1、2008年 第53卷 第12期: 1379 1382 1379中國科學(xué)雜志社SCIENCE IN CHINA PRESS專 題基于飛秒摻鈦藍(lán)寶石激光器和光子晶體光纖的超高 分辨光學(xué)相干CT葛惠民, 薛平*, 茅衛(wèi)紅 清華大學(xué)物理系, 原子分子納米科學(xué)教育部重點(diǎn)實(shí)驗(yàn)室, 北京 100084; 浙江機(jī)電職業(yè)技術(shù)學(xué)院, 杭州 310053 * 聯(lián)系人, E-mail: xuep 2007-12-07收稿, 2008-01-30接受國家重點(diǎn)基礎(chǔ)研究發(fā)展計(jì)劃(編號: 001CB510307、國家高技術(shù)研究發(fā)展計(jì)劃(編號: 2006AA02Z472、國家自然科學(xué)基金(批準(zhǔn)號: 90508001, 1057

2、4081 和教育部重點(diǎn)實(shí)驗(yàn)室項(xiàng)目(編號: 306020資助摘要 通過將飛秒激光脈沖耦合到空氣石英微結(jié)構(gòu)光纖, 獲得了超高縱向分辨率的光學(xué)相干CT 成像. 利用中心在540 nm、可見光譜范圍450700 nm的超連續(xù)光譜, 可以獲得高達(dá)0.64 µm的自由空間縱向分辨率. 光學(xué)相干CT 系統(tǒng)靈敏度在樣品光功率3 mW時, 可達(dá)到108 dB, 僅僅低于理論極限7 dB. 同時展示了亞細(xì)胞分辨的光學(xué)相干CT 的圖像, 該高分辨光學(xué)相干CT 在生物醫(yī)學(xué)應(yīng)用中有很好的前景.關(guān)鍵詞 光學(xué)相干CT 飛秒激光器 超連續(xù)譜產(chǎn)生 光子晶體光纖光學(xué)相干層析成像(optical co-herence t

3、omography, 簡稱OCT 或光學(xué)相干CT 是一項(xiàng)新興的光學(xué)斷層掃描成像技術(shù), 具有微米數(shù)量級的高分辨, 可應(yīng)用于生物醫(yī)學(xué)材料的成像. 光學(xué)相干CT 類似于超聲成像, 只不過它利用低相干光而不是聲波1, 通過低相干光的干涉儀方式, 對反射或背向散射光進(jìn)行探測, 得到高分辨圖像. 相比于傳統(tǒng)的X 光CT 、 核磁共振成像和超聲成像, 光學(xué)相干CT 具有非侵入損傷、安全、便攜和高分辨等優(yōu)點(diǎn).事實(shí)上, 目前時域光學(xué)相干CT 系統(tǒng)主要基于一種分振幅的干涉儀, 例如邁克爾遜干涉儀或馬赫-曾特爾干涉儀. 在分振幅的干涉儀中, 利用50/50的分束器, 將光源光束分為兩部分, 它們的波前和光源是一致的

4、, 但振幅只有一半. 在傳統(tǒng)光學(xué)相干CT 系統(tǒng)中, 所分出的兩束光分別為樣品光和參考光. 這兩束光分別被樣品和參考鏡反射到探測器, 當(dāng)二者到達(dá)探測器的光程差小于光源的相干長度時, 就會發(fā)生干涉現(xiàn)象. 對相干信號進(jìn)行調(diào)制和解調(diào), 利用 A/D模數(shù)轉(zhuǎn)換卡對信號進(jìn)行數(shù)字化, 就可以得到樣品圖像的一線數(shù)據(jù). 沿著樣品進(jìn)行掃描, 就可以獲得一幅二維的樣品斷層圖像.近來, 光學(xué)相干CT 技術(shù)有了快速的發(fā)展. 通過結(jié)合多普勒原理、快速光學(xué)延遲線技術(shù)以及內(nèi)窺導(dǎo)管技術(shù), 光學(xué)相干CT 的應(yīng)用有了大大的擴(kuò)展. 光譜或傅里葉域光學(xué)相干CT(FD-OCT, 由于具有快速軸向掃描速度和高靈敏度, 也引起廣泛的關(guān)注.近年

5、來, 生物醫(yī)學(xué)研究對光學(xué)成像方法的應(yīng)用有越來越多的需求. 兩個最基本的要求是: 其一是要適于長期觀察、安全地快速成像, 另外是要可以獲取詳細(xì)信息的高分辨成像. 由于超快激光技術(shù)的發(fā)展和高非線性光子晶體光纖, 如空氣-石英微結(jié)構(gòu)光纖6和拉錐光纖7的出現(xiàn),人們可以通過將低脈沖能量的飛秒激光注入光子晶體光纖, 獲得390 1600 nm的超寬連續(xù)光譜. 根據(jù)光學(xué)相干CT 深度分辨率正比于2/ 關(guān)系, 這個帶寬就可以使得光學(xué)相干CT 達(dá)到超高分辨率.本文我們介紹了通過利用商用摻鈦藍(lán)寶石飛秒激光器, 將激光脈沖耦合進(jìn)空氣-石英微結(jié)構(gòu)光纖, 獲得了中心波長為540 nm, 波長從450 到700 nm的寬

