技术领域
[0001] 本
发明涉及的是一种基于扫频偏振光学相干层析技术的双折射率检测装置及检测方法。
背景技术
[0002] 随着人们对于
生活质量要求的不断提高，在医疗检测中对无损伤、安全无害的检测方式的需求也就越来越强烈，一些传统医学影像方法在成像时需要添加专
门的显影剂等帮助成像的物质或者借助
X射线等
辐射源，这些外界因素的加入或多或少会对人体造成伤害。而OCT(偏振光学相干层析，optical coherence tomography，文中简称OCT)技术利用光作为成像手段，通过干涉的方法获取
生物组织背向散射光，对组织成像并获得组织内部信息，如双折射信息、组织的
光谱信息、血液多普勒信息等；只需借助光这个媒介，无需添加任何外加的显影剂，不需要进行生理切片等创伤手段进行探测，属
无损检测，因而较其它影像技术更为安全，被称为“光学活检”。目前，OCT已发展出四个分支，包括：时域OCT、傅里叶域OCT、平行光束OCT和功能OCT。
[0003] 时域OCT，时域OCT是OCT家族中发展最早的形式，OCT的其它分支都是由其演变而成的；傅里叶域OCT：傅里叶域OCT在时域OCT的
基础上取消了纵向扫描，而在光接收端，使用光谱仪代替光电探测器；在傅里叶域OCT中，干涉图是以光学
频率函数的形式进行探测的。通过参考臂中一个固定的光学延迟，样品中不同深度反射回的光会产生与不同频率分量产生干涉图样。再通过傅里叶变换就可以解出不同深度的反射情况，这样一来就可以产生样品的一个深度分布(A-扫描)。根据
光源和探测类型的不同，傅里叶域OCT可以分为：谱域OCT和扫频OCT。平行光束OCT，与其它OCT不同，照在平行光束OCT干涉仪两臂的不是光点而是平行光束；相应地在光接收端使用了一组而不是一个光电探测器，这使得它可以取消横向扫描，只利用纵向扫描形成二维图像，缩短了成像时间；功能OCT：功能OCT不仅可以采集普通OCT所关注的组织反射率信息，形成灰度图像，对其它由于病变引起的组织特性变化也十分敏感，对这些附加信息的提取能够为医学诊断提供更多的依据，提高诊断效率。按照所提取的组织特性不同，功能OCT可分为多普勒OCT和偏振OCT。
[0004] 本发明所提出基于扫频偏振光学相干层析技术的双折射率检测方法及装置，核心技术是采用
微波光子学领域的新型光电振荡方式产生微波
信号的方法，将对生物组织的双折射率变化的检测转变为对微波信号频率的测量，其检测方法及装置结构不同于目前OCT检测方法。1982年，Neyer和Voges首次提出了利用输出端的
光信号反馈控制电光
调制器的这种环形结构来实现
振荡器的光电振荡器原理和结构。1994年，美国喷
气动力实验室的X.Steve.Yao和Lute Maleki等人提出并演示了第一个光电振荡器结构，产生了高质量的微波信号。2000年，Yao和Maleki提出通过增加光纤环路(长光纤和短光纤)形成一个光
滤波器的双环路光电振荡器结构来降低
相位噪声。本发明所提出的检测方法及装置采用偏振复用型双环光电振荡器方案，利用其产生的低
相位噪声、稳定、
频谱干净的微波信号，把被测生物组织作为
谐振腔的一部分加入到光纤反馈回路中形成振荡，将对生物组织的双折射率变化的检测转变为对微波信号频率的测量，利用基频的N次谐波进行测量。偏振OCT可以得到普通OCT所忽略的组织双折射信息，健康的生物组织具有规律的双折射分布，而病变的生物组织，其双折射分布遭到破坏，甚至完全丧失双折射性质。在本发明
实施例装置中被测生物组织的双折射率变化越显著，输出微波的频率间隔越小，而利用振荡基频的N次谐波测量，比传统偏振OCT检测方法测量范围更广，测量
精度更高，这使其在医学领域有着很好的应用前景。
