用于生物成像的光学相干断层扫描 相关申请的交叉引用
本申请要求 2009 年 5 月 28 日提交的第 61/182,061 号美国临时申请、 2009 年 11 月 4 日提交的第 61/258,064 号美国临时申请和 2009 年 7 月 1 日提交的第 61/222,238 号 美国临时申请的优先权。这些申请的公开内容整体引用结合于此。
引用结合
在本说明书中提到的所有出版物和专利申请通过整体引用结合于此， 其程度如同 具体和个别指明引用结合每份个别出版物或者专利申请。
技术领域
这里描述用于在生物探测器中使用的成像设备和系统。具体而言， 这里描述使用 光学相干断层扫描 (OCT) 的基于导管的成像系统。 背景技术在心血管外科手术以及其他医学应用中经常需要向包括血管 ( 比如动脉和静 脉 ) 的薄壁 ( 例如， 1 毫米 -1.5 毫米壁厚 ) 生物内腔中延伸很细 ( 几毫米直径 )、 很长 (30cm-150+cm) 并且无菌的导管。
如下动脉粥样硬化沉积物 ( 斑块 ) 在动脉中的集结引起大量血管疾病 ( 比如冠状 动脉疾病和外周血管疾病 )， 这些沉积物限制血液流向该特定动脉所供给的组织。 闭塞的体 内血管所引起的紊乱 ( 包括冠状动脉疾病 (CAD) 和外周动脉疾病 (PAD)) 可能让人虚弱并 且威胁生命。慢性完全闭塞 (CTO) 可能造成肢体坏疽从而需要切除手术， 并且可能导致其 他并发症并且最终导致死亡。治疗这样的闭塞越来越多地可以包括如下干预手术， 在这些 手术中向患病动脉中插入并且向闭塞的区域穿引导线。 例如来自膨胀导管气球的压强可以 将闭塞物扩张到更开放位置 ( 例如， 气球血管成形术 ) 和 / 或支架可以保持闭塞的区域开 放。治疗这样的闭塞也可以包括使用导管从动脉以内用外科手术去除斑块 ( 例如， 粥样斑 切除术 )。
当斑块完全闭塞动脉时， 迫使导线穿过闭塞物极为困难并且潜在危险。闭塞物或 者斑块可能由相对坚韧的纤维材料 ( 经常包括坚硬的钙沉积物 ) 组成。迫使导线或者导管 穿过这样的闭塞物可能使导线刺破血管 ( 例如， 动脉 ) 壁或者使它进入形成动脉的层、 进一 步损伤组织。因此， 仍然需要可以有效地穿过闭塞的血管并且特别是慢性闭塞的血管的导 线定位设备。 这样的设备将实现导线的定位， 并且因此实现支架和其他设备的定位， 从而促 成改善患者预后以及减少患者发病率和死亡率。
另外， 医学上对于向基于导管的心血管导管配备可以帮助指导粥样斑切除术和其 他外科手术的传感器有兴趣。 例如， 具有如下传感器将是有用的， 这些传感器可以关于特定 组织是否患病和 / 或导管的切割部分与特定血管层的边界有多远向外科医生给予即时可 视反馈以使意外损伤风险最小。 已经尝试常规放射成像方法和超声成像系统用于这样的外 科手术。然而， 超声和放射成像方法均无足够分辨率来帮助引导导管在血管的内部与血管
的外部之间一毫米的临界最后小部分内的操作。 另外， 除非组织已经变得严重钙化， 否则标 准放射技术不能容易地辨别健康组织与患病组织。另外， 超声系统的部件一般太大而无法 用小尺度实施。
已经提出光学相干断层扫描 (OCT) 作为一种可以特别有助于对组织区域 ( 包括在 身体内腔 ( 比如血管 ) 内 ) 成像的技术。在基本水平， OCT 依赖于如下事实 ： 从源行进并且 从更远离物体散射的光反向行进比从附近物体散射的光需要更长时间。由于光的波性质， 按照微米标度行进不同距离的光信号所引起的很小定时差异可能引起与参考光信号的结 构或者破坏性干涉。OCT 系统测量所得干涉以获得目标的图像。然而遗憾的是迄今已经证 实难以提供用于在导管中使用的稳定和可靠 OCT 系统。典型 OCT 系统需要一个或者多个干 涉仪以区分信号与应用的光。此外， 多数已知 OCT 系统在应用于导管时包括在导管内 ( 经 常高速率 ) 旋转以便在内腔内扫描的光纤。这些系统通常需要相对高功率操作， 因为为了 旋转和管理 OCT 途径而必需的诸多部件 ( 例如， 光纤 ) 造成光学损耗。
因此需要与导管应用和用途兼容的高效和稳健 OCT 系统。这里描述克服上述问题 中的诸多问题的增强型光学相干断层扫描 (OCT) 系统。
参照图 1， 典型 OCT 设备包括目标臂和用于生成参考信号的参考臂。为了提供干 涉参考信号， OCT 设备将把来自源的照射光信号分成两个相等或者不等部分， 通过一个目标 光学 “目标臂” 向兴趣目标发送照射光的部分并且沿着单独参考臂发送照射光的其他部分。 来自单独参考臂的光从镜反射， 然后返回并且与在从目标弹回之后从目标光学臂返回的散 射光干涉。在传统 OCT 设备中， 参考臂长度被设计成与目标臂完全相同的长度， 从而干涉效 应最大化。在两个光束之间的所得干涉产生称为条纹的如下干涉效应， 这些干涉效应可以 用来测量目标各层的相对反射率。使用该信息， 可以生成对象的图像。 与用于 OCT 的更多确立应用对照， 用于在血管环境中一次性使用的心血管导管必 须为最高级别的无菌性。为了获得这样的无菌性， 通常生产心血管导管作为可以工厂除菌 的低成本一次性物品。在医学手术期间， 通常从工厂无菌容器取出这样的导管。导管的近 端连接到为了控制导管而需要的设备 ( 该设备在这一情况下也将包括通向如下 OCT 引擎的 链接， 该 OCT 引擎用来驱动导管中的任何 OCT 光纤 )， 而远端紧接地插入患者的体内。一旦 手术完成， 然后丢弃导管。
生产低成本一次性导管由于需要精确的参考臂匹配和昂贵的光学器件而可能困 难。因此， 也需要一种低成本的 OCT 导管。
发明内容 这里描述 OCT 导管、 导管系统及其使用和制造方法。一般而言， 这里描述的 OCT 导 管和系统适合于在患者中使用以便实时可视化身体内腔内的内部结构。 这些系统可以允许 控制和导航导管， 包括在诸如分叉、 心门、 曲折区域等复杂解剖体周围和穿过解剖体导航。 另外， 成像系统的实时和高效成像以及控制可以允许减少手术时间以及改善长期和短期预 后。
一般而言， 一种用于光学相干断层扫描的系统可以包括光学辐射源、 光纤、 接收电 子器件、 界面介质和处理器。 通常， 光纤具有为从参考界面和目标反射的光学辐射提供共同 路径的芯。芯具有第一折射率。如这里描述的那样， 接收电子器件被配置成接收从参考界
