Оптическая когерентная томография

Оптическая когерентная томография
Изображение саркомы
MeSH	с помощью оптической когерентной томографии (ОКТ) D041623
Код OPS-301	3-300
[редактировать в Викиданных ]

Оптическая когерентная томография (OCT ) - это метод визуализации, использующий низкую когерентность свет для захвата двух- и трехмерных изображений с разрешением микрометр из среды оптического рассеяния (например, биологической ткани). Он используется для медицинской визуализации и промышленного неразрушающего контроля (NDT). Оптическая когерентная томография основана на низкокогерентной интерферометрии, обычно с использованием ближнего инфракрасного света. Использование света с относительно длинной длиной волны позволяет ему проникать в рассеивающую среду. Конфокальная микроскопия, другой оптический метод, обычно проникает в образец менее глубоко, но с более высоким разрешением.

В зависимости от свойств источника света (использовались суперлюминесцентные диоды, лазеры ультракоротких импульсов и лазеры суперконтинуума ), оптическая когерентность томография достигла разрешения микрометра (с источниками очень широкого спектра, излучающими в диапазоне длин волн ~ 100 нм).

Оптическая когерентная томография является одним из класса оптических томографов техники. Имеющиеся в продаже системы оптической когерентной томографии используются в различных приложениях, включая сохранение предметов искусства и диагностическую медицину, особенно в офтальмологии и оптометрии, где их можно использовать для получения детальных изображений изнутри сетчатки. В последнее время его также начали использовать в интервенционной кардиологии для диагностики ишемической болезни сердца и в дерматологии для улучшения диагностики. Относительно недавняя реализация оптической когерентной томографии, оптическая когерентная томография в частотной области, обеспечивает преимущества в предусмотренном отношении сигнал / шум, что позволяет ускорить получение сигнала.

• 1 Введение
• 2 Объяснение непрофессионала
• 3 Теория
  • 3.1 Временная область
  • 3.2 Частотная область
    • 3.2.1 Пространственная кодировка
    • 3.2.2 Временная кодировка
  • 3.3 Полный- поле OCT
  • 3.4 Линейное поле (конфокальное) OCT
• 4 Схемы сканирования
  • 4.1 Одноточечный
  • 4.2 Параллельный
    • 4.2.1 Интеллектуальный массив детекторов
• 5 Выбранные приложения
  • 5.1 Офтальмология
  • 5.2 Кардиология и внутрисосудистые применения
  • 5.3 Онкология
  • 5.4 Дерматология
  • 5.5 Исследования
• 6 См. Также
• 7 Ссылки

Томограмма оптической когерентности кончика пальца. Можно наблюдать потовые железы, имеющие "вид штопора"

Исходя из работы Адольфа Ферчера и его коллег по интерферометрии с низкой, частичной когерентностью или белым светом для in vivo глазных измерений в Вене В 1980-х годах визуализация биологических тканей, особенно человеческого глаза, параллельно исследовалась несколькими группами по всему миру. Первое двумерное in vivo изображение глазного дна человека вдоль горизонтального меридиана на основе интерферометрического сканирования глубины в белом свете было представлено на конференции ICO-15 SAT в 1990 году. Дальнейшее развитие в 1990 году разработал Наохиро Танно, затем профессор Университета Ямагата, это называлось гетеродинной отражательной томографией, и, в частности, с 1991 года Хуанг и др., в лаборатории профессора Джеймса Фуджимото в Массачусетском технологическом институте, кто успешно ввел термин «оптическая когерентная томография». С тех пор ОКТ с микрометрическим разрешением и возможностями визуализации поперечного сечения превратилась в выдающийся метод биомедицинской визуализации тканей, который постоянно приобретает новые технические возможности, начиная с раннего обнаружения электронных сигналов, за счет использования широкополосных лазеров и линейных массивов пикселей и заканчивая сверхбыстрыми настраиваемыми лазерами для расширить диапазон его характеристик и чувствительности.

