UNIVERSIDAD DE COSTA RICA

SISTEMA DE ESTUDIOS DE POSGRADO

GENERACIÓN DE SUPERCONTINUO CON FIBRA ÓPTICA

MICROESTRUCTURDA DE DISPERSIÓN DECRECIENTE Y SU APLICACIÓN

EN IMAGEN BIOMÉDICA

JOHN I. ROSSES MONGE

Ciudad Universitaria Rodrigo Facio, Costa Rica

2023



Dedicatoria

Para Isabel, Jean, Marco,

Karina, Mela, Aizen, Jessie,

Floyd y Nero.

Gracias

ii



Agradecimientos

Esta tesis fue el resultado de muchas ideas y personas que aparecieron en mi camino. La dedico

a mi familia, principalmente a mi hermano Jean y mi madre Isabel, quienes son los verdaderos arqui-

tectos de mi formación, enseñándome lo verdadero e importante de vivir al acecho del conocimiento.

A mi novia Karina, porque si hay alguien más que haya vivido este proceso, es ella. Por tenerme

paciencia y ser mi complemento en lo que significa crecer.

A mis compañeros en casa Aizen, Jessie, Floyd y Nero, por siempre estar ahí como manada.

A mis profesores Luis Diego y Jaime. quienes vieron en mí algo que los hizo adoptarme como su

alumno y que guiaron mi crecimiento profesional en este camino hermoso llamado fotónica.

A Paola, a Luis Poveda y a Taina, por ser mi modelo a seguir como profesionales que han alcan-

zado lo que yo algún día espero conseguir.

Agradezco al CICIMA por brindarme su asistencia con las fotografías de las fibras microestructu-

radas.

Agradezco al Programa de Posgrado en Ingeniería Eléctrica y a su director, Francisco Síles. Por

todas las molestias que los hice pasar con los procesos formales de la maestría y que siempre respon-

dieron a mis problemas con la mejor solución y voluntad.

Finalmente, agradezco a la Universidad y al LAFTLA por ser siempre un estándar de la calidad

a nivel educativo y brindarme oportunidades únicas como estudiante y profesor. Debo decir que el

LAFTLA es como mi hogar.

iii



Esta tesis fue aceptada por la Comisión del Programa de Estudios de Posgrado en Ingeniería
Eléctrica de la Universidad de Costa Rica, como requisito parcial para optar al grado y título de

Maestría Académica en Ingeniería Eléctrica.

Dr. Francisco Siles Canales
Representante de la Decana

Sistema de Estudios de Posgrado

Ph.D. Jaime Cascante Vindas
Director de Tesis

M.Sc. Luis Diego Marín Naranjo
Asesor

M.Sc. Paola Montero Sánchez
Asesor

Dr. Luis Jorge Poveda Wong
Representante del Director

Programa de Posgrado en Ingeniería Eléctrica

John I. Rosses Monge
Candidato

iv



Tabla de contenido

Portada I

Dedicatoria II

Agradecimientos III

Hoja de Aprobación IV

Tabla de contenido V

Resumen VII

Abstract VIII

Lista de tablas IX

Lista de figuras X

Acrónimos XIII

1 Introducción 1

1.1. Justificación . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 3

1.2. Definición del problema . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 4

1.3. Hipótesis . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 4

1.4. Objetivos . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 4

1.5. Alcance y limitaciones . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 5

1.6. Organización del documento . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 7

1.7. Estado de la cuestión . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 9

2 Metodología 44

3 Efectos No Lineales en Fibras Ópticas 47

3.1. Introducción . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 47

v



3.2. Fenómenos no lineales inelásticos . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 51

3.3. Fenómenos no lineales elásticos . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 53

3.4. Solitones ópticos y su dinámica . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 61

3.5. Fenomenología según la dispersión de la fibra y el ancho temporal de la señal bombeo . 67

3.6. Parámetros importantes de las fibras ópticas microestructuradas de dispersión decreciente 68

4 Caracterización de los Componentes Principales 71

4.1. Láser de bombeo . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 72

4.2. Medio no Lineal . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 78

5 Esquema Experimental para la Generación de Supercontinuo 87

5.1. Elementos del montaje . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 87

5.2. Software prototipo: FLOIDS . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 91

6 Generación de Supercontinuo con Fibra Óptica Microestructurada de Dispersión

Decreciente 96

7 Conclusiones y Trabajo Futuro 103

7.1. Conclusiones . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 103

7.2. Trabajo futuro . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 106

Apéndice A Distribución de la literatura profesional 124

vi



Resumen

Cuando un pulso láser suficientemente intenso se propaga por un material transparente, la naturaleza no

lineal del material se pone de manifiesto y es posible la generación de un conjunto de fenómenos no lineales

que modifican las características temporales y espectrales del mismo. En concreto, si se dan las condiciones

adecuadas, es posible que el pulso sufra un ensanchamiento espectral importante. Este fenómeno se conoce co-

mo generación de supercontinuo. Específicamente, se examina la generación de supercontinuo utilizando pulsos

láser de 1064 nm con una fibra microestructurada de dispersión decreciente que varía su longitud de onda de

dispersión cero desde 1030 nm hasta aproximadamente 970 nm.

Este estudio se centra en validar el espectro del supercontinuo generado para que cumpla con los requi-

sitos espectrales necesarios en aplicaciones de imagen biomédica. La metodología de investigación se basa en

experimentación, centrándose en la relación entre la evolución del supercontinuo y la potencia de referencia

medida en la salida de la fibra.

El enfoque experimental implica la inyección directa del haz láser en el material no lineal, y finalmente,

se compara el espectro del supercontinuo obtenido con los datos requeridos para aplicaciones en el campo de

la imagen biomédica.

vii



Abstract

When an intense laser pulse propagates through a transparent material, the material’s nonlinear nature

becomes evident, leading to the generation of a set of nonlinear phenomena that modify its temporal and

spectral characteristics. Specifically, under suitable conditions, the pulse may experience significant spectral

broadening. This phenomenon is known as supercontinuum generation. In particular, supercontinuum genera-

tion is examined using 1064 nm laser pulses in a microstructured fiber with decreasing dispersion, which varies

its zero dispersion wavelength from 1030 nm to approximately 970 nm.

This study is focused on validating the spectrum of the generated supercontinuum to meet the spectral

requirements for biomedical imaging applications. The research methodology is experiment-based, with a

particular emphasis on understanding the relationship between supercontinuum evolution and the reference

power measured at the fiber’s output.

The experimental approach involves the direct injection of the laser beam into the nonlinear medium,

and, in the end, the obtained supercontinuum spectrum is compared with the data needed for applications in

the field of biomedical imaging.

viii



Lista de tablas

1.1. Aplicaciones de imagen médica a partir de diferentes configuraciones de OCT y las carac-

terísticas de su fuente de radiación. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 18

1.2. Aplicaciones de imagen médica de PAI y las características que puede presentar la fuente

de radiación. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 24

1.3. Aplicaciones de la imagen hiperespectral en el área medica con sus respectivas características

ópticas utilizadas como parte del equipo.. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 29

1.4. Aplicaciones biomédicas de imagen por fluorescencia y las características de su fuente de

radiación. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 33

3.1. Clasificación de efectos no lineales según la zona de dispersión en la que se generan. Fuente:

Vindas, 2010. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 67

3.2. Clasificación de efectos no lineales según el ancho temporal del pulso que los genera. Fuente:

Vindas, 2010. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 68

4.1. Tabla resumen de los parámetros ópticos del láser de bombeo. Fuente: Elaboración propia. . 78

4.2. Tabla resumen de los parámetros físicos relevantes de la fibra MSF de dispersión decreciente.

Fuente: Elaboración propia. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 80

4.3. Tabla resumen de los parámetros ópticos de la fibra MSF de dispersión decreciente obteni-

dos a partir de las simulaciones en COMSOL Hyperphysics y MiSiM. Fuente: Elaboración

propia. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 86

5.1. Tabla resumen de los elmentos ópticos y optomecánicos utilizados en el montaje experi-

mental. Fuente: Elaboración propia. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 90

ix



Lista de figuras

1.1. Ramas de la biofotónica . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 1

1.2. Diagrama de bloques de generación de una imagen biomédica . . . . . . . . . . . . . . . . . 9

1.3. Imágenes biomédicas de distintas técnicas de imagenología obtenidas de distintos autores

mencionados en la onta de la imagen. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 10

1.4. Diagrama del proceso de Tomografía de Óptica Coherente . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 12

1.5. Ejemplo de tomografía de Óptica Coherente . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 13

1.6. Diagrama que muestra las distintas configuraciones de OCT . . . . . . . . . . . . . . . . . . 14

1.7. Espectros NKT photonics de fuentes supercontinuas par OCT . . . . . . . . . . . . . . . . . 16

1.8. Esquema de trabajo típico de PA . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 19

1.9. Proceso de generación de una imagen hiperespectral . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 25

1.10. Comparación entre hipercubo e imagen RGB . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 26

1.11. Esquema de trabajo IF . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 30

1.12. Fuente de supercontinuo . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 34

1.13. Boques funcionales para la generación de supercontinuo . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 37

1.14. MSF marca NKT Photonics . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 38

1.15. Ejemplo de una MSF de núcleo de gran índice de refracción y ejemplo de una MSF de

núcleo de band gap fotónico . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 39

1.16. Diagrama del proceso de fabricación de MSF a partir del método Stack and draw . . . . . . 40

1.17. Esquema de una fibra microestructurada de dispersión decreciente . . . . . . . . . . . . . . 41

1.18. Evolución del diámetro y la longitud de onda de dispersión cero en función del largo de la

fibra . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 42

1.19. Longitud de onda de inferior del SC en función del largo de la fibra . . . . . . . . . . . . . . 42

3.1. Proceso SRS. Generación de un fotón: (a) Stokes y (b) antiStokes. Fuente: Vindas, 2010. . 52

3.2. Efecto Raman obtenido en un taper microestructurado al inyectar pulsos con una longitud

de onda de 532 nm y un ancho temporal de 8.4 ns. Fuente: Vindas, 2010 . . . . . . . . . . . 52