6、帶寬的可見光. 所獲得的光譜, 之所以無法進(jìn)一步擴(kuò)展, 在短波長一側(cè), 是由于受到顯微物鏡透過率的限制; 而在長波長一側(cè), 是由于光譜分析儀探測范圍所限制. 由于光學(xué)相干CT 深度分辨率正比于2/, 目前所獲得的帶寬也許是最2008年6月 第53卷 第12期 1380適于獲得高分辨率的, 因?yàn)椴ㄩL越短或帶寬越寬, 則分辨率越高. 利用此連續(xù)頻譜的可見光波段, 我們的實(shí)驗(yàn)表明, 光學(xué)相干CT 的縱向分辨率可以高達(dá)0.64 µm. 實(shí)驗(yàn)中, 由于通常的光學(xué)材料在此工作波段高色散, 以及缺少寬帶的光纖分束耦合器, 我們于是搭建了自由空間的光學(xué)裝置, 演示實(shí)現(xiàn)了在可見光波段的超高分辨率的光學(xué)

7、相干CT 系統(tǒng), 如圖1所示. 實(shí)驗(yàn)中采用雙平衡探測, 以降低來自光源的噪聲, 利用半波片優(yōu)化激光束到晶體光纖的耦合, 探測器前光闌的作用是擋住背向散射光, 而法拉第隔離器則是去除激光自光纖耦合的反射光, 保證激光系統(tǒng)的穩(wěn)定運(yùn)行.在樣品端, 將鍍銀反射鏡作為樣品, 通過前后移動掃描此反射鏡, 測量它的反射光, 與參考鏡的光進(jìn)行干涉, 由此可以得出相關(guān)的曲線參數(shù), 從而說明在空氣中光學(xué)相干CT 以亞微米縱向分辨率進(jìn)行成像的可行性. 圖2(a是通過光譜分析儀所測量到的準(zhǔn)直后的超連續(xù)光譜的頻譜, 所測量到的頻譜中心為540 nm, 半高全寬(FWHM帶寬為26 nm. 探測器所測量得到的光的干涉信號

8、及其包絡(luò)線如圖2(b所示. 將此干涉信號進(jìn)行傅里葉變換, 就可以計(jì)算出探測器實(shí)際探測響應(yīng)的光頻譜范圍, 如圖2(c所示. 通過計(jì)算圖2(b的干涉信號包絡(luò)的半高全寬, 可得到自由空間的光學(xué)相干CT 分辨率. 實(shí)驗(yàn)數(shù)據(jù)表明, 我們的系統(tǒng)達(dá)到了0.64 µm的分辨率, 這是目前在此波段范圍內(nèi)的光學(xué)相干CT 的最高分辨率8,9.圖2(c是通過干涉信號的傅里葉變換, 計(jì)算得到的光探測器所實(shí)際探測響應(yīng)的光頻譜. 所探測到的光譜帶寬達(dá)到170 nm. 帶寬展寬的原因可能來自兩個因素: 一是光源的短波區(qū)域衰減得多, 另外是探測器在長波波段的光譜響應(yīng)低. 具體而言, 就是因?yàn)閷?shí)驗(yàn)裝置中, 光學(xué)器件和探

9、測器前的窗口, 在短波長區(qū)域由于吸收等因素, 透過率相對較低. 進(jìn)一步, 在光譜突變處, 由于探測器的電子對光譜的敏感和區(qū)分性不高, 會導(dǎo)致類似的平滑效應(yīng). 所以某種程度上, 光干涉信號變?yōu)殡娮訉W(xué)信號后, 對于光譜中所不想要的兩個峰, 起到了抑制作用. 在圖2(a和(c中, 可以看到經(jīng)過光譜變換整形后, 它們間還有很明顯的光譜結(jié)構(gòu)特征, 圖上用間隔線特別標(biāo)示出來. 樣品臂和參考臂的光的群速度延遲或色散的失配, 也可以通過干涉信號的傅里葉變換的相位信息獲得, 如圖2(d所示. 可以看到, 色散失配在480700 nm區(qū)間相對較低, 其原因是由于實(shí)驗(yàn)中采取了對稱的結(jié)構(gòu), 保證了參考臂和樣品臂的一致

10、性. 在兩個探測器前, 放置了直徑15 µm的小孔光闌, 其作用是消除由于樣品的多次散射導(dǎo)致的干擾背景. 為進(jìn)一步提高信躁比, 實(shí)驗(yàn)中采用了雙平衡探測方法. 在光電探測器上的光強(qiáng)均衡, 可以通過調(diào)節(jié)放置在探測器D2和顯微物鏡MO 前的光闌A 來獲得.我們在樣品臂放置了一塊光學(xué)密度為3.5 O.D.的中性衰減片, 并將一片反射鏡作為樣品, 當(dāng)入射光強(qiáng)在樣品處為3 mW時, 干涉信號仍然具有38 dB的信躁比, 因此系統(tǒng)總的信躁比為(38+35×2 dB=108 dB, 比理論極限值只低了7 dB. 理論信躁比圖1 以空氣-石英微結(jié)構(gòu)晶體光纖得到的超連續(xù)光譜為光源的高分辨光學(xué)相