Он особенно подходит для офтальмологических применений и других изображений тканей, требующих микрометрового разрешения и миллиметровой глубины проникновения. Первые in vivo ОКТ-изображения, показывающие структуры сетчатки, были опубликованы в 1993 году, а первые эндоскопические изображения - в 1997. ОКТ также использовался в различных проектах по консервации произведений искусства, где он используется для анализа разные слои в картине. ОКТ имеет интересные преимущества перед другими системами медицинской визуализации. Медицинское УЗИ, магнитно-резонансная томография (МРТ), конфокальная микроскопия и ОКТ по-разному подходят для морфологической визуализации тканей: в то время как первые два имеют возможность визуализации всего тела, но с низким разрешением (обычно доли миллиметра), третий может обеспечивать изображения с разрешением значительно ниже 1 микрометра (то есть субячеечным), глубиной от 0 до 100 микрометров, а четвертый может зондировать на глубину до 500 микрометров, но с меньшим (т. е. архитектурное) разрешение (около 10 микрометров в поперечном направлении и несколько микрометров в глубину, например, в офтальмологии, и 20 микрометров в латеральном направлении в эндоскопии).

ОКТ основана на низкокогерентной интерферометрии. В обычной интерферометрии с большой длиной когерентности (то есть лазерной интерферометрии) интерференция света происходит на расстоянии в несколько метров. В ОКТ эта интерференция сокращается до микрометров благодаря использованию широкополосных источников света (то есть источников, излучающих свет в широком диапазоне частот). Свет с широкой полосой пропускания может быть получен с помощью суперлюминесцентных диодов или лазеров с очень короткими импульсами (фемтосекундные лазеры ). Белый свет - это пример широкополосного источника с меньшей мощностью.

Свет в системе ОКТ разделяется на два плеча - плечо образца (содержащее интересующий объект) и эталонное плечо (обычно зеркало). Комбинация отраженного света от плеча образца и эталонного света от эталонного плеча приводит к возникновению интерференционной картины, но только в том случае, если свет от обоих плеч прошел "одинаковое" оптическое расстояние ("одинаковый" означает разницу меньше когерентности длина). Сканируя зеркало в эталонном плече, можно получить профиль отражательной способности образца (это ОКТ во временной области). Области образца, которые отражают много света, будут создавать большие помехи, чем области, которые этого не делают. Любой свет, выходящий за пределы короткой длины когерентности, не будет мешать. Этот профиль отражательной способности, называемый А-сканированием, содержит информацию о пространственных размерах и расположении структур внутри интересующего объекта. Томограф поперечного сечения (B-сканирование ) может быть получен путем бокового комбинирования серии этих осевых сканирований глубины (A-сканирование). Получение изображения лица на заданной глубине возможно в зависимости от используемого механизма обработки изображений.

Глазная ОКТ карта толщины сетчатки, правый глаз ОКТ во временной области макулярной области сетчатки при 800 нм, осевое разрешение 3 мкм Спектральная область ОКТ-сканирование поперечного сечения макулы.

Оптическая когерентная томография, или «ОКТ», представляет собой метод получения подповерхностных изображений полупрозрачных или непрозрачных материалов с разрешением, эквивалентным маломощному микроскопу. По сути, это «оптический ультразвук», визуализирующий отражения внутри ткани для получения изображений поперечного сечения.

ОКТ привлекла внимание медицинского сообщества, поскольку позволяет получать изображения морфологии тканей с гораздо более высоким разрешением (менее 10 мкм в осевом направлении). и менее 20 мкм латеральнее), чем другие методы визуализации, такие как МРТ или ультразвук.

