用于生物成像的光学相干断层扫描
阅读：261发布：2020-05-14
专利汇可以提供用于生物成像的光学相干断层扫描专利检索，专利查询，专利分析的服务。并且这里描述用于光学相干 断层 扫描(OCT)的 导管 ，其包括具有第一折射率的光纤芯和具有第二折射率的界面介质，其中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。这些OCT导管可以包括 硅 片 镜， 硅片 镜具有嵌入于界面介质中的反射涂层。光纤可以仅固定于导管的远端，并且可以在柄部内被管理，柄部附接到导管体的近端，并且配置成允许导管体和光纤二者相对于柄部的旋转。，下面是用于生物成像的光学相干断层扫描专利的具体信息内容。
1.一种用于光学相干断层扫描的系统，包括：
光学辐射源；
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，所述芯具有第一折射率；
接收电子器件，配置成接收从所述参考界面和所述目标反射的所述光学辐射；
界面介质，在所述参考界面处并且与所述光纤光学接触，所述界面介质具有第二折射率，其中所述第一折射率和所述第二折射率失配使得所述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
处理器，用于基于由所述接收电子器件接收的所述光学辐射来生成所述目标的图像。
2.根据权利要求1所述的系统，其中所述第一折射率和所述第二折射率失配使得所述接收电子器件在所述散粒噪声限值的3dB内的总噪声范围中操作。
3.根据权利要求1所述的系统，其中所述第一折射率和所述第二折射率失配使得所述接收电子器件在所述散粒噪声限值的2dB内的总噪声范围中操作。
4.根据权利要求1所述的系统，其中所述光学辐射源为扫频源。
5.根据权利要求1所述的系统，还包括所述界面介质中的镜，所述镜被配置成向所述目标反射来自所述光纤的所述光学辐射。
6.根据权利要求5所述的系统，其中所述镜包括其上具有反射涂层的硅片。
7.根据权利要求1所述的系统，其中所述界面介质为对于源光学辐射透明的固体介质。
8.根据权利要求1所述的系统，其中所述界面介质与所述芯的远端光学接触。
9.根据权利要求1所述的系统，还包括配置成向所述芯的远端转送来自所述源的所述光学辐射的方向元件。
10.根据权利要求1所述的系统，其中所述第一折射率n1和所述第二折射率n2失配使得：
其中Pin是所述光学辐射在进入所述界面介质之前在所述光纤的远端处的功率，并且其中Pout是从所述参考界面反射的所述光学辐射的功率，使得所述接收电子器件在所述散粒噪声限值的5dB内的总噪声范围中操作。
11.根据权利要求10所述的系统，其中所述第一折射率n1和所述第二折射率n2失配使得：
Pdet＝Pout(1-L)
其中L是从探测器的远端到所述接收电子器件的所有光学损耗之和，Pdet是在所述接收电子器件处的功率。
12.一种用于光学相干断层扫描的导管，包括：
伸长导管体；
所述伸长导管体中的光纤，所述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，所述芯具有第一折射率；以及
界面介质，在所述参考界面处并且与所述光纤光学接触，所述界面介质具有第二折射率，其中所述第一折射率和所述第二折射率失配使得配置成接收从所述参考界面和所述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。
13.根据权利要求12所述的导管，其中所述第一折射率和所述第二折射率失配使得所述接收电子器件在所述散粒噪声限值的3dB内的总噪声范围中操作。
14.根据权利要求12所述的导管，其中所述第一折射率和所述第二折射率失配使得所述接收电子器件在所述散粒噪声限值的2dB内的总噪声范围中操作。
15.根据权利要求12所述的导管，还包括所述界面介质中的镜，所述镜被配置成向所述目标反射来自所述光纤的所述光学辐射。
16.根据权利要求15所述的导管，其中所述镜包括涂金的硅片。
17.根据权利要求12所述的导管，其中所述界面介质为固体透明介质。
18.根据权利要求12所述的导管，其中所述界面介质与所述芯的远端光学接触。
19.根据权利要求12所述的导管，其中述第一折射率n1和所述第二折射率n2失配使得：
其中Pin是所述光学辐射在进入所述界面介质之前在所述光纤的远端处的功率，并且其中Pout是从所述参考界面反射的所述光学辐射的功率，使得所述接收电子器件在所述散粒噪声限值的5dB内的总噪声范围中操作。
20.根据权利要求19所述的导管，其中所述第一折射率n1和所述第二折射率n2失配使得：
Pdet＝Pout(1-L)
其中L是从探测器的远端到所述接收电子器件的所有光学损耗之和，Pdet是在所述接收电子器件处的功率。
21.一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，所述芯具有第一折射率；
通过界面介质从所述光纤发送所述光学辐射，其中所述界面介质与所述光纤光学接触，所述界面介质具有第二折射率；
沿着所述光纤中的共同路径向接收电子器件发送从目标反射和从参考界面反射的光学辐射；
在所述接收电子器件处接收所述反射的光学辐射，其中所述第一折射率和所述第二折射率失配使得所述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；以及基于由所述接收电子器件接收的所述反射的光学辐射来生成所述目标的图像。
22.根据权利要求21所述的方法，其中所述第一折射率和所述第二折射率失配使得所述接收电子器件在所述散粒噪声限值的3dB内的总噪声范围中操作。
23.根据权利要求21所述的方法，其中所述第一折射率和所述第二折射率失配使得所述接收电子器件在所述散粒噪声限值的2dB内的总噪声范围中操作。
24.根据权利要求21所述的方法，其中发送光学辐射包括发送扫频源辐射。
25.根据权利要求21所述的方法，其中通过所述界面介质从所述光纤发送所述光学辐射还包括从所述光纤向所述界面介质中的镜发送所述光学辐射。
用于生物成像的光学相干断层扫描
[0001] 相关申请的交叉引用
[0002] 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。
[0003] 引用结合
技术领域
背景技术
[0006] 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。
[0007] 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)。
[0008] 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。
[0009] 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。
[0010] 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。
[0011] 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。
[0012] 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。
[0013] 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。
[0014] 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
[0015] 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。
[0016] 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。
[0017] 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。
[0019] 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。
[0020] 第一折射率n1和第二折射率n2可以失配使得：
[0021]
[0022] 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，
[0023] 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。
[0024] 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。
[0025] 第一折射率n1和第二折射率n2可以失配使得：
[0026]
[0027] 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。
[0028] 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。
[0029] 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。
[0030] 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。
[0031] 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。
[0032] 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 厚，其中λmin为光纤中的光波长。金属涂层可以约为 厚。
[0034] 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。
[0035] 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。
[0036] 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 厚，其中λmin为光纤中的光波长。金属涂层可以约为 厚。
[0037] 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。粘合层可以在 与 厚之间。粘合层可以约为 厚。镜可以至少95％反射，例如至少98％反射。
[0038] 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。
[0039] 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 厚。
[0040] 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、钛或者铬。粘合层可以在 与 厚之间。粘合层可以约为 厚。镜可以至少95％反射，例如至少98％反射。
[0041] 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。
[0042] 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。
[0043] 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。
[0044] 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。
[0045] 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。
[0046] 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。
[0047] 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。
[0048] 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。
[0049] 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。
[0050] 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。
[0051] 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。
[0052] 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。
[0054] 图1示出了现有技术的OCT系统的例子。
[0055] 图2A示出了如这里描述的示例OCT系统。
[0056] 图2B是如这里描述的OCT系统的示意图示。
[0057] 图3A示出了OCT检测器中的噪声比对功率的示例图形。