3.3. Comparación entre SRS y SBS. Fuente: Boyd et al. 2008. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 53

x



3.4. Procesos de FWM: (a) proceso no degenerado (NDFWM) y (b) proceso degenerado (DFWM).

Fuente: Vindas, 2010. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 57

3.5. Procesos de FWM: (a) proceso no degenerado (NDFWM) y (b) proceso degenerado (DFWM).

Fuente: Vindas, 2010. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 59

3.6. Índice de grupo del modo fundamental guiado para una fibra MSF con una distancia entre

agujeros de 2.85 µm y diametro de agujeros de 1.71 µm. Se ilustra el proceso de formación

de ondas dispersivas. Fuente: Sánchez, 2019. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 66

4.1. Diagrama de bloques para la generación de supercontinuo . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 71

4.2. Láser modelo SNP-300-100 de la marca Teem Photonics. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 73

4.3. Gráficas de (a) temperatura en función del tiempo de la soperficie del láser y (b) potencia

promedio en función del tiempo a la salida de la fibra óptica del láser de bombeo con

ventilación natural . Fuente: Elaboración propia. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 75

4.4. (a) Espectro de emisión máxima del láser de bombeo y (b) Espectro de emisión residual

del láser de bombeo. Fuente: Elaboración propia. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 76

4.5. Respuesta temporal del láser semilla. Fuente: Elaboración propia . . . . . . . . . . . . . . . 77

4.6. Imágenes de un corte transversal del inicio y final de la MSF con distintos aumentos,

generada con el SEM JSM-IT500. Fuente: Elaboración propia. . . . . . . . . . . . . . . . . 79

4.7. Interfaz del software COMSOL Hyperphysics 5.5 con diseño de MSF. Fuente: Elaboración

propia. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 80

4.8. Análisis modal realizado en el software COMSOL Hyperphysics 5.5 con el modelo del ex-

tremo inicial de la MSF. Fuente: Elaboración propia. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 82

4.9. Análisis modal realizado en el software COMSOL Hyperphysics 5.5 con el modelo del ex-

tremo final de la MSF. Fuente: Elaboración propia. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 82

4.10. Interfaz gráfica del software MiSiM. Fuente: Sánchez, 2019. . . . . . . . . . . . . . . . . . . 83

4.11. Curvas de dispersión en función de la longitud de onda para el (a) inicio y (b) el final de la

MSF de dispersión decreciente. Fuente: Elaboración propia. . . . . . . . . . . . . . . . . . . 84

4.12. Curvas de índice efectivo en función de la longitud de onda para (a) el inicio y (b) el final

de la MSF de dispersión decreciente. Fuente: Elaboración propia. . . . . . . . . . . . . . . 85

4.13. Curvas de índice de grupo en función de la longitud de onda para (a) el inicio y (b) el final

de la MSF de dispersión decreciente. Fuente: Elaboración propia. . . . . . . . . . . . . . . 86

xi



5.1. Esquemático del montaje experimental para la generación de supercontinuo. Las lineas

grises implican la radiación dentro de fibra y las líneas discontinuas rojas, radiación en el

aire. La línea gris discontinua implica hacia el medidor de potencia. La linea verde indica

radiación en fibra MM para medición de espectro. Fuente: Elaboración propia. . . . . . . . 88

5.2. Montaje experimental realizado para el estudio de la generación de supercontinuo. Fuente:

Elaboración propia. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 89

5.3. Montaje experimental realizado para el estudio de la generación de supercontinuo. Fuente:

Elaboración propia. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 90

5.4. Esquemático sencillo para la inyección fibra-aire-fibra a partir de 2 lentes. Fuente: Elabo-

ración propia. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 91

5.5. Interfaz gráfica del software prototipo FLOIDS, para la escogencia de lente colimadora y

lente objetivo. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 93

5.6. Rutina realizada por el software FLOIDS para la elección óptima de lentes. Fuente: Elabo-

ración propia. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 94

6.1. Evolución espectral del SC en el IR a bajas potencias de referencia. . . . . . . . . . . . . . 97

6.2. Evolución espectral del SC en el visible a bajas potencias de referencia. . . . . . . . . . . . 98

6.3. Distribución espectral por longitud de onda en el Visible para potencias de referencia in-

termedias. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 99

6.4. Curva de índice de grupo de la MSF para la entrada marcando los límites del SC devido a

ondas dispersiva y dinámica de solitones. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 100

6.5. Distribución espectral del SC a la máxima potencia de referencia. . . . . . . . . . . . . . . . 101

6.6. Fotografías de la MSF en plena generación de SC y su perfil de salida. . . . . . . . . . . . . 101

6.7. Fotografías de la separación del espectro por rejilla de difracción y su perfil de salida. . . . 102

A.1. Histograma de la distribución anual de la literatura revisada relacionada a fuentes de luz

útiles para imagenología . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 124

A.2. Distribución anual acumulativa de la literatura revisada relacionada a fuentes de luz útiles

para imagenología . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 125

xii



Acrónimos

MSF Fibra óptica microestructurada (Microstructured Fiber)

OCT Tomografía de óptica coherente (Optical Coherent Tomography)

TD-OCT Tomografía de óptica coherente en el dominio temporal (Time Domain Op-

tical Coherent Tomography)

SD-OCT Tomografía de óptica coherente en el dominio espectral (Spectral Domain

Optical Coherent Tomography)

SS-OCT Tomografía de óptica coherente de fuente de barrido (Sweep Source Optical

Coherent Tomography)

NIR Infrarrojo cercano (Near Infrared)

MIR Infrarrojo medio (Medium Infrared)

UV Ultra violeta (Ultra Violet)

PAI Imagen fotoacústica (Photacoustic Imaging)

PAT Tomografía fotoacústica (Photoacoustic Tomography)

PAM Microscopía fotoacústica (Photoacoustic Microscopy)

OR-PAM Microscopía fotoacústica de resolución óptica (Optical Resolution Photoa-

coustic Microscopy)

NA Abertura numérica (Numerical Aperture)

SC Supercontinuo (Supercontinuum)

LED Diodo emisor de luz (Light Emitting Diode)

PCF Fibra de cristal fotónico (Photonic Crystal Fiber)

xiii



1

Capítulo 1

Introducción

La biofotónica estudia varias áreas que incorporan la interacción de la luz con la materia en apli-

caciones biológicas, como lo pueden ser la detección de enfermedades y el tratamiento de pacientes.

Dentro de la rama de la biofotónica podemos encontrar una serie aplicaciones, tales como: espectros-

copía, desarrollo de láseres, óptica, microscopía e imagenología. Estas áreas las podemos apreciar en

el diagrama de la Figura 1.1. Los avances en estas ramas evolucionan constantemente junto con el

desarrollo de la tecnología en áreas tanto de la fotónica como de la computación.

Figura 1.1: Ramas de la biofotónica.

Entre estas ramas tenemos la imagenología, la cual se ha caracterizado por ser un gran método

de diagnóstico de enfermedades, así como permitir el seguimiento y desarrollo de determinados trata-

mientos.



2

La ciencia de imágenes biomédicas ha madurado en un conjunto de ideas y ha alcanzado una

posición de importancia central en gran parte de la investigación médica. La imagen biomédica o ima-

genología consiste en la cadena de adquisición, procesamiento y visualización de imágenes estructurales

o funcionales de objetos o sistemas vivos, incluida la extracción y el procesamiento de información re-

lacionada con la imagen (Raghavendra, 2018).

Las técnicas de imagen biomédica suelen tener la característica de generar la imagen a partir de

una serie de datos obtenidos a través de la lectura de una señal emitida por la muestra. Estos datos

son utilizados para generar y reconstruir la imagen de manera digital.

Aplicaciones de imagen biomédica tales como la tomografía de óptica coherente, imagen fotoacús-

tica, imagen hiperespectral e imagen por fluorescencia serán abordadas en esta tesis a través de las

características espectrales de sus fuentes de luz. Estas aplicaciones están relacionadas con la obten-

ción de imágenes en varias capas de una muestra a través del estudio de su espectro de reflexión,

transmisión, absorción, su interferencia o las señales acústicas que son capaces de emitir a partir de la

excitación de la fuente de luz.

A partir del estudio de las diferentes técnicas de imagenología y sus fuentes de luz, se definirán

las características que debe tener una fuente de luz en sus propiedades espectrales, temporales y de

potencia para ser compatible con las técnicas de imagenología. Cada técnica de imagenología tiene

un gran número de distintas aplicaciones, cada una de ellas con sus propia fuente de luz con ciertas

características óptimas para el proceso que conlleva la generación de la imagen biomédica.

Existen técnicas de imagen que incorporan sensor de carga acoplada (CCD) para visualizar la

imagen de muestras pequeñas, además de un objetivo para focalizar la incidencia de la radiación, estas

técnicas se consideran parte de la microscopía, área de la fotónica que se derivada de la imagenología

y que ante su constante crecimiento se considera hoy una rama de estudio diferente a la imagenología

(Auksorius, 2017). Algunos ejemplos de estas técnicas son la microscopia confocal, CARS, microscopía

de 2 fotones y microscopía de fluorescencia (Poudel y Kaminski, 2019). Estas técnicas quedan fuera de

esta tesis.



3

1.1. Justificación

La presente investigación se enfocará en estudiar la generación de supercontinuo producido en

el rango visible como una posible fuente de luz para aplicaciones de imagen biomédica, tales como:

la tomografía de óptica coherente, la imagen fotoacústica, la imagen hiperespectral y la imagen por

fluorescencia.

Las técnicas de imagenología han estado evolucionando con el avance de los años mejorando la

resolución espacial y temporal de estas. Además, se ha optado por utilizar nuevos métodos para ob-

tener imágenes a través de la mezcla de distintas técnicas de imagenología, teniendo como resultado

imágenes con mayor información para determinadas aplicaciones. Las características del supercontinuo

tales como, el ancho espectral amplio, sus niveles de potencia y su grado de coherencia, son cualidades

que pueden llegar a ser aprovechadas en aplicaciones de imagen biomédica.

Existen investigaciones en las cuales se revisa el supercontinuo generado con una fibra óptica de

microestructurada con parámetros específicos que permiten generar visible, sin embargo estos trabajos

están enfocado en microscopía de fluorescencia. (Auksorius, 2017).