Ключевые преимущества ОКТ:

• Живые изображения подповерхностей с разрешением, близким к микроскопическому;
• Мгновенное прямое отображение морфологии ткани
• Без подготовки образца или субъект, без контакта
• Без ионизирующего излучения

ОКТ обеспечивает высокое разрешение, потому что оно основано на свете, а не на звуке или радиочастоте. Оптический луч направляется на ткань, и собирается небольшая часть этого света, которая отражается от подповерхностных элементов. Обратите внимание, что большая часть света не отражается, а скорее рассеивается под большими углами. При обычном формировании изображений этот диффузно рассеянный свет вносит вклад в фон, который затемняет изображение. Однако в ОКТ метод, называемый интерферометрией, используется для записи длины оптического пути полученных фотонов, что позволяет отклонить большинство фотонов, которые многократно рассеиваются перед обнаружением. Таким образом, ОКТ может создавать четкие трехмерные изображения толстых образцов, отклоняя фоновый сигнал и собирая свет, непосредственно отраженный от интересующих поверхностей.

В диапазоне неинвазивных методов трехмерной визуализации, которые были представлены сообществу медицинских исследователей, ОКТ как эхо-метод аналогичен ультразвуковой визуализации. Другие методы медицинской визуализации, такие как компьютерная аксиальная томография, магнитно-резонансная томография или позитронно-эмиссионная томография, не используют принцип эхолокации.

Метод ограничен визуализацией на 1-2 мм ниже поверхности биологической ткани, потому что на больших глубинах доля света, уходящего без рассеяния, слишком мала для обнаружения. Никакой специальной подготовки биологического образца не требуется, изображения можно получать «бесконтактно» или через прозрачное окно или мембрану. Также важно отметить, что мощность лазера от инструментов низкая - используется безопасный для глаз ближний инфракрасный свет - и поэтому вероятность повреждения образца отсутствует.

Принцип ОКТ - интерферометрия с использованием белого света или низкой когерентности. Оптическая установка обычно состоит из интерферометра (рис. 1, обычно типа Майкельсона ) с низкокогерентным широкополосным источником света. Свет разделяется на эталонное плечо и образец и рекомбинирует соответственно.

Рис. 2 Типовая оптическая установка одноточечного ОКТ. Сканирование светового луча на образце позволяет неинвазивным способом получать изображения поперечного сечения глубиной до 3 мм с микрометрическим разрешением.

Рис. 1 Полнопольная оптическая установка OCT. Компоненты включают: суперлюминесцентный диод (SLD), выпуклую линзу (L1), светоделитель 50/50 (BS), объектив камеры (CO), камеру CMOS-DSP (CAM), эталон (REF) и образец (SMP). Камера функционирует как двумерная матрица детекторов, а с помощью техники ОКТ, облегчающей сканирование в глубину, достигается неинвазивное устройство трехмерной визуализации.

Рис. 4 Спектральная дискриминация методом ОКТ в фурье-области. Компоненты включают в себя: источник с низкой когерентностью (LCS), светоделитель (BS), эталонное зеркало (REF), образец (SMP), дифракционную решетку (DG) и полнопольный детектор (CAM), действующий как спектрометр, и цифровую обработку сигналов (DSP).)

Рис. 3 Спектральная дискриминация ОКТ с качающимся источником. Компоненты включают в себя: качающийся источник или настраиваемый лазер (SS), светоделитель (BS), эталонное зеркало (REF), образец (SMP), фотодетектор (PD) и цифровую обработку сигналов (DSP)

Временная область

$FODT\; (\; \nu )\; знак\; равно\; 2\; S\; 0\; (\nu )\; К\; р\; (\nu )\; К\; s\; (\nu )\; (3)\; \{\backslash \; Displaystyle\; F\_\; \{O\}\; DT\; \backslash \; left\; (\backslash \; nu\; \backslash \; right)\; =\; 2S\_\; \{0\}\; \backslash \; left\; (\backslash \; nu\; \backslash \; right)\; К\_\; \{г\}\; \backslash \; влево\; (\backslash \; Nu\; \backslash \; справа)\; К\_\; \{s\}\; \backslash \; влево\; (\backslash \; Nu\; \backslash \; справа)\; \backslash \; qquad\; \backslash \; Quad\; (3)\}$

в временной области ОКТ длина пути опорного плеча изменяется во времени (эталонное зеркало смещено в продольном направлении). Свойство интерферометрии с низкой когерентностью состоит в том, что интерференция, то есть последовательность темных и ярких полос, достигается только тогда, когда разность хода находится в пределах длины когерентности источника света. Эта интерференция называется автокорреляцией в симметричном интерферометре (оба плеча имеют одинаковую отражательную способность) или взаимной корреляцией в общем случае. Огибающая этой модуляции изменяется по мере изменения разности длины пути, где пик огибающей соответствует согласованию длины пути.

