диода на основе однослойных квантоворазмерных (GaAl)As-reTopocTpyKTyp с разнесенными спектрами. Излучения обоих СЛД объединялись в поляр изационно-удерживагощем волокне с помощью специально разработанного мультиплексора. Рассмотрен метод спектральной настройки мультиплексора, осуществляемой с целью получения минимальной ширины АКФ. Для повышения широкополосности интерферометра Майкельсона был разработан широкополосный ЗдБ полированный ответвитель на анизотропном волокне.
Была решена также проблема динамического фокуса на основе сканирования выходной линзы сигнального плеча. Разработаны закон движения линзы и электронная управляющая система, которые позволяют осуществить пространственное совмещение фокальной зоны объектива при острой фокусировке и области когерентного приема при их одновременном сканировании на глубину 0.5-0.8 мм в биоткани.
В работе применен метод регуляризации спектра для достижения предельного разрешения и подавления боковых лепестков аппаратной функции, вызванных неравномерностью спектра источника света, и исследована его эффективность.
Также применен метод цифровой компенсации дисперсии, позволяющий добиться практически полной компенсации дисперсии интерферометра даже в тех случаях, когда это невозможно сделать оптическими методами. 4.1 Широкополосный интерферометр ОКМ приведена принципиальная схема интерферометра портативного ОКМ, которая базируется на схеме традиционного ОКТ в волоконном исполнении.
Волоконно-оптический интерферометр Майкельсона, входящий в состав ОКМ, содержит измерительное и опорное плечи, как и в ОКТ, длиной около 25 м. В микроскопе используется одномодовое поляризационно-сохраняющее волокно типа PANDA, по которому излучение распространяется в виде фиксированной волноводной моды с заданной поляризацией. Использование анизотропного волокна позволяет иметь гибкое сигнальное плечо, без федингов видности интерференционной картины. В части волоконного тракта от источника света до ответвителя использовалось изотропное волокно. При этом с помощью управителей Лефевра поляризованная компонента обоих источников могла быть ориентирована по осям анизотропного волокна интерферометра на входе ответвите ля. Для получения ОСМ изображений была использована лишь одна из поляризаций излучения в каждом источнике, которая обладала наибольшей интенсивностью. В качестве источников излучения были использованы суперлюминесцентные полупроводниковые диоды с центральными длинами волн излучения 907 нм и 948 нм, с ширинами полосы около 53,4 и 72 нм, исходной мощностью излучения 8 одномодовом волоконном выходе 0,9 и 3 мВт.
Излучение от источника поступает по волоконной части измерительного плеча на оптический сканер, который фокусирует свет на исследуемом объекте и одновременно осуществляет обратный ввод рассеянного исследуемым объектом излучения. Волоконная часть опорного плеча подводит излучение также на референтное зеркало и транспортировку его назад к светоделителю. Излучения, рассеянное исследуемым объектом Й отраженное от референтного зеркала, интерферируют на светоделителе при разности хода, не превышающей длину когерентности, суммарная оптическая волна подается на фотодиод. Эта часть оптической схемы и система продольного сканирования аналогичны используемым в ОКТ-макете.
Оптический сканер осуществляет также режим "динамического фокуса" за счет продольного в z - направлении сканирования выходной линзы объектива. Сканер обеспечивает также перемещение луча в х,у направлениях, что позволяет получать как 2D, так и 3D изображения. В сканере применен двухлинзовый объектив, который позволяет реализовать максимальную числовую апертуру выходной линзы. Увеличение объектива равно единице, при этом реализуется диаметр фокального пятна менее 4 мкм. В разработанном приборе принципы когерентного и конфокального приема реализованы при сканировании на всю глубину, на которой острота фокусировки света еще не потеряна из-за процессов многократного рассеяния,
Перемещение оптического луча вдоль поверхности исследуемого объекта производится за счет поперечного движения дополнительной линзы объектива, находящейся внутри оптического зонда на конце предметного плеча интерферометра. Сканирование осуществляется электромеханической системой. Процесс сканирования полностью автоматизирован и управляется компьютером.
Приемным устройством для фотодетектирования интерференционного сигнала, как и в ОКТ методе, служил фотодиод с оптоволоконным входом, который характеризуется высоким квантовым выходом (- 0.8) и низким уровнем шумов. Нагрузкой фотодиода является колебательный контур, фильтрующий электрический сигнал для выделения доплеровской компоненты с центральной частотой около 0,4 МГц. Далее аналоговая и цифровая обработка, запись информации и демонстрация изображений также аналогичны применявшимся в ОКТ-методе.
Также как и в ОКТ-методе, получение изображений в мутных средах, восстановление изображения по сигналу не требует решения сложной обратной задачи. Каждому элементу разрешения по глубине соответствует определенное время распространения света до него и обратно, то есть определенная разность хода в интерферометре. Это обуславливает как относительную простоту интерпретации получаемых изображений, так и возможность их визуализации Б реальном масштабе времени (во время сканирования).