Por otro lado, se tiene una publicación que recopila aplicaciones biomédicas en las que el super-

continuo puede ser útil según sus distintas características, esta investigación se enfoca en aplicaciones

de microscopía como lo son: CARS, microscpía de dos fotones, microscopia confocal y SHG (generación

de segunda armónica) y una pequeña vista a lo que es OCT (Poudel y Kaminski, 2019). A partir de

la investigación realizada no se encontró algún trabajo hasta la fecha que muestre una fuente all-fiber

inyectada en una MSF de dispersión decreciente como fuente de referencia para imagen biomédica en

OCT, PAI, imagen hiperespectral e imagen por fluorescencia.

Debido a las características geométricas intrínsecas de la MSF, se puede bombear la fibra con una

longitud de onda común en láseres de bombeo, como lo es 1064 nm, y extender su espectro hacia el

rango visible. Debido a estas ventajas, se desea investigar la dinámica de la generación de supercontinuo

originada por un láser Q-Switch y una MSF de dispersión decreciente, así como determinar sus ventajas

y limitaciones como fuente de referencia para la imagen biomédica. Con base en estos planteamientos

se dará respuesta a las siguientes preguntas:



4

1. ¿Cuáles son las características que debe tener una fuente de referencia para imagen biomédica

biomédica en OCT, PAI, imagen hiperespectral?

2. ¿ Qué ventajas y limitaciones tiene una fuente de supercontinuo Q-Switch all-fiber con su espectro

en el rango visible en comparación con las fuentes de referencia utilizadas actualmente para

imagen biomédica en en OCT, PAI, imagen hiperespectral e imagen por fluorescencia?

1.2. Definición del problema

Encontrar una fuente de radiación óptica que pueda cumplir con las características espectrales

necesarias para las técnicas de imagen biomédica.

1.3. Hipótesis

¿Será que la generación de supercontinuo producida al excitar una fibra microestructurada

de dispersión decreciente con un láser pulsado en sub-nanosegundos infrarrojo presenta un

ancho espectral útil para aplicaciones en imagen biomédica?

1.4. Objetivos

1.4.1. Objetivo general

Investigar la dinámica de la generación de supercontinuo con fibras microestructuradas de disper-

sión decreciente y un láser de bombeo pulsado en sub-nanosegundos infrarrojo, y su uso como fuente

láser en aplicaciones de la imagen biomédica.

1.4.2. Objetivos específicos

1. Describir el estado de la cuestión sobre el uso de la generación de supercontinuo en aplicaciones

de la imagen biomédica.

2. Desarrollar una plataforma programada que permita optimizar la inyección de un láser de bombeo

infrarrojo en fibras ópticas convencionales y microestructuradas

3. Escribir un avance de la tesis y prepararse para la defensa del examen de candidatura



5

4. Escribir un artículo científico que resuma los estudios, experiencias, resultados y conclusiones

obtenidos a la fecha.

5. Estudiar la generación de supercontinuo de fibras microestructuradas de dispersión decreciente

bombeadas con un láser de fibra óptica infrarrojo.

6. Comparar los espectros generados con los utilizados en aplicaciones de la imagen biomédica.

7. Escribir un artículo científico final que resuma los estudios, experiencias, resultados y conclusiones

obtenidas.

8. Escribir la tesis y prepararse para su respectiva defensa.

1.5. Alcance y limitaciones

El estudio se enfocará en desarrollar un sistema experimental para generar supercontinuo utili-

zando una fibra óptica microestructurada de dispersión decreciente. Se investigarán las condiciones

óptimas para lograr la inyección de energía en la fibra y así obtener un espectro de luz amplio y

continuo. Se llevará a cabo un análisis de la dinámica de ensanchamiento del espectro en la fuente de

supercontinuo en función de una potencia de referencia.

Las siguiente tareas y consideraciones son necesarias para completar los objetivos de la inves-

tigación, estas han sido separadas en cinco etapas: el estudio teórico y el estado de la cuestión; la

caracterización del láser semilla pulsado Q-Switch de Nd:YAG; la caracterización de la fibra óptica

microestructurada de dispersión decreciente; la implementación y caracterización del supercontinuo

generado; y la comparación de las características del supercontinuo con las características que poseen

las fuentes de luz para la imagenología biomédica. A continuación se detallan las actividades de cada

etapa.

1. El estudio teórico y el estado de la cuestión:

a) Revisión bibliográfica de técnicas de imagen biomédica y las características espectrales y

temporales que poseen las fuentes de luz utilizadas en sus aplicaciones para generar imágenes

biomédicas.

b) Estructurar la literatura de acuerdo a las aplicaciones para cada técnica de imagen biomé-

dica.



6

c) Estructurar la literatura de acuerdo a las características espectrales, temporales y de po-

tencia que debe poseer una fuente de luz utilizada para generar imágenes biomédicas.

d) Estudiar los fenómenos que interactuan en la generación de supercontinuo cuando se utiliza

una fuente de luz quasicontinua y una fibra microestructurada de dispersión decreciente.

2. La caracterización del láser semilla pulsado Q-Switch de Nd:YAG:

a) Estudiar el láser pulsado Q-Switch de Nd:YAG marca de las caracterísitcas de funcionamien-

to y operación del láser pulsado y su sistema de visualización del estado de sus componentes

internos.

b) Caracterizar el láser pulsado Q-Switch de Nd:YAG marca mediante mediciones espectrales,

temporales y de potencia utilizando equipo de medición del LAFTLA.

3. La caracterización de la fibra óptica microestructurada de dispersión decreciente:

a) Simular en un software las curvas de dispersión de la fibra óptica microestructurada de

dispersión decreciente para distintas longitudes.

b) Caracterizar la fibra óptica microestructurada de dispersión decreciente para distintas lon-

gitudes y obtener su perfil no lineal.

4. La caracterización del supercontinuo generado:

a) Generar un montaje que permita el acople de el láser semilla con salida en fibra óptica y la

fibra microestructurada de dispersión decreciente para poder generar supercontinuo.

b) Caracterizar el supercontinuo generado mediante el láser semilla y la fibra microestructu-

rada de dispersión decreciente mediante mediciones espectrales, temporales y de potencia

utilizando equipo de medición del LAFTLA.

5. La comparación de las características del supercontinuo con las características que poseen las

fuentes de luz para imagen biomédica:

a) Comparar los datos obtenidos de la caracterización del supercontinuo con los datos recopila-

dos en el primer capítulo acerca de las características espectrales, temporales y de potencia

que deben poseer las fuentes de luz para generar imágenes biomédicas.



7

Se utilizarán principalmente los materiales y equipos presentes en el Laboratorio de Fotónica y

Tecnología Láser Aplicada (LAFTLA) de la Universidad de Costa Rica.

Se utilizará una única muestra de fibra óptica microestructurada en el experimento. Esto podría

restringir la generalización de los resultados a otras fibras similares. La falta de pruebas destructivas

dificultan la evaluación de la dinámica a través de la longitud de la fibra.

La investigación se centrará en aplicaciones específicas de imagen biomédica, dejando fuera al-

gunas otras posibles aplicaciones del láser supercontinuo generado, que podrían ser relevantes en el

campo de la biofotónica.

Se explorará el potencial del supercontinuo generado en aplicaciones biomédicas específicas, como

la tomografía de óptica coherente, la imagen fotoacústica, la imagen hiperespectral y la imagen por

fluorescencia. Se analizarán las características espectrales de las fuentes de luz convencionales en estas

técnicas. Finalmente, se compararán estas características espectrales con el espectro obtenido de la

fuente de supercontinuo.

Finalmente, la tesis se enfoca principalmente en la generación y caracterización del supercontinuo.

Además, su posible aplicación en las técnicas de imagen ya mencionadas. Sin embargo, no se llevarán

a cabo pruebas prácticas en entornos biomédicos reales.

1.6. Organización del documento

El presente trabajo se estructura en 6 capítulos que dan respuesta a los primeros cinco objetivos

específicos. El primer capítulo es la presente introducción. En el segundo capítulo se definirán los

fenómenos no lineales que dan lugar a la generación de supercontinuo. El tercer capítulo trata la

caracterización de los principales dispositivos participantes de la generación de supercontinuo. En el

cuarto capítulo se describirá el montaje experimental realizado para la generación de supercontinuo y

caracterización del espectro de emisión. El quinto capítulo detallarán todas las experiencia recopiladas

en el estudios de generación de supercontinuo de la fibra microestructurada de dispersión decreciente

bombeada con un láser de fibra óptica infrarrojo Q-Switch. Finalmente, el último capítulo recopila las



8

conclusiones del trabajo y compara el espectro de supercontinuo generado con los requisitos espectrales

de aplicaciones en imagen biomédica. Se dan ejemplos puntuales de aplicaciones que cumple el espectro.



9

1.7. Estado de la cuestión

En la búsqueda por conocer la viabilidad de la investigación, se recopiló información sobre los

temas relevantes alrededor de esta. Los temas estudiados son: la imagenología biomédica, la generación

de supercontinuo y las fibras microestructuradas de dispersión decreciente.

1.7.1. Imagenología biomédica

Las imágenes biomédicas presentan una gran ventaja para el diagnóstico y seguimiento de enfer-

medades. Cada técnica presenta diferentes características y diferentes aplicaciones en la ramas de la

biomedicina, esto permite una gran variedad de oportunidades para mejorar la calidad de vida de las

personas al permitir conocer el estado de un órgano o una muestra.

Figura 1.2: Diagrama de bloques de generación de una imagen biomédica. Fuente: Elaboración propia.

En la Figura 1.2 se explora mediante bloques el proceso de generación de las imágenes biomédicas;

la muestra a ilustrar se irradia con una fuente de radiación (comúnmente en el rango visible e IR cer-

cano) y esto genera que la muestra excitada emita, relfeje, transmita o absorba la radiación. Basado en

esto, se obtiene información de la muestra que se utiliza para reconstruir la imagen mediante métodos

computacionales y matemáticos.