Интерференция двух частично когерентных световых лучей может быть выражена через интенсивность источника, $IS\; \{\backslash \; displaystyle\; I\_\; \{S\}\}$, как

$I\; =\; k\; 1\; IS\; +\; k\; 2\; IS\; +\; 2\; (k\; 1\; IS)\; \cdot \; (k\; 2\; IS)\; \cdot \; R\; e\; [\gamma \; (\tau )]\; (1)\; \{\backslash \; displaystyle\; I\; =\; k\_\; \{1\}\; I\_\; \{S\}\; +\; k\_\; \{2\}\; I\_\; \{S\}\; +2\; \{\backslash \; sqrt\; \{\backslash \; left\; (k\_\; \{1\}\; I\_\; \{S\}\; \backslash \; right)\; \backslash \; cdot\; \backslash \; left\; (k\_\; \{2\}\; I\_\; \{S\}\; \backslash \; right)\}\}\; \backslash \; cdot\; Re\; \backslash \; left\; [\backslash \; gamma\; \backslash \; left\; (\backslash \; tau\; \backslash \; right)\; \backslash \; right]\; \backslash \; qquad\; (1)\}$

где представляет коэффициент расщепления луча интерферометра, а $\gamma \; (\tau )\; \{\backslash \; displaystyle\; \backslash \; гамма\; (\backslash \; тау)\}$называется комплексной степени когерентности, т.е. вмешательство огибающей и несущей в зависимости от опорного плеча сканирования или временная задержка $\tau \; \{\backslash \; displaystyle\; \backslash \; тау\}$, и чье восстановление представляет интерес для ОКТ. Из-за эффекта стробирования когерентности ОКТ комплексная степень когерентности представлена ​​как гауссова функция, выраженная как

$\gamma \; (\tau )\; =\; exp\; \; [-\; (\pi \; \Delta \; \nu \; \tau \; 2\; ln\; \; 2)\; 2]\; \cdot \; exp\; \; (-\; J\; 2\; \pi \; \nu \; 0\; \tau )\; (2)\; \{\backslash \; displaystyle\; \backslash \; gamma\; \backslash \; left\; (\backslash \; tau\; \backslash \; right)\; =\; \backslash \; exp\; \backslash \; left\; [-\; \backslash \; left\; (\{\backslash \; frac\; \{\backslash \; pi\; \backslash \; Delta\; \backslash \; nu\; \backslash \; tau\}\; \{2\; \{\backslash \; sqrt\; \{\backslash \; ln\; 2\}\}\}\; \backslash \; right)\; ^\; \{2\}\; \backslash \; right]\; \backslash \; cdot\; \backslash \; exp\; \backslash \; left\; (-j2\; \backslash \; pi\; \backslash \; nu\; \_\; \{0\}\; \backslash \; tau\; \backslash \; right)\; \backslash \; qquad\; \backslash \; quad\; (2)\}$

где $\Delta \; \nu \; \{\backslash \; displaystyle\; \backslash \; Delta\; \backslash \; nu\}$представляет спектральную ширину источника в оптической частотной области, а $\nu \; 0\; \{\backslash \; displaystyle\; \backslash \; nu\; \_\; \{0\}\; \}$- центральная оптическая частота источника. В уравнении (2) гауссова огибающая модулируется по амплитуде оптической несущей. Пик этой огибающей представляет собой расположение микроструктуры испытуемого образца с амплитудой, зависящей от отражательной способности поверхности. Оптическая несущая возникает из-за эффекта Доплера, возникающего при сканировании одного плеча интерферометра, и частота этой модуляции контролируется скоростью сканирования. Следовательно, перемещение одного плеча интерферометра выполняет две функции; сканирование по глубине и оптическая несущая с доплеровским смещением осуществляются путем изменения длины пути. В OCT оптическая несущая с доплеровским смещением имеет частоту, выраженную как