[0005] 本发明所提出基于扫频偏振光学相干层析技术的双折射率检测方法及装置，考虑到了在实际测量过程中，光电振荡器中光纤的传输特性参数容易受到环境因素的干扰而发生变化的现象。从传输损耗、带宽以及抗
电磁干扰特性方面看，光纤是传送微波信号的理想介质，然而环境
温度、压力以及弯曲均会导致光纤折射率变化，积累的传输延迟变化将直接导致微波信号的相位噪声和
相位漂移。实验研究表明，光纤折射率随温度的变化率约为40ps/(km×℃)，对于长度为100m的光纤，温度变化1℃相应的延迟约为4ps。压力对光纤传输相位的影响更为明显，实验研究表明，光纤折射率随压强的变化率约为70ps/(km×MPa)，对于长度为100m的光纤，压强变化1MPa相应的延迟约为7ps。考虑到短时间内环境参数不会发生突变，因此
相位延迟漂移影响着测量结果长期
稳定性及重复性，其引起的误差大小随着测量时间增长、
应力、温度变化的增大而增大。因此如何针对偏振OCT方案中
电路及光路的特点，设计相应的相位漂移补偿及抑制技术，从而进一步提高偏振OCT技术的检测精度是目前在OCT应用中亟需解决的问题。
发明内容
[0006] 技术问题：本发明所要解决的技术问题是：提供一种基于扫频偏振光学相干层析技术的双折射率检测装置，可对应力和温度进行校准，降低应力和温度变化对检测精度带来的影响；同时还提供该检测装置的检测方法，将对生物组织的双折射率变化的检测转变为对微波信号频率进行测量。
[0007] 技术方案：为解决上述技术问题，本发明采用的技术方案是：
[0008] 一种基于扫频偏振光学相干层析双折射率的检测装置，该检测装置包括扫频
激光器、光调制器、掺铒光纤
放大器、
耦合器、第一光纤、第二光纤、偏振复用合波器，
半导体光放大器、环路器、偏振
控制器、
光探测器、微波信号滤波器、微波信号放大器、微波信号分路器、示波器和汇聚透镜；扫频激光器的输出端与光调制器的输入端连接，光调制器的输出端与掺铒光纤放大器的输入端连接，掺铒光纤放大器的输出端与耦合器的输入端连接，耦合器的输出端分别通过第一光纤和第二光纤与偏振复用合波器的输入端连接，进一步，所述的第一光纤和第二光纤的长度不相等。偏振复用合波器的输出端与
半导体光放大器的输入端连接，半导体光放大器的输出端与环路器的第一端口连接，环路器的第二端口通过透镜将光聚焦到生物样品上，并且通过透镜将反射光送回环路器的第二端口，环路器的第三端口与偏振控制器的输入端连接，偏振控制器的输出端与光探测器的输入端连接，光探测器的输出端与微波信号滤波器的输入端连接，微波信号滤波器的输出端与微波信号放大器的输入端连接，微波信号放大器的输出端与分路器的输入端连接，分路器的第一输出端口与示波器的输入端连接，分路器的第二输出端口与光调制器的微波调制端连接。
[0009] 一种上述的基于扫频偏振光学相干层析技术的双折射率检测方法，该检测方法包括以下过程：利用扫频激光器发出连续的光波，光波经光调制器调制和掺铒光纤放大器放大后，通过耦合器耦合进入第一光纤和第二光纤中，偏振复用合波器将第一光纤和第二光纤输出的调制光信号分成偏振态相互
正交的两束信号，两束信号分别对准半导体光放大器的横电模和横磁模，通过控制半导体光放大器的偏置
电流，获得补偿后的垂直偏振光调制信号，利用环路器将补偿后的垂直偏振光调制信号穿过透镜射向生物组织样品，然后该垂直偏振光调制信号由生物组织样品反射，形成携带生物组织信息的反射光，反射光穿过透镜，返回环路器中，由环路器的第三端口传至偏振控制器中，偏振控制器控制反射光的传输偏振态，经光探测器输出微波信号，微波信号经微波信号滤波器滤波后，由微波信号放大器放大，通过分路器分路为两路，一路反馈至光调制器中，形成闭环光电振荡回路，另一路输出至示波器中，测量微波信号的频率。
[0010] 进一步，所述的基于扫频偏振光学相干层析技术的双折射率检测装置，第一光纤和第二光纤的长度不相等。