11、干CT 系統(tǒng)MO, 顯微物鏡; BS, 分束鏡; D1, D2, 光電探測器; /2, 半波片; A, 光闌 1381快 訊圖2(a 光譜整形前晶體光纖出射的典型光譜; (b 用反射鏡為樣品掃描得到的干涉信號, 包絡(luò)的半高全寬為0.64 µm; (c 通過干涉信號(b的傅里葉變換得到的實(shí)際探測響應(yīng)的光譜; (d 通過干涉信號(b的傅里葉變換得到的相位失配曲線. 豎直虛線標(biāo)示出相關(guān)的明顯的光譜特征是基于閃粒噪聲極限, 由公式SNR = 10 ln(P /(B 計(jì)算而來的, 其中為探測器的量子效率、為光子的能量、P 為自樣品到探測器的光強(qiáng)、B 為噪聲等價的探測帶寬. 電子學(xué)的探測帶寬應(yīng)該

12、和光源帶寬相匹配, 高分辨率要求光譜帶寬大, 也意味著電子學(xué)探測帶寬大, 因此, 如果要求具有相同的信躁比, 則光源的功率就要更高. 實(shí)驗(yàn)所得到的108 dB信躁比或靈敏度, 對于獲得高質(zhì)量的生物樣品圖像是非常好的.目前, 大部分光學(xué)相干CT 系統(tǒng)都是用超輻射二極管(SLED作為光源. 但是, 因?yàn)镾LED 帶寬和功率都較小, 因此導(dǎo)致光學(xué)相干CT 系統(tǒng)的分辨率和靈敏度都不高10. 飛秒激光器和空心石英微結(jié)構(gòu)光子晶體光纖, 可以產(chǎn)生所謂的超連續(xù)寬帶光譜, 為光學(xué)相干CT 系統(tǒng)提供了一種新型光源, 具有極寬的帶寬和足夠的光功率, 因此大大改善了光學(xué)相干CT 系統(tǒng)的成像性能. 為了顯示這種明顯的性

13、能改善, 圖3給出了分別用SLED 和超連續(xù)寬帶的光學(xué)相干CT 成像的對照結(jié)果(樣品都是植物洋蔥. 以SLED 作為光源的光學(xué)相干CT 的成像結(jié)果示于圖3(a, 因?yàn)槠浞直媛手挥屑s15 µm, 圖中所能顯示的只是一些粗的結(jié)構(gòu)圖像; 而利用超連續(xù)光譜作為光源的光學(xué)相干CT 則可以給出生物組織亞細(xì)胞的高分辨率成像(圖3(b, 它在組織中的實(shí)際空間分辨率是空氣中的分辨率除以組織的折射率(約等于1.35, 即0.64 µm/1.35=0.47 µm, 分辨率提高了20多倍. 這樣更多的細(xì)節(jié)信息, 如細(xì)胞的大小和膜厚等就可以定量測量, 這些無損實(shí)時活體測量的信息, 對于生物

14、研究和臨床診斷是非常有幫助的, 例如癌癥的早期診斷, 從形態(tài)上正常組織細(xì)胞和癌癥腫瘤細(xì)胞就有明顯差異.總之, 本文我們展示了利用摻鈦藍(lán)寶石飛秒激光器, 通過空氣-石英微結(jié)構(gòu)晶體光纖, 獲得可見光區(qū)的超連續(xù)譜帶, 進(jìn)而可以得到超高分辨率的光學(xué)相干CT. 超高分辨的光學(xué)相干CT 可以得到微米量級分辨的亞細(xì)胞斷層結(jié)構(gòu)組織圖像, 為生物醫(yī)學(xué)應(yīng)用提供了強(qiáng)有力的新手段.2008年6月 第53卷 第12期 1382圖3 光學(xué)相干CT 對洋蔥成像對比(a 以SLED 為光源, 具體縱向分辨率約15 µm, 橫向分辨率25 µm, 圖像大小10 mm×4 mm, 在這種分辨率下,

15、細(xì)胞在圖中只有一個小亮點(diǎn)大小, 很難分辨; (b 以飛秒激光耦合空氣-石英微結(jié)構(gòu)光纖所產(chǎn)生超連續(xù)譜帶作為光源, 可以實(shí)現(xiàn)高分辨成像, 圖中縱向分辨率約0.64 µm, 橫向分辨率4 µm, 圖像大小0.27 mm× 0.125 mm, 顯微物鏡倍數(shù)20×, 標(biāo)識線條長度10 µm, 圖像中細(xì)胞結(jié)構(gòu)清晰可辨, 相關(guān)的細(xì)胞大小和細(xì)胞壁厚度等詳細(xì)信息也可測量得到致謝 作者感謝MIT 相關(guān)研究人員的幫助.參考文獻(xiàn)1 Huang D, Swanson E, Lin C C P, et al. Optical coherence tomography. S

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