$f\; D\; opp\; =\; 2\; \cdot \; \nu \; 0\; \cdot \; vsc\; (3)\; \{\backslash \; displaystyle\; f\_\; \{Dopp\}\; =\; \{\backslash \; frac\; \{2\; \backslash \; cdot\; \backslash \; nu\; \_\; \{0\; \}\; \backslash \; cdot\; v\_\; \{s\}\}\; \{c\}\}\; \backslash \; qquad\; \backslash \; qquad\; \backslash \; qquad\; \backslash \; qquad\; \backslash \; qquad\; \backslash \; qquad\; \backslash \; qquad\; \backslash \; quad\; (3)\}$

где $\nu \; 0\; \{\backslash \; displaystyle\; \backslash \; nu\; \_\; \{0\}\; \}$- центральная оптическая частота источника, $vs\; \{\backslash \; displaystyle\; v\_\; \{s\}\}$- скорость сканирования при изменении длины пути, а $c\; \{\backslash \; displaystyle\; c\}$- скорость света.

сигналы помех в TD по сравнению с FD-OCT

Осевое и поперечное разрешение OCT отделены друг от друга; первая эквивалентна длине когерентности источника света, а вторая является функцией оптики. Осевое разрешение OCT определяется как

$lc\; \{\backslash \; displaystyle\; \backslash ,\; \{l\_\; \{c\}\}\}$

$=\; 2\; ln\; \; 2\; \pi \; \cdot \; \lambda \; 0\; 2\; \Delta \; \lambda \; \{\backslash \; displaystyle\; =\; \{\backslash \; frac\; \{2\; \backslash \; ln\; 2\}\; \{\backslash \; pi\}\}\; \backslash \; cdot\; \{\backslash \; frac\; \{\backslash \; lambda\; \_\; \{0\}\; ^\; \{2\}\}\; \{\backslash \; Delta\; \backslash \; lambda\}\}\}$

$\approx \; 0,44\; \cdot \; \lambda \; 0\; 2\; \Delta \; \lambda \; (4)\; \{\backslash \; displaystyle\; \backslash \; примерно\; 0,44\; \backslash \; cdot\; \{\backslash \; frac\; \{\backslash \; lambda\; \_\; \{0\}\; ^\; \{2\}\}\; \{\backslash \; Delta\; \backslash \; lambda\}\}\; \backslash \; qquad\; \backslash \; qquad\; \backslash \; qquad\; \backslash \; qquad\; \backslash \; qquad\; \backslash \; qquad\; \backslash \; qquad\; \backslash \; qquad\; (4)\}$

где $\lambda \; 0\; \{\backslash \; displaystyle\; \backslash \; lambda\; \_\; \{0\}\}$и $\Delta \; \lambda \; \{\backslash \; displaystyle\; \backslash \; Delta\; \backslash \; lambda\}$- соответственно центральная длина волны и спектральная ширина.

Частотная область

В частотной области OCT (FD-OCT) широкополосные помехи регистрируются с помощью спектрально разделенных детекторов. Двумя общими подходами являются ОКТ с качающимся источником и спектральная область. OCT источника с разверткой кодирует оптическую частоту во времени с помощью источника со сканированием спектра. ОКТ в спектральной области использует дисперсионный детектор, такой как решетка и линейная матрица детекторов, для разделения разных длин волн. Благодаря соотношению Фурье (теорема Винера-Хинчина между автокорреляцией и спектральной плотностью мощности) сканирование глубины может быть немедленно рассчитано с помощью преобразования Фурье из полученных спектров, без движение эталонного плеча. Эта функция значительно увеличивает скорость визуализации, в то время как уменьшенные потери во время одного сканирования улучшают отношение сигнал / шум пропорционально количеству элементов обнаружения. Параллельное обнаружение в нескольких диапазонах длин волн ограничивает диапазон сканирования, в то время как полная спектральная полоса пропускания устанавливает осевое разрешение.