面和目标反射的光学辐射。界面介质在参考界面处并且与光纤光学接触。界面介质具有第 二折射率。第一折射率和第二折射率失配使得接收电子器件在散粒噪声限值的 5dB 内的总 噪声范围中操作。处理器基于由接收电子器件接收的光学辐射来生成目标的图像。
这一和其他实施例可以包括以下特征中的一个或者多个特征。 第一折射率和第二 折射率可以失配使得接收电子器件在散粒噪声限值的 3dB 内的总噪声范围中操作。第一折 射率和第二折射率可以失配使得接收电子器件在散粒噪声限值的 2dB 内的总噪声范围中 操作。光学辐射源可以是扫频源。
系统还可以包括界面介质中的镜， 并且镜可以被配置成向目标反射来自光纤的光 学辐射。镜可以包括涂金的硅片。界面介质可以是固体透明介质。界面介质可以与芯的远 端光学接触。
系统还可以包括配置成向芯的远端转送来自源的光学辐射的方向元件。
第一折射率 n1 和第二折射率 n2 可以失配使得 ：
其中 Pin 是光学辐射在进入界面介质之前在光纤的远端处的功率， 并且其中 Pout 是 从参考界面反射的光学辐射的功率， 使得接收电子器件在散粒噪声限值的 5dB 内的总噪声 范围中操作。 一般而言， 一种用于光学相干断层扫描的导管包括伸长导管体、 伸长导管体中 的光纤和界面介质。光纤具有为从参考界面和目标反射的光学辐射提供共同路径的芯。芯 具有第一折射率。界面介质与光纤光学接触。界面介质具有第二折射率。第一折射率和第 二折射率失配使得配置成接收从参考界面和目标反射的光学辐射的接收电子器件在散粒 噪声限值的 5dB 内的总噪声范围中操作，
这一和其他实施例可以包括以下特征中的一个或者多个特征。 第一折射率和第二 折射率可以失配使得接收电子器件在散粒噪声限值的 3dB 内的总噪声范围中操作。第一折 射率和第二折射率可以失配使得接收电子器件在散粒噪声限值的 2dB 内的总噪声范围中 操作。
系统还可以包括界面介质中的镜。 镜可以被配置成向目标反射来自光纤的光学辐 射。镜可以包括涂金的硅片。界面介质可以是固体透明介质。界面介质可以与芯的远端光 学接触。
第一折射率 n1 和第二折射率 n2 可以失配使得 ：
其中 Pin 是光学辐射在进入界面介质之前在光纤的远端处的功率， 并且其中 Pout 是 从参考界面反射的光学辐射的功率， 使得接收电子器件在散粒噪声限值的 5dB 内的总噪声 范围中操作。
一般而言， 一种执行光学相干断层扫描的方法包括 ： 通过具有芯的光纤从源发射 光学辐射， 芯具有第一折射率 ； 通过界面介质从光纤发送光学辐射， 其中界面介质与光纤光 学接触， 界面介质具有第二折射率 ； 沿着光纤中的共同路径向检测器发送从目标反射和从 参考界面反射的光学辐射 ； 在接收电子器件处接收反射的光学辐射， 其中第一折射率和第 二折射率失配使得接收电子器件在散粒噪声限值的 5dB 内的总噪声范围中操作 ； 以及基于
由接收电子器件接收的反射的光学辐射来生成目标的图像。
这一和其他实施例可以包括以下特征中的一个或者多个特征。 第一折射率和第二 折射率可以失配使得接收电子器件在散粒噪声限值的 3dB 内的总噪声范围中操作。第一折 射率和第二折射率可以失配使得接收电子器件在散粒噪声限值的 2dB 内的总噪声范围中 操作。
发送光学辐射可以包括发送扫频源辐射。 通过界面介质从光纤发送光学辐射还可 以包括从光纤向界面介质中的镜发送光学辐射。
一般而言， 一种用于光学相干断层扫描的系统包括 ： 光学辐射源 ； 光纤， 为从参考 和目标反射的光学辐射提供共同路径 ； 检测器， 用于接收从参考和目标反射的光学辐射 ； 界面介质， 在参考界面处并且与光纤的远端光学接触 ； 嵌入介质中的镜 ； 以及处理器， 用于 基于由检测器接收的光学辐射来生成目标的图像。镜包括具有反射涂层的硅片。
这一和其他实施例可以包括以下特征中的一个或者多个特征。 反射涂层可以是金 属的。金属涂层可以是金。反射涂层可以至少 属涂层可以约为
厚， 其中 λmin 为光纤中的光波长。金厚。 与 厚之间。 粘合层可以约为 厚。 界面介质可以包括粘合剂。系统还可以包括在硅片与反射涂层之间的粘合层。 粘合层可以包括镍、 钛或者铬。粘合层可以在
镜可以至少 95％反射， 比如至少 98％反射。界面介质可以是固体透明介质。光学 辐射源可以被配置成提供扫频源辐射。
一般而言， 一种用于光学相干断层扫描的导管包括伸长导管体、 伸长导管体中的 光纤、 界面介质和界面介质中的镜。光纤为从参考界面和目标反射的光学辐射提供共同路 径。界面介质在参考界面处并且与光纤的远端光学接触。镜包括具有反射涂层的硅片。
这一和其他实施例可以包括以下特征中的一个或者多个特征。 界面介质可以包括 粘合剂。反射涂层可以是金属的。金属涂层可以是金。反射涂层可以至少 λmin 为光纤中的光波长。金属涂层可以约为
厚， 其中厚。 厚。镜可以至少 95％反射， 例如导管还可以包括在硅片与反射涂层之间的粘合层。 粘合层可以是镍、 钛或者铬。 粘 与 厚之间。粘合层可以约为合层可以在至少 98％反射。
一般而言， 一种执行光学相干断层扫描的方法包括 ： 通过光纤从源发送光学辐射 ； 从光纤向嵌入于界面介质中的镜发送光学辐射， 其中镜包括具有反射涂层的硅片， 并且其 中界面介质与光纤的芯的远端光学接触 ； 从镜向目标反射光学辐射 ； 从参考界面反射光学 辐射， 参考界面在光纤与界面介质之间 ； 沿着光纤中的共同路径向检测器发送从目标反射 和从参考界面反射的光学辐射 ； 在检测器处接收反射的光学辐射 ； 以及基于由检测器接收 的反射的光学辐射来生成目标的图像。
这一和其他实施例可以包括以下特征中的一个或者多个特征。 发送光学辐射可以 包括发送扫频源辐射。反射涂层可以是金属的。金属涂层可以是金。金属涂层可以至少 厚， 其中 λmin 为光纤中的光波长。金属涂层可以约为11厚。CN 102460118 A
说与明书5/15 页该方法还可以包括在硅片与反射涂层之间的粘合层。粘合层可以包括镍、 钛或者 厚之间。粘合层可以约为 厚。镜可以至少 95％反铬。粘合层可以在