[0011] 进一步，所述的基于扫频偏振光学相干层析技术的双折射率检测装置的检测方法，第一光纤和第二光纤所输出的调制光信号由偏振复用合波器生成垂直偏振的调制光信号，两个垂直偏振方向分别对准半导体光放大器的横电模和横磁模方向。半导体光放大器是一种对外来光子产生受激辐射放大的光
电子器件，其本质是一种处于粒子数反转条件下的半导体增益介质。通过控制半导体光放大器的偏置电流，控制其双折射效应，以补偿受应力、温度影响而使光电混合环形结构谐振腔长度发生的变化，实现校准检测。
[0012] 进一步，所述的基于扫频偏振光学相干层析技术的双折射率检测装置的检测方法，所经过半导体光放大器实现应力、温度补偿后的垂直偏振光调制信号，经过环路器穿过汇聚透镜射向生物组织样品，反射光受生物组织样品的背向散射率和双折射率共同影响，使得光电混合的环形结构谐振腔参数发生改变，进而改变了其振荡产生的微波信号的频率，从而实现了对生物组织的双折射率变化的检测转变为在示波器中测量微波信号的频率。
[0013] 有益效果：与
现有技术相比，本发明具有以下有益效果：
[0014] (1)本发明所提出基于扫频偏振光学相干层析技术的双折射率检测方法及装置，实现了对生物组织的双折射率变化的检测转变为对微波信号频率的测量，核心技术是采用微波
光子学领域的新型光电振荡方式产生微波信号的方法，检测方法及装置结构不同于目前OCT已发展出四个分支，包括：时域OCT、傅里叶域OCT、平行光束OCT和功能OCT。
[0015] (2)本发明所提出基于扫频偏振光学相干层析技术的双折射率检测方法及装置，采用偏振复用型双环光电振荡器方案。在这种双环结构的光电振荡器中，振荡器起振的振荡模式间隔由短光纤环路决定，相位噪声则由长光纤环路决定，双环振荡器可以得到模式间隔大且相位噪声低的振荡信号。利用其产生的低相位噪声、稳定、频谱干净的微波信号，把被测生物组织作为谐振腔的一部分加入到光纤反馈回路中形成振荡，将对生物组织的双折射率变化的检测转变为对微波信号频率的测量，利用基频的N次谐波进行测量。在本发明实施例装置中被测生物组织的双折射率变化越显著，输出微波的频率间隔越小，而利用振荡基频的N次谐波测量，比传统偏振OCT检测方法测量范围更广，测量精度更高，这使其在医学领域有着很好的应用前景。
[0016] (3)本发明所提出基于扫频偏振光学相干层析技术的双折射率检测方法及装置，针对在OCT系统中普遍存在的环境因素影响，尤其是应力和温度变化对相关光路带来的精度下降现象，提出一种基于半导体光放大器的应力和温度可校准技术。光信号及
电信号在传输介质中传播，其必然造成信号的相位延迟，当介质特性参数不变时，其传播延迟固定，因此可通过校正的方法将相位延迟消除。半导体光放大器是一种对外来光子产生受激辐射放大的
光电子器件，其本质是一种处于粒子数反转条件下的半导体增益介质。利用其可控的双折射效应，来补偿双环光电振荡器的谐振腔长度变化，实现了其应力、温度可校准检测。
附图说明
[0017] 图1为本发明的结构示意图。图中有：扫频激光器1、光调制器2、掺铒光纤放大器3、耦合器4、第一光纤5、第二光纤6、偏振复用合波器7，半导体光放大器8、环路器9、第一端口901、第二端口902、第三端口903、偏振控制器10、光探测器11、微波信号滤波器12、微波信号放大器13、微波信号分路器14、第一输出端口1401、第二输出端口1402、示波器15、汇聚透镜
16。
[0018] 图2为本发明实施例中，测量某一生物组织样品时装置输出的微波信号频谱图。
[0019] 图3为本发明实施例中，测量某一生物组织样品时装置输出的微波信号
波形图与相位噪声图。
[0020] 图4为本发明实施例中，测量某一生物组织样品时应力、温度校准情况下装置输出的微波信号频率分布图与相位噪声分布图。