La calidad de la imagen está definida por su resolución espacial (coordenadas espaciales de mues-

treo) y temporal (imágenes en tiempo real o no), las cuales están relacionadas con la fuente de luz

de excitación, así como de su sistema de detección y procesamiento. Se explora a continuación varias

técnicas de imagen biomédica, entre las cuales podemos encontrar la tomografía de óptica coherente,

imagen fotoacústica, imagen hiper espectral e imagen por fluoresencia. Además de conocer su principio

de funcionamiento, se abordan las características espectrales, temporales y de potencia que presentan

las fuentes de luz utilizadas en distintas aplicaciones.



10

(a) Imagen de retina sana obtenida con OCT de
alta resolución. Fuente: (Onal et al. 2014).

(b) Imagen por fluorescencia que muestra la evo-
lución de un tumor en la pierna de un ratón. Fuen-
te: (Hong, Lee et al. 2014).

(c) Fotografía de un cerebro de ratón y una ima-
gen producida con la técncia de imagen fotoacús-
tica. Fuente: (Canal et al. 2017).

(d) Evolución de una úlcera en un pie diabéti-
co gracias a imágenes hiperespectrales (Yudovsky,
Nouvong et al. 2011).

Figura 1.3: Imágenes biomédicas de distintas técnicas de imagenología obtenidas de distintos autores
mencionados en la onta de la imagen.

En la Figura 1.3, se pueden observar varias imágenes generadas por distintas técnicas de imageno-

logía. Estas imágenes permiten conocer el estado de una muestra u órgano. En la Figura 1.3a se tiene

la imagen producida por OCT del fondo del ojo y se puede conocer la salud de la retina. En la Figura

1.3b se observa como se da el desarrollo de un tumor en la pierna de un ratón gracias a la imagen por

fluorescencia. En la Figura 1.3c se tiene la imagen fotoacústica del cerebro de un ratón demostrando

que es posible obtener imágenes del cerebro dentro del organismo. Finalmente, en la Figura 1.3d se

tiene una serie de imágenes obtenidas a través de imagen hiper espectral, donde se puede visualizar la

evolución del sanado de una herida en una persona con pie diabético.



11

Cada una de estas técnicas utiliza una fuente de luz para excitar, reflejar o transmitir radiación

a través la muestra y estudiar los fenómenos generados por la incidencia del haz. Estas 4 técnicas

mencionadas anteriormente, poseen una gran variedad de configuraciones y derivaciones de su técnica

original con diferentes aplicaciones. La resolución espacial y temporal de la técnica implica la informa-

ción que la imagen es capaz de brindar.

1.7.1.1. Tomografía de óptica coherente

La Tomografia de óptica coherente, conocida como OCT, es una técnica que permitió llevar un

diagnóstico, control y seguimiento del ojo; estudiando la patología, tanto retiniana como glaucomatosa

y corneal. Hoy en día, tiene varias aplicaciones además de la visualización del ojo, como lo es el oído

a partir de un diagnóstico en tiempo real utilizando una fuente de radiación en infrarrojo (Cho et al.

2011).

Desde su primera demostración en el año 1991 (Huang, 1991), la OCT ha ido evolucionando en los

últimos 20 años, convirtiéndose en una herramienta de imagen esencial en oftalmología, con especial

énfasis en el análisis detallado de la retina y el tejido circundante. Sin embargo, las aplicaciones de

OCT no se limitan a la oftalmología, se está llevando a cabo una cantidad de investigación utilizando

OCT en muchas otras áreas de estudio, como en los campos cerebral (Cua et al. 2014), dermatológico

(Venkateswaran et al. 2018) y cardiovascular (Colston et al. 1998).

El OCT es una técnica de visualización basada en los principios de la coherencia óptica, realizan-

do imágenes de sección transversal (J. G Fujimoto y Brezinski, 2000). Esta técnica de imagenología

permite la generación de imágenes de microestructuras internas y sistemas biológicos mediante la me-

dición de luz retrodispersada o reflejada, utilizando el uso de una fuente de radiación que presente baja

coherencia. El haz proveniente de la fuente, es capaz de penetrar en los tejidos observados, generando

reflejos internos en el mismo que son captados y procesados mediante un interferómetro. De esta forma,

se pueden obtener imágenes seccionales con cierta profundidad similares a las de una biopsia.

A partir del procesamiento de la información capturada por el sistema, se pueden realizar medicio-



12

nes cuantitativas de los tejidos analizados. La OCT utiliza una interferometría de baja coherencia para

producir la imagen bidimensional de dispersión óptica a partir de microestructuras de tejido interno

de manera análoga a la imagen ultrasónica de pulso eco (Huang, 1991).

Como parte de una técnica de medición óptica, el rendimiento de la fuente de luz es crucial para

la toma de imágenes OCT. Se ha observado que fuentes de amplio espectro y baja coherencia ofrecen

una combinación de características útiles para la OCT como lo son el ancho de banda óptico extremo

que permite longitudes de onda centrales seleccionables, excelente coherencia espacial y alta densidad

de potencia óptica. (Feutchter, 2015).

Figura 1.4: Dibujo de principio de una configuración de OCT. Fuente: (Feutchter, 2015).

Como se ha mencionado anteriormente, la OCT se basa en la interferometría de las ondas electro-

magnéticas, donde la radiación reflejada o dispersada de la muestra que se está investigando interfiere

con la radiación de un brazo de referencia (generalmente en un interferómetro de Michelson), como

se muestra esquemáticamente en la Figura 1.4. El espejo fijo corresponde a la muestra que se desea

visualizar. La radiación de cada camino óptico se origina de la misma fuente de luz, por lo tanto los

dos haces interfieren entre sí cuando la diferencia de longitud de la trayectoria de los dos brazos está

dentro de la longitud de coherencia de la señal óptica. Esto permite que el sistema de detección discri-

mine el patrón de interferencia, que están separados por una distancia correspondiente a la longitud



13

de coherencia de la fuente y, por lo tanto, permite obtener imágenes de alta resolución a lo largo del

eje óptico (Feutchter, 2015).

La tomografía de óptica coherente es una técnica relativamente nueva con tan solo 30 años de

existir. La primera aparición de la Tomografía de óptica coherente tomó lugar en el año 1991 donde

se demostró que es posible obtener información de una sección transversal de una microestructura

mediante la reflexión y la dispérsión por reflexión usando métodos ópticos (Huang, 1991).

El siguiente paso para la tomografía de optica coherente se dió 2 años después en 1993, donde se

demuestra que es posible realizar esta técnica en vivo en el disco óptico humano y la mácula (Huang

y Swanson, 1993).

Al año siguiente, se demostró que el OCT, es una técnica que permite el no contacto, y que a su

vez es una técnica de imagen no invasiva del interior del ojo permitiendo mostrar la morfología que

está presente en la retina, la fovea y el disco óptico (E. A. Swanson, Izatt, Hee, Huang, Lin et al. 1993).

En 1996, la técnica fue introducida comercialmente para realizar diagnósticos oftalmológicos por

la empresa Humprey Systems, Dublin,CA. Luego de ello, muchas clínicas oftalmólogas han incorporado

tecnología OCT para atender a sus pacientes (J. G Fujimoto y Brezinski, 2000). Una imagen que sir-

ve de ejemplo del resultado de un OCT es la Figura 1.5, donde se observa la retina sana de un paciente.

Figura 1.5: Ejemplo del resultado de realizar OCT sobre la retina de un paciente. Fuente: (SOF-
clínica-oftalmologa, 2017).

El OCT se ha derivado a técnicas de OCT mas complejas y con diferentes características según



14

sea la aplicación; en esta, tenemos principalmente 2 configuraciones. En la Figura 1.6 se muestran los

diferentes montajes para los tipos de OCT donde se puede observar que basado en el tipo , así es la

fuente de luz quer se utiliza.

Figura 1.6: Diagrama que muestra las distintas configuraciones de OCT: (a) TD-OCT (b) SD- OCT
(c) SS-OCT (Y. Wang et al. 2019).

En OCT en el dominio del tiempo (TD-OCT), el espejo de referencia se puede mover y, por lo tan-

to, permite la selección de coherencia en diferentes posiciones de profundidad. TD-OCT fue la primera

realización de OCT y sigue siendo relevante. Por ejemplo, se usa donde el patrón de interferencia para

un área 2D completa de una muestra, se detecta simultáneamente mediante una matriz de detectores

2D (Drexler y Fujimoto, 2008).

En OCT de dominio espectral (SD-OCT), que también se conoce como OCT de dominio de

Fourier (FD-OCT), se utiliza cuando el espejo de referencia está en una posición fija y el patrón de

interferencia se detecta espectralmente y posteriormente se convierte en información espacial mediante

transformación de Fourier (Drexler y Fujimoto, 2008). Posteriormente, se calcula el escaneo de profun-

didad realizando una transformación inversa de Fourier en el espectro de interferencia.

Los sistemas OCT de dominio de Fourier son capaces de crear imágenes de alta calidad de tejido

in vivo con una resolución de micrométrica de hasta uno o dos milímetros de profundidad. Dentro

de la técnica de SD-OCT tenemos dos tipos, por un lado Sp-OCT, la cual se basa en una medición

del espectro de interferencia según su espacio en un espectrómetro y por el otro lado SS-OCT(Sweep

Source), en la cual la medición del espectro de interferencia se obtiene según en el tiempo en un barrido

de longitud de onda de una fuente láser rápidamente sintonizable.

En cuanto a los detectores, OCT basada en espectrómetro (Sp-OCT), utiliza una fuente de banda

ancha para generar el espectro de interferencia y, por lo tanto, se detecta con un espectrómetro de



15

alta velocidad, generalmente con varios miles de píxeles y con resolución óptica de subnanométrica.

La OCT de fuente de barrido (SS-OCT) utiliza una fuente sintonizable que explora rápidamente el

rango espectral relevante. La respuesta espectral del interferómetro se detecta utilizando un detector

simple o equilibrado (Drexler y Fujimoto, 2008). En uno de los trabajos más novedosos sobre el uso

del supercontinuo en OCT, se muestra la aplicación de supercontinuo generado con una HNLF con un

espectro centrado en 1600 nm y con un FWHM de 240 nm y de como su resolución axial para SD-OCT

es mucho mejor teóricamente que la de un diodo super luminiscente (B. Xu y Yamashita, 2014).