[0058] 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。
[0059] 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。
[0060] 图4A是在OCT导管的远端部处的示例镜的顶视图。
[0061] 图4B是图4A的实施例的横截面侧视图。
[0062] 图5示出了配备有OCT系统的医学(心血管)导管系统。
[0063] 图6A和图6B示出了光纤摄取系统的一个示例实施例。
[0064] 图7示出了来自OCT系统的示例OCT图像。
[0065] 图8示出了用于实施OCT系统和导管的系统。
[0066] 图9示出了光学电路的一个例子。
[0067] 图10是如这里描述的OCT系统的示意图。
[0068] 图11图示了包括光纤管理(线轴)元件的柄部的一种变化。
[0069] 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
[0070] 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。
[0071] 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。
[0072] 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。
[0073] 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。
[0074] 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。
[0075] 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。
[0076] 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。
[0077] 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。
[0078] 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。
[0079] 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。
[0080] 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。
[0081] 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：
[0082] Pdet＝Pout(1-L) (等式1)
[0083] 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。
[0084] 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。
[0085] 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：
[0086] Pout＝Pinr2 (等式3)
[0087] 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。
[0088] 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：
[0089] (等式4)
[0090] 其中透明介质的折射率由n2给定而芯的折射率由n1给定。
[0091] 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。
[0092] 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)。
[0093] 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。
[0094] 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：
[0095] Pdet＝Pinr2(1-L) (等式5)
[0096] 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)。
[0097] 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。
[0098] 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 其中λmin为光纤中的光波长。例如，金属涂层可以大于约 厚。
[0099] 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)可以用来将金涂层粘附到硅片。粘合剂可以在约 与 厚之间，比如约 厚。该配置的镜180可以至少95％反射，比如98％反射。
[0100] 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。
[0101] 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。
[0102] 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。
[0103] 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。
[0104] 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。
[0105] 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。
[0106] 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。
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。
[0108] 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。
[0109] 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。
[0110] 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。
[0111] 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。
[0112] 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。
[0113] 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。
[0114] 例子
[0115] 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。
[0116] 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。
[0117] 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。
[0118] 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。
[0119] 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。
[0120] 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”。
[0121] 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。
[0122] 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)。
[0123] 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。
[0124] 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。
[0125] 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TM
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，Lightlab M2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。
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，Lightlab M2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。
[0126] 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。
[0127] 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。
[0128] 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。
[0129] 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。
[0130] 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。
[0131] 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：
[0132]
[0133] 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。
[0134] 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。
[0135] 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：
[0136]
[0137] 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。
[0138] 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。
[0139] 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。
[0140] 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。
[0141] 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。
[0142] 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。
[0143] 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。
[0144] 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)。
[0145] 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。
[0146] 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。
[0147] 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。
[0148] 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。
[0149] 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。
[0150] 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。
[0151] 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。
[0152] 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。
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