具体实施方式
[0021] 下面结合附图，对本发明的实施例作详细说明。本实施例在以本发明技术方案为前提下进行实施，给出了详细的实施方式和具体的操作过程，但本发明的保护范围不限于下述的实施例。
[0022] 如图1所示，本发明的一种基于扫频偏振光学相干层析技术的双折射率检测装置，包括扫频激光器1、光调制器2、掺铒光纤放大器3、耦合器4、第一光纤5、第二光纤6、偏振复用合波器7，半导体光放大器8、环路器9、偏振控制器10、光探测器11、微波信号滤波器12、微波信号放大器13、微波信号分路器14、示波器15和汇聚透镜16。扫频激光器1的输出端与光调制器2的输入端连接，光调制器2的输出端与掺铒光纤放大器3的输入端连接，掺铒光纤放大器3的输出端与耦合器4的输入端连接，耦合器4的输出端分别通过第一光纤5和第二光纤6与偏振复用合波器7的输入端连接，偏振复用合波器7的输出端与半导体光放大器8的输入端连接，半导体光放大器8的输出端与环路器9的第一端口901连接，环路器9的第二端口902通过汇聚透镜16将光聚焦到生物样品上，并且通过透镜16将反射光送回环路器9的第二端口902，环路器9的第三端口903与偏振控制器10的输入端连接，偏振控制器10的输出端与光探测器11的输入端连接，光探测器11的输出端与微波信号滤波器12的输入端连接，微波信号滤波器12的输出端与微波信号放大器13的输入端连接，微波信号放大器13的输出端与微波信号分路器14的输入端连接，微波信号分路器14的第一输出端口1401与示波器15的输入端连接，微波信号分路器14的第二输出端口1402与光调制器2的微波调制端连接。
[0023] 上述的基于扫频偏振光学相干层析技术的双折射率检测方法，包括以下过程：利用扫频激光器1发出连续的光波，光波经光调制器2调制和掺铒光纤放大器3放大后，通过耦合器4耦合进入第一光纤5和第二光纤6中，偏振复用合波器7将第一光纤5和第二光纤6输出的调制光信号分成偏振态相互正交的两束信号，两束信号分别对准半导体光放大器8的横电模和横磁模，通过控制半导体光放大器8的偏置电流，获得补偿后的垂直偏振光调制信号，利用环路器9将补偿后的垂直偏振光调制信号穿过汇聚透镜16射向生物组织样品，然后该垂直偏振光调制信号由生物组织样品反射，形成携带生物组织信息的反射光。反射光中携带了生物组织样品的背向散射率和双折射率。反射光穿过汇聚透镜16，返回环路器9中，由环路器9的第三端口903传至偏振控制器10中，偏振控制器10控制反射光的传输偏振态，经光探测器11输出微波信号，微波信号经微波信号滤波器12滤波后，由微波信号放大器13放大，通过微波信号分路器14分路为两路，一路1402反馈至光调制器2中，形成闭环光电振荡回路，另一路1401输出至示波器15中，测量微波信号的频率。
[0024] 进一步，所述的第一光纤5和第二光纤6的长度不相等。在光电振荡器系统中，光纤环路的储能时间决定了振荡器的品质因子，因此振荡器的相位噪声受到光纤延迟线的长度即延迟时间的影响。虽然可以通过增加光纤长度来降低相位噪声，但实际上当振荡器产生的频率满足一定条件时，会产生不同阶数的起振模式。由此可见，随着光纤长度的增加，波模数量也会增加，波模之间的频率间隔就会变小。理论上可以用一个足够窄的滤波器去除不需要的模式，但由于高品质因子的微波滤波器目前难以实现，因此结果不甚理想，所以使用长光纤的光电振荡器会产生不需要的模式。通过增加光纤环路(第一光纤5和第二光纤6)形成一个光滤波器的双环路光电振荡器结构来降低相位噪声，在这种双环结构的光电振荡器中，振荡器起振的振荡模式间隔由短光纤环路决定，相位噪声则由长光纤环路决定，双环振荡器可以得到模式间隔大且相位噪声低的振荡信号。