射， 例如至少 98％反射。 一般而言， 一种用于光学相干断层扫描的系统包括 ： 光学辐射源 ； 伸长导管体 ； 光 纤； 柄部， 附接到伸长导管体的近端 ； 检测器 ； 以及处理器。光纤从伸长导管体的近端向远 端延伸并且可以附接到导管体的远端。光纤为从参考和目标反射的光学辐射提供共同路 径。柄部被配置成允许导管体和光纤绕伸长导管体的纵轴相对于柄部的旋转。检测器接收 从参考和目标反射的光学辐射。处理器基于由检测器接收的光学辐射来生成目标的图像。
这一和其他实施例可以包括以下特征中的一个或者多个特征。 光纤可以仅在导管 体的远端附近附接到导管体。光纤的远端可以嵌入于固体透明介质中。光纤可以与伸长导 管体不同轴。 柄部可以包括缠绕机构， 并且缠绕机构可以被配置成在光纤旋转时缠绕它。 柄 部可以包括旋转机构， 其中旋转机构的一次旋转使导管体和光纤绕纵轴旋转多于一次。旋 转机构的一次旋转可以使导管体和光纤绕纵轴旋转至少两次。 旋转机构的一次旋转可以使 导管体和光纤绕纵轴旋转约四次。
一般而言， 一种用于光学相干断层扫描的导管包括伸长导管体、 光纤和柄部。 光纤 从伸长导管体的近端向远端延伸并且在导管体的远端附近附接到导管体。 光纤为从参考和 目标反射的光学辐射提供共同路径。 柄部附接到伸长导管体的近端并且配置成允许导管体 和光纤绕伸长导管体的纵轴相对于柄部的旋转。 这一和其他实施例可以包括以下特征中的一个或者多个特征。 光纤可以仅在导管 体的远端附近附接到导管体。光纤的远端可以嵌入于固体透明介质中。光纤可以与伸长导 管体不同轴。
柄部可以包括缠绕机构， 缠绕机构被配置成在光纤旋转时缠绕它。柄部可以包括 旋转机构。旋转机构的一次旋转可以使导管体和光纤绕纵轴旋转多于一次。旋转机构的一 次旋转可以使导管体和光纤绕纵轴旋转至少两次。 旋转机构的一次旋转可以使导管体和光 纤绕纵轴旋转约四次。
一般而言， 一种执行光学相干断层扫描的方法包括 ： 通过光纤从源发送光学辐射， 光纤从伸长导管体的近端向远端延伸， 光纤在导管体的远端附近附接到导管体 ； 从光纤向 目标上的第一位置发送光学辐射 ； 沿着光纤中的共同路径向检测器发送从目标反射和从参 考反射的光学辐射 ； 在检测器处接收反射的光学辐射 ； 基于由检测器接收的反射的光学辐 射来生成目标的第一位置的第一图像 ； 以及绕导管体的纵轴手动旋转导管体和光纤使得可 以获得来自目标上的第二位置的第二图像。
这一和其他实施例可以包括以下特征中的一个或者多个特征。 发送光学辐射可以 包括发送扫频源辐射。 旋转伸长导管体和光纤可以包括将导管体的远端和光纤的远端一起 旋转。旋转光纤可以包括绕着附接到导管体的近端的柄部的缠绕机构缠绕光纤。旋转伸长 体和光纤可以包括旋转附接到导管体的近端的柄部的旋转机构使得伸长体和光纤相对于 柄部旋转。旋转该旋转机构一次可以使导管体和光纤绕纵轴旋转多于一次。旋转该旋转机
构一次可以使导管体和光纤绕纵轴旋转至少两次。 旋转该旋转机构一次可以使导管体和光 纤绕纵轴旋转约四次。
这里描述的实施例可以具有以下特征中的一个或者多个特征。使用如下 OCT 系统允许 OCT 接收电子器件在散粒噪声限值的 5dB 内的总噪声范围 中操作， 该系统具有折射率失配的共同路径光纤和界面介质。在散粒噪声限值的 5dB 内操 作有利地保证接收电子器件中的噪声低。 保持接收电子器件中的噪声低产生更高质量的图 像。例如在用于粥样斑切除术导管时， 更高质量的图像有利地允许目标组织的更佳识别。
与使用 Michaelson 或者 Mach-Zehnder 干涉仪的标准时域 OCT 实施例或者扫频源 实施例相比， 使用扫频源光学辐射和共同路径光纤作为 OCT 系统的部分允许使用明显简化 的光学系统。这允许光学辐射的更高效使用， 这又允许良好优化的信号检测和相应更高的 图像质量。
在界面介质中嵌入具有反射涂层的硅片提供用于从光纤向组织并且从组织回到 光纤中的光反射的高反射率表面。 高反射率表面保证高比例的来自光学辐射源的光将从组 织反射和返回。让更多光从目标反射提高干涉条纹对比度， 从而产生更高质量的图像。
如下用于 OCT 的系统允许光纤随着导管体旋转而未断裂或者伸展， 该系统包括 ： 共同路径光纤， 附接到导管体的远端 ； 以及柄部， 附接到伸长导管体的近端以旋转导管和光 纤。允许光纤随着导管体旋转保证可以在绕着导管体的 360°角度拍摄图像。在绕着导管 体的 360°角度拍摄图像保证可以对更多组织成像。 另外， 包括附接到导管体的远端的光纤 和附接到伸长体的近端以旋转导管和光纤的柄部避免具有用于与导管独立地旋转光纤的 附加笨重机构。
根据下文描述和权利要求书将清楚这些和其他优点。附图说明
图 1 示出了现有技术的 OCT 系统的例子。 图 2A 示出了如这里描述的示例 OCT 系统。 图 2B 是如这里描述的 OCT 系统的示意图示。 图 3A 示出了 OCT 检测器中的噪声比对功率的示例图形。 图 3B 示出了对图 3A 的图形中的总噪声有贡献的噪声类型的分类的示例图形。 图 3C 示出了包括从图 3A 和图 3B 的图形中抽取的数据的图表。 图 4A 是在 OCT 导管的远端部处的示例镜的顶视图。 图 4B 是图 4A 的实施例的横截面侧视图。 图 5 示出了配备有 OCT 系统的医学 ( 心血管 ) 导管系统。 图 6A 和图 6B 示出了光纤摄取系统的一个示例实施例。 图 7 示出了来自 OCT 系统的示例 OCT 图像。 图 8 示出了用于实施 OCT 系统和导管的系统。 图 9 示出了光学电路的一个例子。 图 10 是如这里描述的 OCT 系统的示意图。 图 11 图示了包括光纤管理 ( 线轴 ) 元件的柄部的一种变化。 图 12 图示了如这里描述的导管的远端的一个例子。具体实施方式
这里描述的光学相干断层扫描 (OCT) 导管和系统被配置成提供可以对于诊断和 /或治疗动脉疾病而言特别有用的由图像引导的血管内手术。系统可以包括导管、 脐连接和 控制台。系统使用 OCT 以形成与导管切割器接近的血管内环境的图像。图 2B 示出了这里 更具体描述的 OCT 系统的一种变化的示意图。
在腔内手术 ( 比如粥样斑切除术 ) 期间， 可能由于无法恰当地识别目标组织而出 现问题。通过使用具有用于 OCT 的共同路径光纤的管道可以改进目标组织的恰当识别。