Пространственное кодирование

Пространственно-кодированное ОКТ в частотной области (SEFD-OCT, спектральная область или Фурье) domain OCT) извлекает спектральную информацию, распределяя различные оптические частоты на полосу детектора (линейная матрица CCD или CMOS) через дисперсионный элемент (см. рис. 4). Таким образом, информация о сканировании полной глубины может быть получена за одну экспозицию. Однако преимущество FD-OCT в отношении большого отношения сигнал / шум снижается из-за более низкого динамического диапазона полосковых детекторов по сравнению с одиночными светочувствительными диодами, что приводит к преимуществу SNR (отношение сигнал / шум ) примерно в 10 дБ на гораздо более высоких скоростях. Однако это не представляет большой проблемы при работе на 1300 нм, поскольку динамический диапазон не представляет серьезной проблемы в этом диапазоне длин волн.

Недостатки этой технологии заключаются в сильном падении отношения сигнал / шум., который пропорционален расстоянию от нулевой задержки и снижению чувствительности, зависящей от глубины, по типу sinc из-за ограниченной ширины линии обнаружения. (Один пиксель обнаруживает квазипрямоугольную часть диапазона оптических частот вместо одной частоты, преобразование Фурье приводит к поведению sinc (z)). Кроме того, диспергирующие элементы в спектроскопическом детекторе обычно не распределяют свет, равномерно распределенный по частоте на детекторе, но в большинстве случаев имеют обратную зависимость. Следовательно, перед обработкой сигнал должен быть повторно дискретизирован, что не может учитывать разницу в локальной (пиксельной) полосе пропускания, что приводит к дальнейшему снижению качества сигнала. Однако спад не является серьезной проблемой при разработке ПЗС-матриц нового поколения или фотодиодной матрицы с большим количеством пикселей.

Обнаружение гетеродина на синтетической матрице предлагает другой подход к этой проблеме без необходимости в высокой дисперсии.

Кодирование по времени

OCT с кодированием по времени в частотной области (TEFD-OCT или OCT с разверткой источника) пытается объединить некоторые преимущества стандартных TD и SEFD-OCT. Здесь спектральные составляющие не кодируются пространственным разделением, а кодируются во времени. Спектр либо фильтруется, либо генерируется за один последовательный шаг по частоте и восстанавливается перед преобразованием Фурье. При размещении частоты сканирования источника света (т.е. частота сканирование лазерной) оптические установки (см. Фиг.3) становится проще, чем SEFD, но проблема сканирования, по существу, в перевод с TD-OCT ссылочной руки в TEFD-OCT свет источник. Преимущество здесь заключается в проверенной технологии детектирования с высоким отношением сигнал / шум, в то время как источники лазера со свипированием обеспечивают очень малую мгновенную ширину полосы (ширину линии) на очень высоких частотах (20–200 кГц). Недостатками являются нелинейность длины волны (особенно на высоких частотах сканирования), расширение ширины линии на высоких частотах и ​​высокая чувствительность к перемещению геометрии сканирования или образца (ниже диапазона нанометров в пределах последовательных шагов частоты).

ОКТ с полным полем поля

Схематическое изображение ОКТ с полным полем

Подход к временной ОКТ с визуализацией был разработан командой Клода Боккара в 1998 году с получением изображений без сканирования луча. В этом методе, называемом ОКТ с полным полем (FF-OCT), в отличие от других методов ОКТ, которые получают поперечные сечения образца, изображения здесь «на лице», то есть как изображения в классической микроскопии: ортогональны световому лучу освещения..

более точно, интерференционные изображения создаются с помощью интерферометра Майкельсона, где разность длины пути изменяется за счет быстрого электрического компонента (как правило, пьезоэлектрический зеркала в опорном плече). Эти изображения, полученные камерой CCD, объединяются при последующей обработке (или в режиме онлайн) методом интерферометрии с фазовым сдвигом, при котором обычно получают 2 или 4 изображения за период модуляции, в зависимости от используемого алгоритма.