[0025] 进一步，所述的第一光纤5和第二光纤6的输出的调制光信号由偏振复用合波器7生成垂直偏振的调制光信号，两个垂直偏振方向分别对准半导体光放大器8的横电模和横磁模方向。较强的双折射效应使得半导体光放大器8表现出相当的偏振相关性，通过控制半导体光放大器8偏置电流的改变，其横电模和横磁模式下折射率差也发生改变，使得通过半导体光放大器8后的偏振垂直的光调制信号引入不同的时延，以补偿受应力、温度影响而使光电混合环形结构谐振腔长度发生的变化，保证所产生微波信号频率和相位的稳定性，实现校准检测。
[0026] 进一步，所述的经过半导体光放大器8实现应力、温度补偿后的垂直偏振光调制信号，经过环路器9穿过汇聚透镜16射向生物组织样品，反射光受生物组织样品的背向散射率和双折射率共同影响，使得光电混合的环形结构谐振腔参数发生改变，进而改变了其振荡产生的微波信号的频率，从而实现了对生物组织的双折射率变化的检测转变为在示波器15中测量微波信号的频率。
[0027] 本发明所提出的检测方法及装置中，在已知微波信号滤波器12中心频率的前提下，微波信号分路器1402端口输入至光调制器2端口的微波信号fOEO由频率模式竞争决定，取决于两段单模光纤分别在横电模和横磁模式下引入的延时，分别记为τTE和τTM，考虑开环状态有：
[0028] 式(1)
[0029] 其中，k和m分别为正整数。输入的偏振垂直的光调制信号分别对准半导体光放大器8的横电模和横磁模式方向。较强的双折射效应使得半导体光放大器8表现出相当的偏振相关性。通过控制半导体光放大器8偏置电流的改变，其横电模和横磁模式下折射率差也发生改变，使得通过半导体光放大器8后的偏振垂直的光调制信号引入不同的时延τTE,SOA和τTM,SOA，用于补偿应力和温度变化的影响，保证所产生微波信号频率和相位的稳定性。fOEO可以进一步表示为：
[0030] 式(2)
[0031] 其中，τ′TE表示经过补偿之后的横电模式的时延，τ′TE＝τTE+τTE,SOA；τ′TM表示经过补偿之后的横磁模式的时延，τ′TM＝τTM+τTM,SOA。
[0032] 补偿后的垂直偏振光调制信号经生物组织样品背向散射，由环路器9返回，光信号中携带了生物组织样品的背向散射率和双折射率信息，所产生的横电模式下的延时变化τTE,sample和横磁模式下的延时变化τTM,sample，最终导致系统输出微波信号频率的变化。返回的光
信号传输至偏振控制器10控制其传输偏振态，经光探测器输出微波信号，再经微波信号滤波器12滤波后由微波信号放大器13放大，之后通过分路器14分路，一路反馈至光调制器2形成闭环光电振荡回路，另一路输出至示波器15进行测量。
[0033] 由此，在本发明所提出的偏振复用型双环结构中，环路总延时由三部分构成：第一光纤5和第二光纤6的长度差引入的延时、半导体光放大器8双折射率差引入的偏振延时，以及被测生物组织双折射率差引入的偏振延时。fOEO可以进一步表示为：
[0034] 式(3)
[0035] 其中，横电模式下时延(τ″TE＝τ′TE+τTE,sample)决定了输出微波信号fOEO的频率间隔，横磁模式下时延(τ″TM＝τ′TM+τTM,sample)决定了输出微波信号fOEO的
频率范围。在光探测器11输出端，通过对输出微波信号fOEO频率测量与分析，实现了对生物组织的双折射率变化的检测。光探测器11输出电信号表示为：
[0036] 式(4)
[0037] 其中，gTE和gTM分别表示偏振复用的两个环路的复数增益，f是整个系统内部传输的微波信号频率，Vi表示回路第i次输出的微波信号的幅值，Vi-1表示回路第i-1次输出的微波信号的幅值。信号在反馈回路中循环，其
输出信号Vout(2πf)瞬态表达式为：
[0038] 式(5)
[0039] 其中，V0是起振前微波信号的幅值。
[0040] 由此可推导出等效微波功率信号P(2πf)为：