参照图 2， 共同路径 OCT 系统 100 包括激光源 102( 比如扫频光源 )。光纤 104 向 目标 114 传送来自激光源 102 的辐射。光纤 104 与界面介质 106 光学接触， 即离开光纤并 且进入界面介质的光仅看见一个界面。在一些实施例中， 如图 2 中所示， 光纤的末端嵌入于 界面介质 106 中。
在共同路径 OCT 系统 100 中， 界面介质 106 的折射率不同于光纤 104 的芯的折射 率。这产生如下菲涅耳反射， 在该反射中， 部分光离开芯而部分光反向反射。离开光纤 104 的光束中的一些光将遇到目标 114 并且由目标 114 反射或者散射。该反射或者散射光中的 一些光又将重新进入光纤 104 的端部并且在相反方向上沿着光纤 104 反向行进。法拉第隔 离器件 112( 比如法拉第效应光学循环器 ) 可以用来分离传出光源信号以及从光纤的远端 返回的目标和参考信号的路径。 反射或者散射的目标光以及来自光纤面的菲涅耳反射参考 光可以向位于光纤 104 的近端的检测器 110 反向行进。
由于 OCT 系统 100 中的反射或者散射的目标光比菲涅耳反射的参考光行进更长的 距离， 所以反射或者散射的目标光参照参考光束可能在频率、 相位和 / 或时间上移位。例 如， 如果使用扫频源辐射， 则来自目标的光将在频率上移位。 在反射或者散射的目标光与参 考光之间的相位、 时间或者频率的移位的差异可以用来导出在光纤端部的末端与目标的光 反射或者光散射区域之间的路径长度差异。在扫频源 OCT 的情况下， 将移位编码为在载波 参考光束上外差的拍频。上述概念 ( 其中参考臂和信号臂中的光路是共同的 ) 的实施例称 为共同路径干涉仪。共同路径干涉测量法满足低成本一次性设备的要求， 因为它排除单独 参考臂， 但是未给导管构造带来附加负担。
激光源 102 可以在生物学窗内的如下波长操作， 血色素和水在该波长不强烈吸收 光 ( 即在 800nm 与 1.4μm 之间 )。例如， 激光源 102 可以在约 1300nm 与 1400nm 之间的中 心波长 ( 比如， 约 1310nm 至 1340nm) 操作。光纤 104 对于由激光源 102 提供的波长范围而 言可以是单模光纤。
光纤 104 的芯和界面介质 106 可以具有具体选择的反射率使得产生已知量值的菲 涅耳反射。例如， 可以选择反射率使得 OCT 系统中的噪声最小化。
OCT 系统中的噪声来自至少三个来源 ： 散粒噪声、 热或者约翰逊噪声和残留强度 噪声 (RIN 噪声 )。还可以有来自模数转换过程的噪声。RIN 噪声来自光源固有的噪声， 往 往在参考功率高时为主导， 并且可以通过限制与替代低 RIN 光源 ( 非激光器 ) 一起工作的 最大激光器光强度或者通过使用平衡检测来限制。热 ( 约翰逊 ) 噪声往往在参考功率电 平低时为主导， 并且可以通过在参考功率电平工作从而产生在热噪声基底的电流以上的 DC 光电二极管电流来避免。
散粒噪声在 RIN 噪声与热 ( 约翰逊 ) 噪声之间为主导。散粒噪声由携带特定信号 的光子或者电子的数目的统计波动引起。对于良好设计的系统， 散粒噪声是动态范围中的 限制因子。因此可以选择光纤 104 和界面介质 106 的折射率使得 OCT 系统 100 接近于散粒噪声限值操作。
特定接收器的散粒噪声限值由光电检测器的响应率、 所需的检测带宽和在检测器 元件上撞击的参考 DC 功率来设定。在图 3A 中示出了噪声比对功率的示例图形而在图 3B 中示出了按照噪声类型的分类。图 3A 和图 3B 中的图形假设前向功率为 10mW、 中心波长为 1550nm、 带宽为 20nm、 检测带宽为 1MHz 而响应率为 1A/W 的系统。
散粒噪声限值是在图 3A 中的曲线底部的如下区域 301， 噪声在该区域最低或者来 自散粒噪声限值的退化在该区域最少。使用用于特定接收器的图形 ( 比如图 3A 和图 3B 中 所示图形 )， 可以确定在检测器的如下所需功率 Pdet， 该功率将把噪声置于散粒噪声限值的 所需范围内。例如， 图 3C 示出了从图 3B 抽取的值的表。参照图 3C， 0.158μW 的功率将把 接收器置于最小退化点 ( 在散粒噪声限值以上 2.36dB)。另外， 在 63.1nW 与 251nW 之间的 参考功率将把噪声置于散粒噪声限值的 3dB 内。在约 25nW 至 0.631μW 之间的参考功率将 把噪声置于散粒噪声限值的 5dB 内。
为了确定为了获得所需 Pdet 而必须从界面 106 反射的总功率 Pout， 必须根据等式 1 考虑检测器 110 的损耗 ：
Pdet ＝ Pout(1-L) ( 等式 1)
其中 Pout 是从参考界面反射的功率， 而 L 是从探测器的远端到检测器 110 的光学损 耗之和。因此， 假设 Pdet 等于 0.2μW( 由为了将噪声置于尽可能低至散粒噪声限值而确定 的 0.158μW 舍入 ) 并且中间光学系统按照 90％效率操作使得 L 为 10％， Pout 等于 0.2μW/ (0.9) ＝ 0.2222μW。
在进入界面介质之前在光纤远端的前向功率由 Pin 给定。 因此， 假设 Pin 等于 10mW。
另外， Pout 和 Pin 可以用来根据等式 3 确定参考界面 180 的反射率 ：
Pout ＝ Pinr2 ( 等式 3)
其中 r 为菲涅耳反射率系数。因此， 假设 Pout 为 0.2222μW， 而 Pin 为 10mW( 如通过 等式 2 和等式 3 求解的那样 )， 则 r 等于 0.004714。
另外， 菲涅耳等式 ( 等式 4 所示 ) 决定来自法线或者接近法线界面的反射强度 ：
( 等式 4)其中透明介质的折射率由 n2 给定而芯的折射率由 n1 给定。
光纤芯的折射率 n1 由制造商固定并且根据光纤变化。光纤例如可以是 Corning SMF-28e、 Corning ClearCurve、 OFS BF05717 和 EZBend、 Fujikura SR-15e( 具有增强的频 带损耗抗性 )、 DrakaBendBright XS 以及 BendBright Elite。对于 Corning SMF-28e， 芯在 1.3 微米时的群折射率为 1.4677。通过比较， Fujikura ImageFiber 具有 n1 ＝～ 1.500。