La resolución espacial de la imagen generada por OCT es proporcional a la longitud de onda

central e inversamente proporcional al ancho de banda de la fuente, tomando en cuenta que la fuente

debe ser coherente. Para tener imágenes de alta resolucion, se debe poseer una fuente de luz de ancho

espectro.

Inicialmente, OCT utilizó fuentes de luz quasi-monocromáticas (como láseres y diodos superlu-

miniscentes) en el rango visible y NIR. Actualmente existen hasta fuentes supercontinuas comerciales

optimizadas para OCT. En la Figura 1.7 se muestran varios espectros de fuentes supercontinuas

comerciales marca NKT photonics las cuales están optimizadas para aplicaciones en OCT con sus

distintos espectros de emisión. Como se puede observar en la Figura 1.7 , la mayor parte de la energía

del espectro ancho se extiende hacia longitudes de onda largas.

Las características espectrales de la fuente de radiación determina en gran medida cual va a ser

la resolución de la imagen. El nivel de energía de la fuente de luz no debe superar lo propuesto en la

norma ANSI que menciona los niveles máximos de potencia irradiada por metro cuadrado sobre tejido

humano a ciertas longitudes de onda.

En SD-OCT se consideran otros parámetros importantes como lo pueden ser el ancho espectral

de la fuente continua y el rango de escaneo de fuentes de barrido, las cuales tienen un efecto directo

sobre la resolución temporal de la imagen.



16

Figura 1.7: Densidad de potencia espectral de versiones personalizadas de SuperK de NKT Photonics,
optimizada para OCT. Fuente: (Feutchter, 2015).

Las fuentes de supercontinuo se pueden usar en las técnicas de OCT mencionadas anteriormente.

Sin embargo, la mayoría de las fuentes de supercontinuo se han aplicado a SD-OCT en Sp-OCT (Goda,

2012).

Las fuentes de supercontinuo tienen ventajas ópticas con respecto a otro tipo de fuentes, por

ejemplo: los espectros de salida continuos y capaces de cubrir un rango óptico muy amplio desde 400

nm hasta 2400 nm. Esto permite seleccionar la longitud de onda central para que coincida con los

requisitos de la aplicación (Feutchter, 2015).

En los últimos trabajos el supercontinuo aplicado en la tomografía de óptica coherente busca pro-

fundizar lo más posible en la muestra. Se han obtenido imágenes mediante una fuente de supercontinuo

plano y de banda ancha mediante SD-OCT (B. Xu y Yamashita, 2014).

En otra investigación demuestran que una nueva fuente SC que emplea bombeo de fibra mono-

modo estándar, con pulsos parecidos al ruido de un láser de fibra dopado con ANDi Yb, el ancho de

banda espectral era de 420 nm y la salida de la potencia superó fácilmente los 560 mW en la longitud

de onda central de 1320 nm, el óptimo para obtener imágenes de la córnea y la parte trasera de un

segmento del ojo. El espectro de la fuente SC es plano con un ancho de banda de más de 360 y una

resolución axial ultra alta de 2.3 um, que está cerca de la predicción teórica de 2,1 um. Los resultados



17

fueron comparable a el obtenido usando una fuente barrida comercial Santec HSL-2000 con una mejor

resolución en la imagen (You et al. 2015).

Conociendo qué características están presentes en las fuentes de radiación para realizar aplicaciones

en OCT, se recopila en la Tabla 1.1 las características espectrales, temporales y de potencia de la fuente

de radiación para la generación de imágenes biomédicas realizadas con la técnica de OCT, así como la

tecnología utilizada en su fuente de radiación.



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1.7.1.2. Imagen fotoacústica

Figura 1.8: Esquema de trabajo típico de PA. Fuente: Elaboración propia.

La imagen fotoacústica (PAI), es una técnica de imagen biomédica basada en la detección de

ultrasonido generado por una fuente de radiación (efecto fotoacústico) que combina la calidad de alto

contraste de las imágenes ópticas con la alta resolución espacial de las imágenes de ultrasonido. Como

consecuencia, ofrece una mayor resolución que las imágenes de ultrasonido convencionales. Esta técnica

tiene la capacidad de detectar hemoglobina, lípidos, agua y otros cromóforos que absorben la luz, pero

con mayor profundidad de penetración que las técnicas de imagen a partir de únicamente fenómenos

ópticos (Wei et al. 2013).

El flujo de generación de una imagen fotoacústica se puede observar en la Figura 1.8. Se tiene una

fuente de luz que irradia la muestra, esta muestra genera ondas acústicas que son detectadas por un

sensor de ultrasonido. La información obtenida es procesada y se reconstruye una imagen.

En las imágenes de PAI, las longitudes de onda ópticas en la parte visible e infrarroja cercana

(NIR) del espectro entre 550 y 900 nm son las más utilizadas. La radiación pulsada proveniente de

una fuente de radiación incide en la superficie del tejido, dependiendo de la longitud de onda, la luz

penetra hasta cierta profundidad. Al hacerlo, se dispersa y absorbe mediante moléculas absorbentes

de luz específicas conocidas como cromóforos. La energía luminosa absorbida se convierte en calor por

relajación vibracional y colisión. Esto produce un aumento inicial de la presión y la posterior emisión

de ondas acústicas que se propagan a la superficie donde se detectan con un transductor ultrasónico.

Al ser detectada la señal ultrasónica, se convierte la información sensada en datos que permiten

la creación de una imagen médica. La PAI se forma a partir de un conjunto de señales fotoacústicas

detectadas en diferentes puntos espaciales.



20

Las fuentes de radiación utilizadas en esta técnica suelen ser láseres pulsados, entre ellos, diodos

láser. Cada uno de estos con distintas longitudes de onda según lo que se quiera detectar. Por ejem-

plo, entre 650 y 900 nm, los coeficientes de absorción de los estados oxigenado y desoxigenado de la

hemoglobina a concentraciones fisiológicamente realistas son al menos un orden de magnitud mayor

que los otros cromóforos principales, como el agua, los lípidos y la elastina presentes en los tejidos

conectivos, la sangre y otros constituyentes de órganos, por lo que a longitudes de onda más cortas

que se extienden hacia la parte visible del espectro presenta características adecuadas para visualizar

o sensar la hemoglobina (Beard, 2011).

Si se toma una leve mirada al pasado, el efecto fotoacústico fue descubierto por Bell, 1880, en su

momento no se encontró ninguna aplicación hasta la aparación del láser en los años 60. En los años

posteriores se explotan los usos del láser y la imagen fotoacústica para la detección de células de fase

gaseosa, en el que las ondas acústicas que se propagan en un gas inducidas por el láser se detectan con

un micrófono (Tam, 1986).

Hasta mediados de la década de 1990, se comenzó a investigar cómo obtener imágenes biomédicas

como imagénes de vasos sanguíneos de una muestra en la publicación de Hoelen et al. 1998, diagnóstico

de cáncer de mamas en Kruger et al. 1995 y tomografía fotoacústica en el documento de Esenaliev et

al. 1997.

La imagen fotoacústica se puede dividir en 2 categorías: tomografía fotoacústica (PAT), microsco-

pía fotoacústica (PAM). Esta última presenta una gran cantidad de variaciones como consecuencia de

la evolución de diferentes instrumentos de imagen a lo largo de los años, además por su connotación

de utilizar objetivos de microscopio o objetivos de ondas ultrasónicas, se considera esta segunda como

parte de las técnicas de la rama de la microscopía por lo que sus aplicaciones quedan fuera de esta tesis.

En la tomografía fotoacústica, se emplea una iluminación de campo completo, en la cual un láser

pulsado de gran diámetro irradia la superficie del tejido en su mayoría con las longitudes de onda NIR

(u otros rangos espectrales según la aplicación) donde el tejido es relativamente transparente, la luz

penetra profundamente y también se dispersa, lo que resulta en un volumen de tejido relativamente

grande que se incide con luz difusa. La absorción de la radiación incidente por los cromóforos de los



21

tejidos conduce al calentamiento impulsivo del volumen de tejido irradiado seguido de la rápida gene-

ración de ondas ultrasónicas de banda ancha.(C. Li y Wang, 2009).

Estos se propagan a la superficie del tejido donde son detectados por un receptor de ultrasonido

escaneado mecánicamente o un conjunto de receptores. La apertura de detección que proporcionan los

sistemas lineales de sensado basados en matrices requiere algoritmos para reconstruir la imagen dado

la naturaleza de las ondas de sonido a la hora de expandirse. También se debe a que los transductores

utilizados en los escáneres clínicos tienden a funcionar en el rango inferior a 10 MHz y son resonantes

hasta cierto punto. Conociendo lo que se quiere visualizar, con absorción selectiva a una longitud de

onda específica, el haz puede ser dirigido efectivamente a objetos biológicos a visualizar para fotoacús-

ticas con alta sensibilidad y especificidad (Tam, 1986).

Existen variaciones en la técnica de tomografía fotoacústica, como por ejemplo la imagen foto-

acústica magnetomotriz (mmPA), que introduce fuerza magnética en la imagen PA convencional para

suprimir las señales de fondo (Xia et al. 2012).

Otro método de imagen fotoacústica se da cuando la luz se enfoca en el tejido biológico y las seña-

les fotoacústicas excitadas resultantes o se enfoca el haz de luz sobre una pequeña zona de la muestra.

Aunque esta técnica pertenece a la microscopía, entender las diferencias entre tomografía fotoacústica

y microscopía fotoacústica permite comprender que fuente de luz es la ideal para la aplicación (Chi

Zhang y Wang, 2011).

La PAM es sensible a la absorción óptica endógena con una sensibilidad relativa del 100 por cien-

to, lo que que proporciona información funcional biológica esencial, la hemoglobina y la melanina no

fluorescentes son las principales fuentes de absorción biológica endógena, en rangos espectrales visibles

e infrarrojos cercanos (L. Wang y Wu, 2007).

La PAM no necesita la ayuda de un algoritmo de reconstrucción como en PAT, ya que la resolu-

ción espacial axial y lateral se define por la física de la propagación y detección por ultrasonido. Si se

usa un rayo láser enfocado, se denomina OR-PAM ya que la resolución espacial en al menos un plano

(generalmente, el lateral) está definida por las características espaciales de haz láser enfocado que se



22

propaga en el tejido que se desea visualizar (Song et al. 2008).