[0041] 式(6)
[0042] 其中，R表示回路的等效阻抗， 表示横电模式下经过传输所引起的相位变化，表示横磁模式下经过传输所引起的相位变化， 在满足一定振荡频率和微波功率条件后，光电振荡器起振，其中绝大部分频率的微波信号被逐渐抑制，最终输出功率最大的微波信号即光电振荡器谐振频率信号，满足P(2πfOEO)＝max{P(2πf)}。
在偏振OCT成像过程中，改变光源
波长与强度进行纵向扫描，由生物组织样品层在组织中所处深度和双折射率的变化，可实现对不同深度生物组织样品信息的提取。光源波长与实际成像深度和系统
分辨率有关。一般来说波长较短的OCT系统，具有更高的成像分辨率。但考虑到需要对较强光散射特性的样品成像时，如生物组织，工作波长较长的系统更有优势。在本发明中，选用中心波长1310或1550nm。较长的中心工作波长不会被散射影响，光能够穿透到样品更深处并返回探测器。同时，平移台搭载生物组织样品进行横向移动，二者共同作用，实现了对生物组织样品双折射率分布的二维扫描成像。
[0043] 本实施例中，扫频激光器采用Insight公司成熟的超宽带可调谐激光器作为光源，型号：SLE-101，中心波长1310nm或1550nm，扫频速率400KHz，扫频范围80nm。光调制器采用JDS Uniphase公司的10020416，工作范围是1530-1565nm。半导体光放大器采用INPHENIX公司的IPSAD1501/1504，工作范围是1510-1590nm。光探测器采用康冠公司的KG-PR-10G。微波信号滤波器使用Mini-Circuits公司的
低通滤波器LFCN-113+，截止频率是11GHz。微波信号放大器采用JDSU公司的H301，工作范围是2.488-12.2GHz。
[0044] 在本实施例的装置测试中，半导体光放大器的入纤功率保持为0dBm，调谐其注入电流，对系统输出的微波信号进行了时域、频域测量。在SOA注入电流为175mA时，测得系统输出的微波信号频率为8.8GHz，频谱图如图2所示。横坐标表示微波信号频率，单位GHz，纵坐标表示微波信号功率，单位dBm。如图2附图显示边模抑制比为-68dB。数据分析表明，本发明提出的检测方法与装置，可以实现将对生物组织的双折射率变化的检测转变为对微波信号频率的测量。相应时域输出波形与相位噪声分析如图3所示。图3中，横坐标表示频率偏置,单位log Hz，即将原频率取完对数后作为横坐标，纵坐标表示单边带相位噪声，单位dBc/Hz。测试数据表明此时相位噪声小于-104dBc/Hz(@10KHz)。数据分析表明，本发明提出的检测方法与装置，可以输出相位噪声较小的微波信号，其相位稳定。以保证较高的检测分辨率。
[0045] 逐步增加半导体光放大器注入电流从175mA到350mA，如图4所示。图4中，横坐标表示注入电流，单位mA，纵坐标表示振荡频率，单位GHz。带有方框的曲线为微波信号频率随注入电流的变化及其拟合曲线，带有圆圈的曲线为相位噪声随注入电流的变化及其拟合曲线。图4中，测量系统输出的微波信号频率从8.8GHz变化到8.65GHz，频率范围约为150MHz，其调谐步长约15MHz，整体相位噪声
水平低于-100dBc/Hz(@10KHz)。数据分析表明，本发明提出的检测方法与装置，可以通过调谐半导体光放大器注入电流，以补偿受应力、温度影响而使光电混合环形结构谐振腔长度发生的变化，保证装置所产生微波信号频率和相位的稳定性，实现本发明实施例装置的可校准检测。
[0046] 以上实施方式仅用于说明本发明，而并非对本发明的限制，有关技术领域的普通技术人员，在不脱离本发明的精神和范围的情况下，还可以做出各种变化和变型，因此所有等同的技术方案也属于本发明的范畴，本发明的
专利保护范围应由
权利要求限定。