因此， 假设 |r| 是如关于等式 3 求解的 0.004714 并且 n1 为 1.4677， 界面介质的 折射率 n2 应当近似 1.4816 或者 1.4539。因此， 任一折射率的界面介质将产生所需参考反 射。在一些实施例中， 可以优选折射率更高的介质， 因为它可以更容易获得和 / 或具有更佳 的机械性质 ( 比如抗张强度 )。
与系统 100 一起使用的界面介质可以例如为粘合剂。根据所需折射率， 界面介质 可以例如为 M21-CL( 这是一种热固化粘合剂 )。另一示例界面介质是康涅狄格州托灵顿 的 Dymax 公司生产的 Light UV 可固化光子学粘合剂 OP-4-20658。折射率在固化状态下为 1.585 的该粘合剂是可以用液体形式涂敷的刚性纯 UV 可固化粘合剂， 其然后在 曝光于 UV 光数秒内固化成刚性形式。另一示例透明介质是马萨诸塞州比尔里卡的 Epoxy Technology 生产的 EpoTekOG127-4 或者 OG116。这在固化状态下具有 1.602 的折射率。
如果不能找到具有准确的所需折射率的界面介质 ( 例如由于它没有恰当抗张强 度或者不生物兼容 )， 则可以选择折射率接近的界面介质并且可以相应地调节 Pin 的功率。 使用已知 r 和在检测器的所需功率 Pdet， 然后可以根据等式 5 确定所需功率 Pin ： 2
Pdet ＝ Pinr (1-L) ( 等式 5)
在一些实施方式中， 可以比如通过分配器、 喷墨沉积、 喷洒、 涂刷、 浸渍或者其他工 艺在半液体状态下涂敷界面介质。然后可以比如通过 UV 固化、 热固化、 化学固化、 干燥或者 其他工艺将介质固化成固体形式。也可以使用其他工艺 ( 比如透明介质的真空沉积或者透 明介质的直接机械布置 )。
界面介质可以具有至少为的最小厚度 ( 即在光纤的末端与界面介质的末端之间的深度 )， 其中 λmin 为光纤中的光波长。对于 1250nm 以上的波长， 这将近似为 200nm 或 者更大。界面介质也可以具有如下厚度， 该厚度大到足以在参考反射与目标可以迫近光纤 远侧出口面的最小距离之间引入偏移。
回顾图 2 并且参照图 4A 和图 4B， 必须恰当地设计和优化镜 180 以便配合到导管头 的小 ( 近似 2mm) 直径中并且向与远侧导管端部的侧部相距多至 1mm-3mm 的血管组织中反 射。如图 4B 中所示， 镜 180 可以包括具有反射涂层 403 的硅片 401。反射涂层 403 可以例 如为金涂层。反射涂层 403 可以大于 以大于约
其中 λmin 为光纤中的光波长。例如， 金属涂层可厚。另外， 可以将反射涂层 403 之下的硅片 401 的表面抛光至少于 400nm 峰峰粗糙度， 比如比 300nm 峰峰粗糙度更佳， 例如约 200nm 峰峰粗糙度。粘合剂 ( 比如镍、 钛或者铬 ) 可 与 厚之间， 比如约 厚。该以用来将金涂层粘附到硅片。粘合剂可以在约配置的镜 180 可以至少 95％反射， 比如 98％反射。
镜 180 可以放置于斜面上使得它相对于光纤 104 的芯的纵轴 405 处于在 30°与 60°之间的角度， 比如 45°。另外， 可以配置镜 180 使得光从光纤 104 向镜 180 并且向样本 输出的行进总距离在 100μm 与 400μm 之间， 比如在 200μm 与 250μm 之间。
如图 3A 和图 3B 中所示， 这里描述的成像系统可以与导管 ( 比如粥样斑切除术导 管 502) 一起使用。 开口 2610 可以形成于导管 502 中， 从而暴露光纤 104 的远端。 OCT 镜 180 可以在导管 104 的远端部附近放置于开口中， 并且界面介质可以覆盖或者嵌入光纤 502、 槽 2608 和开口 2610。
图 5 示出了包括光纤导管 502 的 OCT 成像系统 500 的主要部件的概况图。导管 502 可以在尺寸上设定成配合到血管中， 例如可以直径约为 2mm。在该配置中， OCT 光学装 置 504( 包括光源、 光学循环器和检测器 ) 可以位于导管 502 的近端， 并且可以连接到图像 处理器和显示器 506。导管 502 的远端包括图像光纤和镜。系统 500 被设计成出于各种医 学目的 ( 比如粥样斑切除术 ) 而使用于患者的体内。因此， 其他部件 ( 比如真空 510、 吸入 控制 508 和残骸贮存器 512) 可以是有用的。这里描述的系统可以用来产生人体内腔的部分 ( 比如血管的内部 ) 的相对窄角度 图像。通过单个 OCT 光纤查看组织的截面是有限的， 因为由单个 OCT 光纤产生的有用视角 至多为数度。为了从血管的内部产生宽弧或者条 ( 比如 45°、 90°、 120°或者更多 ) 的在 医学上更有用的全景视图， 可以旋转包含光纤的导管。
参照图 6A 和图 6B， 导管 502 可以附接到光纤摄取系统 600。光纤 604 可以经过导 管 502 延伸并且可以附接于导管 502 的远端。可以用别的方式允许光纤 604 经过导管 502 自由地浮动， 例如， 光纤 604 可以仅附接于导管 502 的远端。这样做防止累积由于微弯曲或 者应力引起的双折射所致的光学损耗。另外， 光纤 604 可以位于导管 502 的中心纵轴以外。
光纤管理系统 600 在单个内部摄取线轴 606 上并入光纤。摄取线轴配置有在尺寸 上设定成与光纤 604 相配的槽 608( 见图 6A)。光纤 608 可以在槽 608 中上移和下移 ( 即相 对于导管 502 径向地移动 ) 以补偿导管 502 的任何弯曲或者伸展。
摄取系统 600 还包括物理限制器 610， 其配置成禁止摄取线轴比 OCT 光纤 602 被 配置成伸展的范围更远地旋转。另外， 扭转控制旋钮 614 可以附接到导管 502 的近端。旋 钮 614 可以用来开动导管的旋转， 并且因此开动光纤 604 的旋转。例如， 可以手动激活旋钮 614。也可以通过近侧控制器 618 马达驱动旋钮 614 以提供成像元件的更受控的区段扫描。 可以配置旋钮 614 使得旋钮 614 的一次旋转使导管 502 和光纤 604 旋转多于一次。例如， 光纤 604 可以绕纵轴旋转至少两次， 比如对于导管 502 的每单次旋转而言约为四次。 摄取系统 600 中的编码器 612 检测角度并且向控制 OCT 数据采集系统的计算机持 续地转送回关于光纤 604 的旋转的信息。该角度值并入于显示算法中以便示出内腔以内的 360 度视图。