Таким образом, "анфас" томографические изображения создаются с помощью широкопольного освещения, обеспечиваемого конфигурацией Линника интерферометра Майкельсона, в которой объектив микроскопа используется в обоих плечах. Кроме того, хотя временная когерентность источника должна оставаться низкой, как в классической ОКТ (т.е. широкий спектр), пространственная когерентность также должна быть низкой, чтобы избежать паразитных помех (т.е. источник с большим размером).

Линейно-полевая (конфокальная) ОКТ

Конфокальная оптическая когерентная томография с линейным полем (LC-OCT) - это метод визуализации, основанный на принципе ОКТ во временной области с линейным освещением с использованием широкополосного лазера и обнаружением линий с использованием линейная камера. ЖХ-ОКТ производит B-сканы в реальном времени из нескольких A-сканов, полученных параллельно. Изображения на лицо также можно получить, сканируя линию освещения вбок. Фокус постоянно регулируется во время сканирования образца по глубине, используя объектив микроскопа с высокой числовой апертурой (NA) для получения изображений с высоким поперечным разрешением. Используя суперконтинуумный лазер в качестве источника света, достигается квазиизотропное пространственное разрешение ~ 1 мкм на центральной длине волны ~ 800 нм. С другой стороны, линейное освещение и обнаружение в сочетании с использованием объектива микроскопа с высокой числовой апертурой создают конфокальный вентиль, который предотвращает обнаружение камерой большей части рассеянного света, который не влияет на сигнал. Этот конфокальный вентиль, который отсутствует в методике полнопольной ОКТ, дает LC-OCT преимущество с точки зрения чувствительности обнаружения и проникновения в сильно рассеивающие среды, такие как ткани кожи. До сих пор этот метод использовался в основном для визуализации кожи в области дерматологии и косметологии.

Фокусировка светового луча в точку на поверхности исследуемого образца и рекомбинация отраженного света с эталоном даст интерферограмму с информация о выборке, соответствующая одному A-сканированию (только ось Z). Сканирование образца может выполняться либо сканированием света на образце, либо перемещением испытуемого образца. Линейное сканирование дает двумерный набор данных, соответствующий изображению поперечного сечения (сканирование по осям X-Z), тогда как сканирование области обеспечивает получение трехмерного набора данных, соответствующего объемному изображению (сканирование по осям X-Y-Z).

Одноточечный

Системы, основанные на одноточечной, конфокальной или временной области ОКТ, должны сканировать образец в двух боковых измерениях и восстанавливать трехмерное изображение с использованием информации о глубине, полученной когерентное стробирование через опорный рычаг со сканированием в осевом направлении (рис. 2). Двумерное поперечное сканирование было реализовано электромеханически путем перемещения образца с использованием трансляционного столика и использования нового сканера микроэлектромеханической системы.

Параллельный

Параллельный или полный полевой ОКТ с использованием устройство с зарядовой связью (ПЗС) камера была использована, в которой образец освещается в полном поле и отображается на поверхности ПЗС, что исключает электромеханическое поперечное сканирование. Смещая эталонное зеркало и записывая последовательные изображения лица, можно восстановить трехмерное представление. Трехмерная ОКТ с использованием ПЗС-камеры была продемонстрирована в пошаговой фазе с использованием геометрического фазового сдвига с помощью интерферометра Линника, с использованием пары ПЗС и гетеродинного детектирования, а также в интерферометре Линника с осциллирующим эталоном. этап зеркального и осевого перевода. Центральным в подходе CCD является необходимость либо очень быстрых CCD, либо генерации несущей отдельно от шагающего эталонного зеркала для отслеживания высокочастотной несущей OCT.

Матрица интеллектуальных детекторов

Двумерная матрица интеллектуальных детекторов, изготовленная с использованием 2 мкм комплементарного процесса металл-оксид-полупроводник (CMOS), была использована для демонстрации полной -поле TD-OCT. Благодаря несложной оптической схеме (рис. 3) каждый пиксель матрицы интеллектуальных детекторов 58x58 пикселей действовал как отдельный фотодиод и включал в себя собственную схему аппаратной демодуляции.