El término de microscopía fotoacústica de resolución acústica (AR-PAM) se usa generalmente

para describir implementaciones que emplean un único transductor enfocado rotativamente o traduci-

do mecánicamente para mapear las señales de PA. El enfoque óptico no es esencial, ya que no sirve

para localizar la señal y, por lo tanto, no influye en la resolución espacial. La iluminación de campo

completo podría usarse igualmente como en PAT, pero al limitar el haz de excitación se reducen los

requisitos de energía del láser. También reduce la gran señal PA generada en la superficie. A diferencia

de PAT, no se emplea un algoritmo de reconstrucción explícito, aunque esto es más una diferencia en

la implementación que el principio físico: si la reconstrucción de la imagen PAT se considera como una

formación de haz de recepción punto por punto, entonces es evidente que el receptor enfocado en sí

mismo realiza esta función para cada posición de exploración x – y. En general, las imágenes PAM

tienen un fondo oscuro (Chi Zhang y Wang, 2011).

En la microscopía fotacústica de resolución óptica (OR-PAM) utiliza el enfoque óptico en lugar

del acústico para fines de localización. En muchos sentidos, es más parecido a la microscopía óptica

que a la imagen acústica, ya que la resolución lateral está definida por las dimensiones de un haz

láser de difracción limitada y enfocado que se utiliza para generar las ondas PA. También en común

con la microscopía óptica, es una técnica de imagen estrictamente superficial con una profundidad de

penetración máxima de aproximadamente 1 mm en la mayoría de los tejidos debido a la dispersión

óptica pero proporciona contraste de imagen basado en absorción óptica.

En PAM de resolución óptica, la resolución de la imagen está limitada por la apertura numérica

(NA) del objetivo óptico en la longitud de onda dada. El primer sistema PAM de resolución óptica

alcanzó una resolución de 5 µm en el trabajo de Maslov et al. 2008. La profundidad de penetración

máxima de aproximadamente 1 mm no es consecuencia de la atenuación óptica o acústica, sino de la

propagación y distorsión del haz de láser de excitación debido a la dispersión óptica del tejido que

evita que se mantenga un enfoque ajustado más allá de este profundidad.

Se usa una lente óptica de alta apertura numérica (NA) para enfocar el haz de láser de excitación

sobre la superficie del tejido y un reflector acústico ópticamente transparente dirige la onda PA a un



23

transductor de ultrasonido. Al escanear mecánicamente el haz de excitación enfocado y el transductor

juntos y registrar las líneas A detectadas en cada punto, se puede formar una imagen tridimensional

(Hu et al. 2011). En general, las imágenes PAM tienen un fondo oscuro mientras que en microscopía

óptica suelen tener fondo blanco (Chi Zhang y Wang, 2011).

Los sistemas para generar imágenes fotoacústicas típicamente están constituidos por un láser

pulsado de infrarrojo cercano como semilla para generar longitudes de onda entre los 532–1100 nm

wavelengths, 1–100 ns de ancho del pulso y 10–50 Hz frecuencia de repetición, un transductor de ul-

trasonido, un sistema de adquisición y la unidad de visualización de datos (Valluru et al. 2016).

Las características como el nivel de potencia de la fuente de luz es importante para respetar

la norma ANSI American National Standards Institute se menciona de 20 mJ/ cm2 at 700 nm-79.6

mJ/cm2 at 1000 nm. En la norma se menciona la potencia máxima por metro cuadrado que se puede

incidir sobre una muestra humana. El rango de repetición de la fuente permite establecer las condi-

ciones temporales de la imagen. El espectro de la fuente de radiación es importante para conocer que

componente de la muestra se desea excitar.

La resolución axial en PAI depende de la frecuencia del transductor de ultrasonido y del ancho de

banda. En general, PAT tiene como objetivo reconstruir objetivos más profundos utiliza transducto-

res de frecuencia más baja que la microscopía fotoacústica (PAM) que apunta a obtener imágenes de

objetivos menos profundos por lo que utiliza transductores de frecuencia más alta. Otra consideración

es la profundidad de imagen en PAI puede estar limitada por la profundidad de penetración de la luz.

La búsqueda de nuevas fuentes para PAI de bajo costo se han diseñado en configuraciones OR-

PAM, AR-PAM y PAT con varias longitudes de onda, resoluciones y profundidades de imagen distintas

y se han mostrado potenciales para aplicaciones clínicas y preclínicas.

En la Tabla 1.2 se muestra una serie de aplicaciones realizadas mediante técnicas de imagenolo-

gía fotoacústica así como las características espectrales, temporales y de potencia de la fuente de luz

utilizada para crear una imagen así como su tecnología.



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1.7.1.3. Imagen hiperespectral y multiespectral

Las técnicas de imagen hiperespectral y multiespectral consisten en analizar una muestra ilumi-

nada pixel por pixel y obtener su espectro ya sea de reflexión, transmisión o de absorción. De esta

manera, se obtiene un conjunto de imágenes que se deben procesar y acoplar unas con otras para obte-

ner una imagen de alta resolución. En la Figura 1.9 se observa el esquema de trabajo para generar una

imagen mediante esta técnica. Se tiene principalmente una fuente con amplio espectro acompañada de

un método de filtrado para obtener secciones de este.esta radiación filtrada incide sobre la muestra y

es capturada en algún sensor. La información obtenida es ordenada en lo que se llama un hipercubo y

se procesa para generar una imagen.

Figura 1.9: Proceso de generación de una imagen hiperespectral. Fuente: Elaboración propia.

A la muestra se le incide diferentes bandas, desde el rango visible hasta NIR. En el régimen RGB

tenemos 3 colores en los cuales se describe una imagen a través de su intensidad en cada color. En el

régimen multiespectral tenemos entre 3 y 10 bandas más anchas en diferentes partes del espectro elec-

tromagnético, mientras que en imagen hiperespectral tenemos cientos de bandas estrechas generando

hipercubos. En la Figura 1.10 se observa un diagrama que muestra la idea de los hipercubos y señala

la diferencia entre la cantidad de capas del hipercubo para una imagen RGB (3 capas) muchas más

capas para imagen multiespectral.

En imagen hiperespectral es necesario saber que se desea observar ya que se debe conocer la curva

de absorción del material para reconocer a este en la imagen. Estas curvas se denominan comúnmente

bandas de absorción. En general, con conocer la forma de una curva espectral, se pueden utilizar para

identificar y discriminar diferentes materiales. Las imágenes hiperespectrales contienen una gran canti-

dad de datos, pero interpretarlos requiere una comprensión exacta de las propiedades de los materiales

de la muestra que se está tratando de medir (Smith, 2012).



26

Figura 1.10: Comparación entre hipercubo e imagen RGB. El hipercubo es un conjunto de datos
tridimensional de una imagen bidimensional en cada longitud de onda. La esquina inferior izquierda es
la curva de reflectancia (firma espectral) de un píxel en la imagen. La imagen en color RGB solo tiene
tres bandas de imagen en las longitudes de onda roja, verde y azul, respectivamente. La esquina inferior
derecha es la curva de intensidad de un píxel en la imagen RGB. En las imágenes multiespectrales,
se adquiere una serie de imágenes en muchas longitudes de onda, produciendo un cubo de imágenes.
Fuente: (Lu y Fei, 2014).

El impulso para el desarrollo de la espectrometría de imagen se produjo en la década de 1970 a

partir de mediciones espectrales de campo en apoyo del análisis de datos para la interpretación geoló-

gica de la meseta de Coconino al sur del Gran Cañón en Arizona. El espectrómetro contaba con solo

4 bandas espectrales.

El término imagen hiperespectral se utilizó por primera vez en un artículo discutiendo los prime-

ros resultados de la técnica de espectrometría de imagen. El esfuerzo por interpretar imágenes de un

satélite (el MSS) precipitó el desarrollo del primer espectrómetro de reflectancia de campo verdadera-

mente portátil podría cubrir el rango espectral de la radiación solar reflejada, 0.4–2.5 µm (Goetz, 2009).

A pesar de que esta técnica nació como una técnica para estudiar minerales, las técnicas de imá-

genes multiespectrales e hiper espectrales han pasado a utilizarse lentamente en muchas áreas de las

ciencias de la vida, incluida la microscopía y las imágenes in vivo. Su capacidad para obtener imágenes

no invasivas y rentables ofrece información personalizable en tiempo real (Goetz, 2009).

Las aplicaciones emergentes en imagen biomédica incluyen cuidado y manejo de heridas, patología

digital, cuidado neonatal e imágenes precisas del límite tumoral; al combinar una imagen de tumor de

fluorescencia con imágenes tradicionales en color visible en tiempo real, los cirujanos pueden identificar

los límites del tumor con mayor precisión. La técnica implica etiquetar células de interés con fluorófo-

ros que excitan o emiten en distintas bandas espectrales a medida que el microscopio de fluorescencia



27

adquiere la misma imagen en varias regiones de longitud de onda, espacial (y en el tiempo) que revela

detalles subcelulares en las células (Freebody, 2019).

Inicialmente, se utilizaban lámparas halógenas de mercurio en imagen hiperespectral y multies-

pectral, tomando en cuenta los inconvenientes del alto consumo de energía y temperatura. Aunque

aún se siguen utilizando para rangos del UV y visible, existen actualmente en el mercado fuentes de

luz a base de tecnología LED que cubre la banda desde el visible hasta el NIR o incluso espectros en el

rango infrarrojo desde los 1000 nm hasta los 1600 nm. Un ejemplo de estas son las Metaphase UL-LL

Broand band LED (Metaphase, 2019).

Las fuentes de luz LED son más rentables, tienen una vida útil más larga que las lámparas haló-

genas y tienen una potencia de salida estable en el tiempo (Cole y Turner, 2008).

En trabajos actuales se busca que la energía emitida por un LED sea máxima, de esta manera

sustituir en imagen hiperspectral las lámparas halógenas (Islam et al. 2017). Por otro lado, también

se han realizado trabajos de manera experimental utilizando supercontinuo. La primera demostración

se encuentra en el año 1999 donde se demuestra que el SC es una gran promesa para la imagen hiper-

espectral en la detección de objetivos ocultos y oscurecidos (Ellis, 2001).