代替具有编码器 612， 控制器 618 可以包括与计算机光学鼠标中使用的位置传感 器相似的 “鼠标芯片” 位置传感器以便查看导管并且对角度和纵向运动进行编码。鼠标芯 片可以被配置成查看导管的表面 ( 或者如果外层是透明或半透明的则查看编织层 ) 并且基 于在相邻快照之间的特征位置差异来计算 X 和 Y 运动矢量。
特别是如果导管经历例如来自引入器外壳、 引导件的在导管的长度上分布的摩 擦、 尤其是在严重病损中的组织摩擦， 则将导管的近端旋转 360° 不一定引起在远端部 360°旋转。 通过使用鼠标芯片， 可以在消除所不支持的长度效应之时检测导管的旋转和纵 向运动。
在图 7 中示出了内腔 702 中的导管 502 的示例图像或者显示。可以通过在任一方 向上旋转导管来连续地刷新显示。也可以参照同时使用 X 射线在导管实验室中采集的荧光 镜图像对整个显示进行旋转和定向。例如， 可以旋转图像使得心包膜 “向上” 或者 “向下” 。 通过对显示进行定向并且知道在导管与显示 ( 并且牵涉到血管中的关键生理结构 ) 之间的 空间关系， 内科医生可以按照需要对设备进行定向， 以例如恰当地切割闭塞物。
这里描述的 OCT 系统 100 可以根据成像的样本的光学性质产生分辨率约为 6 微 米 -15 微米 ( 例如 8 微米 -10 微米 ) 而深度为 1mm-2mm 的图像 ( 例如组织形态图像 )。OCT 系统的轴向分辨率可以高为相似超声系统的轴向分辨率的约十倍。
图 8 示出了用于实施这里描述的 OCT 系统和导管的系统 2700。电源 2713 向 OCT 引擎 2703、 计算机处理器 2707 和光学系统 2711 供电。OCT 引擎 2703 中的触发器 2701 连 接到计算机处理器 2707 中的触发器 2705 以开始图像的处理。另外， 导管柄部编码器 2715
附接到计算机处理器 2707 以传送与光纤的位置和旋转有关的信号。OCT 检测器 2717 附接 到计算机处理器 2707 以处理最终图像。最后， 从计算机处理器 2707 向监视器 2709 发送视 频信号以向用户输出图像。
在一些实施例中， 这里描述的 OCT 系统和导管可以用约为 8 微米 -10 微米的分辨 率成像直至 1mm-2mm 深度， 这足以向内科医生给予几乎达到细胞组织水平的高度具体图像 和超出导管的最大切割范围的可见性。另外， 这里描述的 OCT 粥样斑切除术导管可以有利 地具有如下成像能力， 该成像能力的横截面影响比传统 OCT 系统和超声换能器小得多。
例子
在一个例子中， 图像引导的干预导管 ( 例如， 如上文描述的 OCT 导管 ) 可以用来解 决外周和冠状动脉疾病 ( 动脉硬化 ) 中的未满足的需要。系统可以包括具有适度覆盖区并 且在导管实验室中无需广泛集成到导管实验室系统中的控制台。在一些变化中， 这里描述 的系统可以与其他导管 ( 例如， 引导、 控制、 成像 ) 系统集成。 系统可以被配置成允许手术在 系统故障的情况下在荧光指导之下开始 / 继续 / 完成。系统还被配置成与消毒手术兼容。
如上文提到的那样， 这里描述的 OCT 系统可以允许关于血管内病损形态和设备在 血管中的定向的实时信息。这一和其他特征也可以允许在复杂解剖体 ( 比如， 分叉、 心门、 曲折、 在曲线上切割等 ) 周围和在支架直杆周围的提高的导航精确度。导管可以被安全地 用于穿过患病组织， 同时减少与更侵入性的治疗策略潜在相关的穿孔和剖开的发生。系统 也可以提供急性手术成功的即时评定和与现代干预技术相比的手术时间减少。 这里描述的 系统可以允许实时并且在可以辅助内科医生进行 “患病 / 未患病” 确定的精确度水平对血 管壁形态的成像。
在一个例子中， OCT 系统被配置成允许根据组织的光学性质以常规约为 8 微米 -10 微米的分辨率并且按照 1mm-2mm 的深度对组织形态实时成像。OCT 的轴向分辨率高到足以 使得向操作者呈现的图像基本上类似于来自光学显微镜方法的组织结构， 并且因而比超声 或者 MRI/CT 图像更直观地加以解释。 OCT 可以穿过具有最少至适度脂质内含物的组织成像 的深度足以向内科医生给予超出用于粥样斑切除术的最大建议切割深度之上的可见性， 从 而允许评定假设切割的安全裕度。
如提到的那样， OCT 具有用于导管应用的若干其他技术和经济优点。OCT 光纤对导 管横截面的影响比对于甚至最小可比较超声换能器而言小得多。OCT 的轴向分辨率通常高 为超声的 10 倍 ； 这直接地转化成图像可解释性。典型 OCT 设备的有限穿透深度在本申请中 并非诸多应用中的主要考虑， 因为根据现有粥样斑切除手术已知可以通过去除数百微米厚 度的组织来获得大量临床益处。穿透深度可以匹配于预计最大切割深度。可以连续或者单 独地识别和治疗特别深或者厚的组织 ( 待去除的目标组织 ) 的区域。例如， 脂质高度丰富 的组织 ( 坏疽芯 ) 表现为 OCT 图像中的通常具有亮冠部的暗空隙。
选择用于光学系统的中心波长以提供充分穿透深度以及与系统部件的兼容性。 例 如， OCT 系统可以使用可以通过熔融硅石纤维光学器件 ( 其中已经投入对成本和质量的主 要投资 ) 传输的光。直至 250hm-2000nm 的波长范围可以特别有用。虽然可以优选在 400nm 以上的波长， 但是可以在这些波长范围中的任何波长范围容易获得单模光纤。可以使用其 他波长， 但是进一步深入红外线中传输的光纤材料可能有明显毒性问题， 并且具有适当性 质的光源可能难以获得。可以使用在 250nm 以下的导气光纤， 然而这些可能并不那么合乎需要。在这一例子中， 假设在约 250nm-2000nm 之间的范围。
通过使源的扫描范围限于血色素和水不强烈吸收光的区域， 可以更易于 “看穿” 血 液、 盐水或者混合物的小环带。这造成使用在约 800nm 与 1.4 微米之间的 “生物学窗” 。