Модельные эксперименты
Как видно, оптимальным условиям приема рассеянного излучения соответствует малый уровень потерь в опорном плече и перераспределение исходной оптической мощности в сигнальное плечо. Разумеется, при обратном прохождении сигнальная и опорная волны должны поровну разделяться на фотоприемные системы (ft = 0,5). Выигрыш, по сравнению с оптимальной схемой с обычным интерферометром Майкельсона составляет 4-5 дБ. Существует дополнительная возможность достижения более высокой предельной чувствительности, которую можно использовать и не только в оптическом интерферометре, и о которой в литературе ранее не упоминалось. В случае двухволновой интерференции любой интерферометр имеет два выхода с противофазным сигналом, и, вообще говоря, два входа для подачи излучения в интерферометр. Как правило, используется один вход для ввода излучения. Вход и выход в частном случае могут быть совмещены. Тем не менее, возможно построение интерферометра требуемой конфигурации с двумя входами и двумя выходами (см. Рис. 5.4). Объект о Зеркало Рис. 5.4. Оптическая схема эффективного симметричного интерферолметра. Порты ответвителя со стороны источников излучения являются двунаправленными. В них функционально объединены входы и выходы интерферометра. Для разделения входного и выходного излучения используются невзаимные циркуляторы. Такой интерферометр позволяет принять весь интерференционный сигнал и использовать максимально возможную мощность излучения. Таким образом, схема интерферометра, приведенная на Рис. 5.4 является предельной.
В нее нельзя подать больше излучения и нельзя принять больше интерференционного сигнала. Для источников с выходными фототоками I/t h зависимость К - величины относительной чувствительности имеет вид: Зависимость предельной чувствительности от отношения интенсивностей разделяемых лучей в симметричном интерферометре. Как видно из Рис. 5.5 полный выигрыш по отношению к поляризационному интерферометру Майкельсона с балансным приемом, обсуждавшимся выше, составляет 5 дБ. Оптимальное значение параметра а при равных мощностях источников света равно 0.5, как и видно из Рис. 5.5 (сплошная кривая). Пунктирная кривая Рис. 5.5, которая приведена для неодинаковых источников, но с той же суммарной мощностью, свидетельствует о том, что необходимо применение несимметричного ответвления, в результате чего даже слегка повышается предельное разрешение. Еще одним преимуществом предельной схемы является возможность без потерь осуществлять мультиплексирование излучения двух частично перекрывающихся по спектру источников излучения, используя ответвитель интерферометра. Так, даже идеальный, спектрально селективный мультиплексор, дополнительно вводимый в обычный интерферометр, приводит к спектрально неравномерным потерям при объединении излучения двух источников с перекрывающимися спектрами (Рис, 5.6). Причиной этого является то обстоятельство, что спектральное распределение каждого из источников на двух выходах мультиплексора различно. В предельной схеме таких потерь не возникает, поскольку можно использовать широкополосный ответвитель, который поровну разделяет излучения по всему спектру каждого из источников.
Спектральное распределение суммарных излучений на обоих выходах ответвителя при этом одинаково, что особенно важно для получения предельного разрешения при широкополосном корреляционном приеме, в частности, в оптической когерентной томографии. Сперктральная схема оптического суммирования излучения источников с близкими спектрами при ступенчатом мультиплексоре. Сплошная линия соответствует спектру излучения одного источника, штриховая - другого, пунктиром показана характеристика идеального мультиплексора. Суммируя, можно отметить, что интерферометр (Рис. 5.4), использующий два входа и два выхода, реализует целый ряд преимуществ. Это подавление избыточных шумов источников, возможность суммирования излучений двух источников в самом интерферометре без использования дополнительного мультиплексора, получение излучений с одинаковыми оптическими спектрами на обоих выходах интерферометра, что позволяет иметь предельно узкую функцию кросс корреляции и, наконец, достижение наибольшей предельной чувствительности. Таким образом, в данной работе приведены результаты, полученные по ряду современных направлений развития метода оптической когерентной томографии. Это касается повышения пространственного разрешения локации до единиц микрон и создания оптической когерентной микроскопии (ОКМ). В биомедицинских приложениях это позволяет наблюдать структуры в живых биотканях на клеточном и субклеточном уровне на глубинах в сотни микрон. Использование поляризационных свойств зондирующего излучения в низкокогерентной интерферометрии позволило осуществить детектирование сигнала в разных поляризациях, приходящего от одного и того же отражающего объекта по одному и тому же пути в мутной среде. Это создало возможность измерения как поляризационных характеристик рассеяния, так и электродинамических параметров биоткани. Получение изображений с внутриклеточным разрешением, а также поляризационных характеристик рассеяния представляет большой интерес для ранней диагностики различных, в том числе онкологических, патологий. Предложен также ряд схем широкополосной оптической интерферометрии с максимально эффективным использованием мощности источника зондирующего излучения. Это открывает новые возможности для увеличения скорости получения изображений с высоким качеством.