Actualmente se ha realizado varias investigaciones con fuentes supercontinuas experimentales don-

de se obtienen imágenes hiperspectrales de objetos en la oscuridad (Zhongyuan et al. 2019). El SC cubre

desde los 400 nm a los 2400 nm, sin embargo su potencia en los 400 nm no es muy alta. En los últimos

años se encuentran investigaciones donde se ha demuestrado por primera vez la conversión de imáge-

nes pulsadas utilizando luz supercontinua. Se construyó un sistema de imágenes de infrarrojo medio

(MIR) combinando una fuente de supercontinuo de infrarrojo medio que emite entre 1.8 y 2.6 �m donde

se resolvió características espaciales en el plano de muestra tan pequeño como 55 µm (Huot et al. 2016).

También se encontró otra publicación donde se utiliza una fuente supercontinua en la banda del

MIR desde los 2 um hasta los 7.5 µm para imagen multiespectral de una muestra. El objetivo de esta

publicación busca remplazar las imágenes espectrales convencionales de MIR por imágenes hiperes-

pectrales basadas en fuentes de luz térmica con mayor penetración en la muestra (Petersen et al. 2018).



28

De las características más importantes de las fuentes de radiación en imagen hiperespectral, po-

demos encontrar la potencia, ya que existen valores máximos seguros para la incidencia de ciertas

longitudes de onda sobre muestras pertenecientes a seres humanos.

El parámetro del ancho espectral de la fuente es vital para la cantidad de capas de los hipercubos

que se es capaz de obtener. Es importante conocer cual es la resolución espectral (diferencia entre cada

longitud de onda central a filtrar) para determinar la cantidad de capas del hipercubo.

En la Tabla 1.3 adaptada de Lu y Fei, 2014, se muestra una serie aplicaciones biomédicas utili-

zando técnicas de imagen hiperespectral así como las características, espectrales y de potencia de las

fuentes de radiación así como su tecnología. Además, se considera importante el método utilizado para

filtrar las longitudes de onda provenientes de la fuente y la tecnología del detector, determinante a la

hora de elegir una fuente de radiación para la aplicación.



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30

1.7.1.4. Imagen por fluorescencia

Muchas de las mejoras en técnicas de imagen biomédica se han centrado en discernir entre qué es

interesante (señal) y qué no (fondo). La imagen por fluorescencia tiene como objetivo revelar solo los

objetos de interés en un fondo negro. Esta técnica requiere que los objetos de interés fluorezcan. La

fluorescencia es la emisión de luz que ocurre en nanosegundos después de la absorción de luz que es

típicamente de longitud de onda más corta. La diferencia entre las longitudes de onda de excitación

y emitida, conocida como el cambio de Stokes, es la propiedad crítica de la fluorescencia. Los objetos

capaz de fluorecer se les conoce como fluoróforos.

En la Figura 1.11 se observa el esquema de trabajo para obtener una imagen por fluorescencia.

Se tiene una fuente de luz, esta suele ser de espectro amplio. La fuente de luz es filtrada para obtener

únicamente cierto espectro de absorbción de la muestra. la muestra es excitada con esta radiación y

emite a una longitud de onda distinta de la excitación. Esta radiación generada por la muestra es

filtrada del resto y medida con algún sensor. La información obtenida es utilizada mediante métodos

computacionales para recrear una imagen de la muestra.

Figura 1.11: Esquema de como se obtiene la información de una muestra para recrear una imagen
mediante la técnica de fluorescencia. Fuente: Elaboración propia.

La imagen por fluorescencia consiste en una técnica para poder recrear imagen a partir de la

presencia de fluoróforos en la muestra. Esta técnica utiliza el principio de fluorescencia. Al detectar

esta radiación emitida se puede recrear una imagen que muestre la presencia del fluoróforo a detectar.

Conocer el espectro de absorción y emisión para un fluoróforo ayuda a decidir qué filtros son óptimos,

con que fuente de luz se debe excitar la muestra para obtener la excitación de un fluoruro sin interfe-

rencia de otro (Lichtman y Conchello, 2006).



31

Se debe excitar con cierta longitud de onda para que el fluoróforo irradie. Se suele filtrar la ra-

diación proveniente de la fuente de radiación mediante filtros de excitación y la luz obtenida de la

fluorescencia de la muestra con filtros de emisión, Si se aisla esta información del resto es posible ver

solo los objetos que son fluorescentes Spring KR, 2008.

Esta técnica se ha implementado junto con otras técnicas de imagenología como lo es la imagen

hiperspectral en publicaciones como Kong et al. 2006 o imagen fotoacústica para obtener mayor infor-

mación de una muestra en la publicación de Guo et al. 2019.

Esta técnica suele ser del tipo invasiva como no invasiva, cuando es del tipo invasiva es debido a

que hay agentes externos que se adhieren a ciertas partes de la muestra que queremos visualizar como

por ejemplo tejido cancerígeno. Estos agentes externos presentan la capacidad de fluorecer y permiten

visualizar un objetivo en específico. A estos agentes externos se les conoce como marcadores.

Las fuentes de radiación utilizadas en imagen por fluorescencia suelen ser fuentes de ancho espec-

tro, normalmente en el visible e infrarrojo cercano acompañado de filtros ópticos. Se tiene un filtro

para la fuente de excitación llamado filtro de excitación y otro filtro para la emisión de la muestra

conocido como filtro de emisión. El espectro de emisión y la potencia de la fuente de radicación son

requisitos que destacan de una fuente de radiación para imagen de fluorescencia.

Los filtros utilizados en imagen por fluorescencia suelen cubrir bandas de excitación desde los 430

nm a 650 nm típicamente mientras que para la emisión, los filtros cubren bandas entre los rangos de

515nm a 720 nm (Thorlabs, 2019).

Las fuentes de radiación más utilizadas son aquellas a base de xenón y mercurio. El xenón tiene

la ventaja espectral de poseer cobertura de longitudes de onda desde el UV hasta infrarrojo cercano.

El mercurio, sin embargo, es una fuente de radiación con varias líneas extremadamente intensas y dis-

cretas dentro de un rango muy similiar a las de xenón (Inoué, 1997). También se utilizan las lámparas

de halogenuros metálicos las cuales son una mejora a las lámparas de mercurio.

Se ha utilizado fuentes de supercontinuo para generar imágenes por fluorescencia de manera ex-



32

perimental con fuentes fabricadas en laboratorio (Auksorius, 2017). También existen trabajos donde

han utilizado fuentes supercontinuas comerciales y han generado imagenes combinando la técnica con

la técnica de imagen por fluorescencia, como en el trabajo de NKT photonics donde recrean imágenes

a partir de su fuente comercial NKT Photonics SUperK en combinación con Onefive KATANA HP

lasers (NKTPhotonics, 2019).

En esta técnica se requiere que la potencia a ciertas longitudes de onda no supere lo establecido

por la norma ANSI. En cuanto a la resolución de la imagen, esta ligada a la calidad del filtro y al ancho

espectro de la fuente la cual permite poder excitar las muestras con la longitud de onda adecuada para

la aplicación.

En la 1.4 se muestra una serie de rangos espectrales de aplicaciones de imagen por fluorecencia

tanto en excitación como emisión, así como condiciones de potencia de la fuente y su tecnología. Se

agrega a esta tabla el nombre del marcador utilizado en caso de ser invasiva. Esta información permite

conocer que características debe poseer la fuente de luz para generar imágenes por fluorescencia en

distintas aplicaciones.



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1.7.2. Generación de supercontinuo

Figura 1.12: Fuente supercontinua. (NKT-photonics, 2019)

La generación de supercontinuo es el resultado de la interacción de múltiples efectos no-lineales

tales como la dispersión estimulada Raman (Stimulated Raman Scattering, SRS), mezcla de cuatro

ondas (Four Wave Mixing, FWM), auto modulación (Self Phase Modulation, SPM) y modulación cru-

zada de fase (Cross-Phase Modulation, XPM), formación de solitones de alto orden, inestabilidad de

modulación (Modulation Instability, MI) y mezcla paramétrica (Gutiérrez, 2009). Estos efectos culmi-

nan en una fuente de luz de espectro amplio y que puede presentar cierta coherencia.

Para la generación de supercontinuo se necesita bombear con una fuente de luz pulsada de relativa

alta potencia, a la cual se le suele llamar láser semilla y un medio transparente en el cual provocar

los efectos no lineales. El supercontinuo debe sus propiedades en gran parte a la potencia y tipos de

fuentes de bombeo. Además el medio no lineal utilizado es de vital importancia para saber que efectos

no lineales estén presentes en la generación.

En la Figura 1.12 se muestra el espectro de una fuente supercontinua de ancho espectro al atravezar

un prisma. El prisma separa la luz del láser supercontinuo y muestra su espectro difuso, demostrando

las componentes espectrales que posee la fuente en el rango visible.

El supercontinuo apareció a inicios de los años 70. Con el pasar de los años hasta la actualidad, el



35

supercontinuo ha tenido un gran desarrollo tanto teórico como experimental. En la siguiente línea del

tiempo se puede observar ciertos hechos importantes en la evolución del supercontinuo que permite

comprender cual es el rol del supercontinuo en esta tesis.

1970: R.R. Alfano y S.L. Saphiro publicaron un experimento en el cual en bombeaban un vidrio

de borosilicato BK-7 con pulsos a 520 nm, con energías de unos 5 mJ y duraciones de entre 4 y

5 ns. En este experimento se observó por primera vez la emisión de mezcla de cuatro ondas no

degenerada en un vidrio. (Alfano y Shapiro, 1970).

1976: Se demuestra experimentalmente, la generación de supercontinuo en el rango visible me-

diante pulsos con una duración menor a 10 ns. Este trabajo muestra como es posible aumentar

considerablemente la longitud de interacción entre la luz y el medio, permitiendo generar super-

continuos espectralmente más anchos sin alterar la potencia de bombeo (Lin y Stolen, 1976).

1980: Se realizó un estudio acerca de los efectos no lineales de automodulación de fase (SPM)

y dispersión estimulada Raman (SRS) actuando simultáneamente demostrando que estos dos

fenómenos están interrelacionados (J. Gersten y Belic, 1980).