在使用弹道光学散射技术时限制生物组织中的穿透深度的主导机制是组织中的 光子散射横截面。更高的散射横截面使更少的光子从源向目标行进并且弹道式返回， 也就 是在目标的仅一个散射事件造成有用信号的减少。散射横截面随着在 250nm-2000nm 范围 内的波长的反幂而缩放， 从而从在更短波长的 -4 指数向在更长波长的更小值转变。该值从 短波长向更长波长单调地减小， 因而如果需要看见组织中的更深处， 则源的波长范围应当 偏向更长波长。然而， 该选择并非没有妥协。移向更长波长与在更短波长成像相比可能需 要更复杂的激光源以实现相同分辨率， 然而这是一个可解决的技术问题。
在一些变化中， 系统利用廉价高质量零件的广泛可用性。 例如， 基于光纤的远程通 信已经在三个具体中心波长范围发展 ： 800( 仅 LNA)、 1310(O 频带 ) 和 1550nm(C 频带 )。这 里描述的系统可以将中心波长的选择限于 1310nm， 然而这并非意味着不能使其他两个波长 范围工作。例如， 800nm 中心波长范围常规地使用于眼科治疗中， 其中可以牺牲穿透深度换 取组织层分辨率并且其中光纤递送并非一个要求 ( 可以使用自由空间光学器件 )。
在一些变化中， 系统在远程通信 O 频带中工作。在实践中， O 频带中的适当激光源 的可用性可以规定中心波长范围为 1315nm-1340nm。
在 OCT 中有三个主要类别的光源 / 检测器组合， 即时域、 频域 ( 傅里叶域或者谱雷 达 ) 和扫频源 OCT。这里描述的 OCT 系统的例子为扫频源 OCT(SS-OCT)， 这允许视频速率的 成像、 更少或者无活动零件、 适合于光纤实施方式的简易光学系统、 成像至大于 1mm 的深度 以及对移动环境的严酷性不敏感。
如上文讨论的那样， 可以使用若干干涉仪配置。这里描述的系统为共同路径干涉 测量法 (CPI) 系统。这在利用受成本约束的固定资产设备和一次性设备的基于导管的成像 这样的目标给定时具有若干优点。 利用这里描述的 CPI 系统的 SS-OCT 保留 Fellgett 优点。 Fellgett 优点或者复用优点是在使用干涉仪而不是单色仪或者扫描延迟线时获得的光谱 技术改进。 出现该改进是因为在运用干涉仪时单色仪或者扫描延迟线原本会在辐射的路径 上部分或者完全地拒绝的辐射保持它的原有强度。这导致更大效率。这一实施例使这一点 与其他系统 ( 其中激光功率的仅小部分在任何给定时间有用 ) 对照。 例如， LightlabTMM2 系 统将 TD-OCT 与扫描延迟线一起使用， 这对于 Fellgett 优点的目的而言等效于单色仪。临 床上， Fellgett 优点影响成像速度 ( 帧更新速率 )， 从而允许视频显示速率的明显提高， 这 转化成在解释图像时的含糊性减少。
这里描述的 CPI 系统也保留 Jacquinot 优点。Jacquinot 优点声明 ： 在无损光学 系统中， 对象的亮度等于图像的亮度。 假设由于光学部件所致的损耗可忽略不计， 干涉仪的 输出将在强度上接近等于输入强度， 因此使得更易于检测信号。这直接地转化成图像质量 和更为可解释的图像。
如这里描述的 CPI 系统因此实现高效利用激光功率。光用于参考反射或者在组织 上撞击并且用来创建图像。没有光在衰减器或者附加光学部件或者未用逆路径中损耗。该 激光功率的高效使用在系统能够实时显示血管内环境的临床相关图像而无需广泛后处理 乃至无需传输中的图像纠正上更明显。另外， 这些系统 “对引下线不敏感” ， 从而允许从导管到控制台的连接几乎为任意 长度而不迫使匹配的参考延迟线与每个导管一起装运。 这使得向导管添加的成像部件的附 加成本影响最小。它也允许控制台部件定位于几乎任何地方， 从而使对工作流程的潜在破 坏最小并且使对无菌现场的威胁最小。
这里描述的系统也使成像系统中的可以对色差有贡献的光学部件的数目最小。 该 最小化保留激光源的谱保真度从而优化层分辨率。 这直接地转化成图像质量和更为可解释 的图像。
这里描述的共同路径系统也具有优异的相位稳定性。 对样本臂有影响的路径长度 改变 ( 温度改变、 应力引起的双折射等 ) 也同样影响参考臂。从 ZPD( 零路径长度差异 ) 点 ( 参考平面 ) 到样本的距离在物理上固定并且未受到由于紊乱所致的可变形影响。与 OCT 引擎的优异相位稳定性相联系的该优异相位稳定性意味着显示的 Z 轴 ( 深度 ) 具有最小抖 动， 这又使图像的实时可解释性最大。它也允许进行原本不可能的对数据的数学操纵。例 如， 这里描述的系统的一个优点在于能够进行预 FFT 求平均， 这降低系统的总噪声基底， 从 而再次直接地转化成图像质量和可解释性。
在一个例子中， 导管的直径约为 2mm(7F 兼容 )。 在盐水填充的内腔中， 系统将能够 检测在与导管的 OD 相距 2mm 处的界面 ( 例如， 血管壁 )。在这一变化中， 以下参数可以用于 导管和系统 ：
检测器可以检测对从 DC 到至少 10MHz 的载波的光学调制而灵敏度无下降。为了 防止混叠 ( 这使图像解释变复杂 )， 可以按照最少 20M 个样本 / 秒 ( 尼奎斯特限制 ) 将检测 器输出数字化以保留可解释的实时成像能力。 因此可以按照该数字化器速率捕获每个激光 脉冲至少 630 点以避免对可用激光带宽下采样。
一个实际的分辨率目标为健康冠状动脉的内膜。 系统分辨率能够在显示器上示出 内膜 ( 内皮层 + 内部弹性薄层 ) 为单条锐亮线。
系统可以具有 8 微米 -10 微米的冲激响应。该分辨率通过下式规定光纤线束中的 所有光学部件的激光扫描范围要求和带宽要求 ：
其中 δz 为轴向分辨率， λ 为波长， Δλ 为激光扫描的波长范围， n 为介质的折射 率， 而其他符号具有它们的常用意义。该关系的起源为海森堡不确定性原理。若干观察由 该等式产生。
如果激光扫描范围 Δλ 为并非足够宽， 则妥协 δz( 分辨率 ) 并且将在多个像素 使阶跃折射率不连续的图像变模糊。如果系统中的任何光学部件有限制 ( 取而代之称为限
幅或者晕映 )， 则系统的有效带宽减少并且分辨率可能受损。 由于分辨率等式让中心波长在 分子中求平方， 所以在出于上文描述的原因而移向更长中心波长时， 相应更大的激光扫描 范围可以实现等效轴向分辨率。常规地在 800nm 或者 1000nm 中心波长执行眼科治疗， 其中 无需向视网膜中深入地成像， 但是可用激光器允许视网膜层 ( 低至 1 微米 -2 微米厚度 ) 的 极高分辨率。
在一些变化中， OCT 系统具有＞ 100nm 的扫描范围。该引擎的理论分辨率在折射 率为 1.35 的介质中为 6.35 微米。规定至少按照尼奎斯特限制进行数字化， 对扫描的带宽 全采样， 并且软件中的重新缩放过程不使数据失真， 该系统的理论分辨率足以按照冲激响 应限制示出健康冠状动脉的内膜。
选择 1310nm 作为用于激光的中心波长意味着可以使用如下标准商用现货供应远 程通信部件， 这些部件已经确保在该波长的性能并且存在用于这些部件的标准化测试协 议。合理和定制的传入检查过程可以用来验证进入系统中的部件不会降低图像质量。
如上文提到的那样， 系统可以包括接收电子器件， 其包括检测器。 假设操作中心波 长在全宽半高响应率为＞ 100nm 时为 1315nm-1340nm， 并且检测器尽可能合理地接近散粒 噪声限制的状况来操作， 系统可以具有来自检测器的充分跨导增益以允许 A/D 卡在如下输 入范围操作， 在该输入范围中， 数字化器噪声并非系统噪声基底的主导贡献者。
对导管的制造容差将产生远端部参考反射强度范围。检测器可以被配置或者选 择成以免在参考反射功率的高制造限制饱和。在一个实施例中， 系统使用 FC 容器包中的 Fermionics FD80 光电二极管作为光电检测器中的有源元件。
系统也可以包括设计成实现以下操作的光纤线束 ： 1) 提供从激光器到导管的低 损耗途径， 2) 将从导管返回的信号光向检测器路由， 3) 允许红色激光二极管信号的流入以 允许迅速评定从线缆到远端部的光纤的强度， 以及 4) 提供制造、 校准和现场服务内务信号 以有助于控制台生产、 生效和维护。
光纤线束的一个主要部件可以是如下独立罩， 在该罩上具有防水壁 FC/APC 容器 并且该罩容纳光学电路 ( 比如图 9 中所示电路 )。
在一个例子中， 可以连接光纤线束作为 ： #1 传入 OCT 源 ( 例如， Santec)( 这里连接 的 Santec 输出 ) ； #2 诊断端口 (OSA/ 光电二极管 /MZI 校准 ) ； #3 诊断端口 (OSA/ 光电二极 管 /MZI 校准 ) ； #4 与检测器的连接 ； #5 反射的 FBG 标记器 ( 时间 / 波长校准点 ) ； #6 与导 管的连接 ； #7 传输的 FBG 信号 ( 光电二极管范围触发 ) ； #8 与红色激光源的连接。可以用 截止波长＜ 1260nm 的单模光纤产生连接。无需光学上隔离输入 / 输出。
在一些变化中， 可以使用电线束。电线束可以被配置成 ： 1) 为成像系统中的各种 电部件提供隔离 ； 2) 向 OCT 引擎、 从属监视器和计算机配送 110V ； 3) 以适当电压和安培数 向检测器、 红色二极管激光器、 导管柄部方位位置编码器提供调节的隔离内务功率 ； 4) 向 远程监视器提供视频信号 ； 以及 5) 接收导管柄部方位角编码器信号返回控制台。
线功率可以通过标准 IEC60320 型 C 14 公电力线入口连接器进入控制台。所用电 力线为医用级并且可以在控制台端具有标准 IEC60320 型 C 13 母连接器。隔离变换器可以 通过 IEC 标准电力线向 OCT 引擎、 从属监视器和计算机配送 LINE 功率。
图 10 示出了如这里描述的 OCT 系统的示意图的一个例子。在这一例子中， 具有虚 线周界的项目在主要控制台底盘罩以外。将用端接有 BNC 连接器的 RG58(U， A/U) 配线线缆产生模拟信号互连。(Santec) 触发输出信号是下降沿信号 ( 高 Z) 并且不应在 50 欧姆终 结。编码器信号应当在 A/D 卡由小型电路低通滤波器模块终结以去除高频乱真噪声。检测 器信号应当在 A/D 卡由小型电路低通滤波器模块终结以去除无关频率范围中的任何噪声。
图 11 图示了示意地示出的柄部的一种变化。图 12 图示了如这里描述的导管的远 端的一个例子。 在这一例子中， 导管的远端包括如下光纤， 该光纤具有在如上文描述的透明 介质中嵌入的芯。光纤具有 0.0065” 的 OD 并且涂有聚酰亚胺而且平坦开裂 ( 在 90° )。将 聚酰亚胺从末端剥离至约 500 微米。在芯和嵌入介质的折射率之间的适配给予在固化之后 的 32dB-35dB 回程损耗。
光纤可以具有少于 1260nm 的截止波长并且在 1270nm 与 1380nm 之间具有单模性 能 ( 并且制造成与 SMF-28 标准兼容 )。 不相似的光纤并非优选， 因为它们可能在任何给定情 况下填充更高阶空间模式或者生成＞ 65dB 的乱真回程损耗。 机械连接 ( 尾纤和配线线缆 ) 可以包括单工线缆和内部松套管特氟纶芳香尼龙纤维内环带以防止伸展。外封套可以是 2mm 聚亚氨酯。连接器可以是最大插入损耗为 0.25dB 而最大回程损耗为 -65dB 的 Diamond E2108.6 连接器。
远 端 部 参 考 反 射 ( 镜 ) 可 以 包 括 至 少 一 个 (1 个 ) 反 射 界 面 并 且 可 以 具 有 -33.5dB( 标称 (31dB-35dB)) 的回程损耗。可以有从界面到最小组织迫近点的 200 微 米 -250 微米固体透明偏移。可以针对任何个别表面保持在控制台与导管远端部之间的居 间光学不连续少于 65dB 回程损耗最大值。间隔少于 8mm 的反射界面的数目可以最小。上 述参数仅为举例， 并且可以如本领域技术人员理解的那样变化， 而仍然保持于如这里描述 的本发明的精神实质内。
这里包括的例子和图示通过示例而非限制示出了可以对主题内容进行实现的具 体实施例。可以利用并且据此派生其他实施例， 从而可以做出结构和逻辑替换和改变而不 脱离本公开内容的范围。仅出于方便考虑， 术语 “本发明” 这里可以个别或者共同地指代本 发明主题内容的这些实施例而如果事实上公开多项发明或者多个发明概念则并非旨在于 自主地使本申请的范围限于任何发明或者发明概念。因此， 虽然这里已经图示和描述具体 实施例， 但是任何设计成实现相同目的的布置可以替换所示具体实施例。本公开内容旨在 于覆盖各种实施例的任何和所有适配或者变化。 本领域技术人员在考察上文说明书时将清 楚上述实施例和这里未具体描述的其他实施例的组合。