1983: Se utilizan pulsos más estrechos que los utilizados hasta el momento (80 fento segundos)

para generar supercontinuo en glicerol, determinando que el SPM es el proceso fundamental en

el ensanchamiento del espectro de la fuente de bombeo (R. Fork y Yen, 1983).

1986: Se publicó por primera vez un fundamento teórico que describía el fenómeno de autodes-

plazamiento en frecuencia de solitones en fibra óptica. Este sería un trabajo importante para que

en trabajos posteriores se explique la generación de ciertos tipos de supercontinuos (Mitschke y

Mollenauer, 1986).

1987: Se publica un trabajo sobre propagacón de pulsos ultracortos por una fibra óptica mono-

modo y la generación de solitones fundamentales. Al propagar pulsos ultracortos por una fibra



36

óptica monomodo, suficientemente potentes da paso a solitones de orden mayor que a su vez se

vuelven solitones fundamentales (P. Beaud y Weber, 1987).

1991: Se publicó un estudio teórico sobre la distribución espectral de un pulso de luz intenso, con

una anchura temporal del orden de los femtosegundos (Gross y Manassah, 1991).

1999: Se utiliza por primera vez una fibra microestructurada para generar supercontinuo, Los

parámetros ópticos de la MSF ha permitido la generación de fenómenos no lineales en nuevas

regiones espectrales más allá de los obtenidos en fibras ópticas convencionales (R.Ranka, 2005).

2007: Se demuestra la generación de supercontinuo con densidades espectrales de alta potencia

utilizando un láser de fibra de emisión continua de Yb en fibras de cristal fotónico (PCF) con

dos longitudes de onda de dispersión cero. Además, la mayor parte de la potencia de la fuente

de bombeo inyectada se convierte en potencia del supercontinuo y la extensión de este se puede

controlar sintonizando la dispersión de PCF (Mussot et al. 2007).

2010: Se lleva a cabo una investigación teórica y experimental de las propiedades de la generación

de supercontinuo en los regímenes visible e infrarrojo cercano mediante pulsos de picosegundos

de alta potencia que se propagan en una fibra óptica de cristal fotónico. Finalmente, considera

la generación de supercontinuo de picosegundos (Horak et al. 2010).

2014: Se exponen algunos de los espectros de supercontinuo obtenidos con bombeos cuasicon-

tinuos en fibras microestructuradas y "tapers" de fibra microestructurada. Se limita a exponer

algunos espectros que podrían resultar útiles en microscopía multifotón, citometría de flujo, to-

mografía óptica coherente y espectroscopía de materiales transparente (Cascante et al. s.f.).

Como se mencionó anteriormente, para llevar acabo la generación de supercontinuo, se requiere

de 2 elementos que interactuan entre sí. En una primera instancia, se necesita un láser pulsado de alta

potencia pico o uno continuo de alta potencia promedio que servirá como fuente de bombeo. Segundo,

un medio no lineal transparente en el que se enfocará el haz láser y en el que ocurrirán múltiples



37

fenómenos no lineales que darán lugar al ensanchamiento espectral de los pulsos de entrada (Cascante

et al. s.f.).

En la Figura 1.13, se puede observar este proceso. En (a) se tiene el espectro de una fuente de

bombeo utilizada la cual es quasimonocromática, en (b) se tiene una fibra microestructurada tipo

cobweb irradiando con el fin de representar el medio no lineal. Por último en (c) el espectro supercon-

tinuo generado para distintos niveles de potencia. En la actualidad la mayoría de los supercontinuos

comerciales son generados utilizando fibras ópticas microestructuradas por su capacidad de diseñarse

con distintos perfiles de dispersión según sus propiedades físicas.

Figura 1.13: Bloques funcionales para la generación de supercontinuo (arriba) y un ejemplo expe-
rimental (abajo). (a) Muestra el espectro del láser de bombeo modelocked Ti:Al2O3, (b) muestra la
fibra microestructurada tipo cobweb irradiando y (c) los espectros obtenidos a la salida de la fibra
para diferentes potencias de la señal de entrada. Cascante et al. s.f.



38

1.7.3. Fibras ópticas microestructuradas

Figura 1.14: MSF marca NKT Photonics (a) MSF con núcleo solido (b) MSF con núcleo de aire.
Fuente: (NKT-photonics, 2019).

La fibra de cristal fotónico (Photonic Crystal Fiber, PCF) o fibra microestructurada (Microstruc-

tured Fiber, MSF) fue inventada en el año 1996 (J. Knight y Atkin, 1996). A diferencia de las fibras

ópticas convencionales que se conocían hasta ese momento, esta nueva fibra óptica consistía básica-

mente de un núcleo (sólido o hueco) que está rodeado por una estructura de agujeros uniformes de

aire que viajaban a lo largo de la misma. En general, las características de guiado de las fibras ópticas

convencionales se pueden controlar afectando el tamaño o el dopaje de su núcleo. En la Figura 1.14 se

observan unos diagramas que muestra en (a) MSF con el núcleo sólido y (b) una MSF con el núcleo

hueco, las cuales son las configuraciones más comunes de MSF.

En el caso de las fibras ópticas microestructuradas, las propiedades que las caracterizan pueden

ser modificadas con un alto grado de libertad y obtener propiedades no lineales en un gran número de

posibilidades. Gracias a estos grados de libertad adicionales, es posible diseñar fibras ópticas microes-

tructuradas con características de dispersión y de confinamiento muy lejanas a las obtenidas con las

fibras convencionales monomodo en un rango espectral muy ancho (desde UV hasta IR) además de

tener áreas efectivas muy pequeñas o incluso ser monomodo con áreas efectivas muy grandes (Cascante

et al. s.f.).

Basado en esta gran posibilidad de modificación de los parámetros de las MSF, se puede decir

que la principal diferencia entre una fibra microestructurada y una fibra óptica convencional es que el

coeficiente no lineal de una MSF puede ser hasta dos órdenes de magnitud mayor que una fibra óptica

convencional (Martín, 2007).



39

Las fibras de cristal fotónico (PCF por sus siglas en inglés) se clasifican en dos grandes grupos:

las fibras cuyo núcleo tienen alto índice de refracción y las fibras con band gap fotónico. Ambas MSF

son observables en la Figura 1.15 donde su gran la diferencia radica en su núcleo.

Figura 1.15: Estructura de una MSF (a) MSF de núcleo de alto índice (b) MSF de band gap fotónico.
Fuente: (Yolalmaz, 2017).

Las fibras con núcleo de un gran índice de refracción se dividen en los siguientes subgrupos: Fibras

con una gran apertura numérica, fibras con una alta no linealidad y fibras con núcleo de gran área.

Por su parte las fibras con band gap fotónico se dividen en: fibras cuyo núcleo tienen bajo índice de

refracción, la fibra de Bragg y la fibra con núcleo de aire o núcleo hueco (Pereira, 2012).

Desde la aparición de la primera fibra microestructurada en los años 90 se pueden encontrar al-

gunos métodos de fabricación, los tres métodos más utilizados son el método de extrusión, el método

en base a la técnica Sol-Gel y el método ”Stack and Draw”.

El método de extrusión permitió por primera vez la fabricación de preformas complejas estructu-

radas con tolva de vidrio suave y polímero. La baja pérdida de propagación de una fibra de vidrio de

bismuto compleja extruida demuestra el potencial de este avanzado técnica de extrusión para la fabrica-

ción de nuevos diseños de fibra microestructurada de vidrio blando y polímero (Ebendorff-Heideptiem

y Monro, 2004).



40

La técnica Sol-Gel es una combinación del método Sol-Gel y la técnica de recubrimiento por rota-

ción para la fabricación de guías de onda hechas de vidrio dopado con sílice sobre silicio. Las guías de

onda cargadas en tiras se diseñaron por ataque de iones reactivando la capa de revestimiento y se eva-

luó su desempeño como candidatos para amplificadores ópticos integrados (Orignaca y Barbiera, 1999).

Finalmente, el método Stack and Draw permite obtener capilares y varillas de sílice del diámetro

y longitud adecuados que posteriormente se ordenarán y apilarán para dar lugar a una estructura con

la distribución transversal de agujeros que se desea. Éstos se obtienen del estiramiento de un tubo o de

un cilindro de sílice (J. Knight y Atkin, 1996). En la Figura 1.16 se muestra un diagrama que permite

visualizar el proceso mencionado donde a la izquierda se tiene el proceso de apilamiento y a la derecha

la estiradora.

Figura 1.16: Diagrama del proceso de fabricación de MSF a partir del método Stack and draw. Fuente:
(Tuchin et al. 2013).

Todas ellas presentan ciertas ventajas e inconvenientes, la elección de una u otra depende de varios

factores como el tipo de fibra que se desee hacer y sobre todo, del tipo de material que se emplee para

fabricar la fibra. Para fibras basadas en vidrios de alta temperatura de fusión (por ejemplo, el SiO2) la



41

técnica de fabricación que se ha establecido como estándar es la de ”Stack and Draw”(Abreu, 2014).

1.7.4. Fibras ópticas microestructuradas de dispersión decreciente

Entre las distintas formas y estructuras de las fibras ópticas microestructuradas, existe una fi-

bra óptica especial llamada fibra óptica microestructurada de dispersión decreciente. Esta fibra óptica

tiene la característica de que su diámetro se va reduciendo conforme se avanza en la fibra óptica

manteniendo la fracción de llenado de aire de los huecos de manera constante. En la Figura 1.17 se

observa un diagrama esquemático de la forma física de la fibra y se muestra un ejemplo del cambio

en el diámetro de los agujeros de aire de la fibra microestructurada así como la distancia entre agujeros.

Figura 1.17: Diagrama de una fibra microestructurada de dispersión decreciente donde se observa
como se disminuye el diámetro de la fibra y a su vez el diámetro de los agujeros. Fuente: Elaboración
propia.

El efecto que provoca esta característica se ve reflejado en la longitud de onda de dispersión cero

de la fibra óptica, la cual se va desplazando a longitudes de onda más cortas a lo largo de la fibra. Por

ejemplo, de una longitud de onda en el rango del infrarrojo a longitudes de onda visibles (Knight et al.

2000). En la Figura 1.