Оптическая когерентная томография - это признанный метод медицинской визуализации, который используется в нескольких медицинских областях, включая офтальмологию и кардиологию, и широко используется в приложениях для фундаментальных научных исследований.

Офтальмология

Глазная (или офтальмологическая) ОКТ широко используется офтальмологами и оптометристами для получения изображений сетчатки с высоким разрешением и передний сегмент. Благодаря способности ОКТ отображать поперечные сечения слоев ткани с микрометрическим разрешением, ОКТ обеспечивает простой метод оценки клеточной организации и толщины аксонов при глаукоме, дегенерация желтого пятна, диабетический отек желтого пятна, рассеянный склероз и другие заболевания глаз или системные патологии, имеющие глазные признаки. Кроме того, офтальмологи используют ОКТ для оценки состояния сосудов сетчатки с помощью метода, называемого ОКТ-ангиография (ОКТА).

Кардиология и внутрисосудистые приложения

В условиях кардиологии ОКТ используется для получения изображений коронарные артерии для визуализации морфологии и микроструктуры просвета сосудистой стенки с разрешением, в 10 раз более высоким, чем другие существующие методы, такие как внутрисосудистое ультразвуковое исследование и рентгеновская ангиография (Intracoronary Optical Coherence Tomography ). Для этого типа применения используются волоконно-оптические катетеры диаметром примерно 1 мм для доступа к просвету артерии с помощью полуинвазивных вмешательств, то есть чрескожное коронарное вмешательство.

Исследователи сообщили о первой демонстрации эндоскопической ОКТ в 1997 году. в лаборатории Джеймса Фудзимото Массачусетского технологического института, в том числе проф. Гильермо Джеймс Терни и проф. Первый катетер и система для визуализации TD-OCT были коммерциализированы компанией из Массачусетса в 2006 году. О первом исследовании визуализации с помощью FD-OCT сообщила лаборатория проф. Гильермо Дж. Тирни и проф. Бретта Баума, базирующаяся в Больница общего профиля Массачусетса в 2008 году. Внутрисосудистая FD-OCT была впервые представлена ​​на рынке в 2009 году компанией LightLab Imaging, Inc., а Terumo Corporation запустила второе решение для визуализации коронарных артерий в 2012 году. Скорость FD-OCT позволила широко использовать эту технологию визуализации для визуализации коронарных артерий. По оценкам, ежегодно выполняется более 100000 случаев коронарной визуализации с помощью FD-OCT, и что рынок увеличивается примерно на 20% каждый год.

Внутрисосудистая ОКТ была исследована для использования в нейроваскулярных приложениях, включая визуализацию для руководства эндоваскулярным лечением ишемического инсульта и аневризм головного мозга. Клиническое использование было ограничено проксимальной внутричерепной анатомией пациента с ограниченной извилистостью, что демонстрирует потенциал ОКТ для визуализации сосудисто-нервного заболевания. В 2020 году была предложена конструкция внутрисосудистого катетера для ОКТ-визуализации, адаптированная для использования в извилистой сосудисто-нервной анатомии.

Дальнейшие разработки внутрисосудистой ОКТ включали комбинацию с другими методами оптической визуализации (мультимодальная визуализация). ОКТ была объединена с флуоресцентной молекулярной визуализацией для повышения его способности одновременно обнаруживать молекулярную / функциональную и морфологическую информацию о тканях. Аналогичным образом была продемонстрирована комбинация с ближней инфракрасной спектроскопией.

Онкология

Эндоскопическая ОКТ применялась для обнаружения и диагностики рака и предраковых поражений, таких как пищевод Барретта и пищевода дисплазия.

Дерматология

Первое использование ОКТ в дерматологии датируется 1997 годом. С тех пор ОКТ применяют для диагностики различных кожных поражений, включая карциномы. Однако диагностика меланомы с помощью традиционной ОКТ затруднена, особенно из-за недостаточного разрешения изображения. Новые методы ОКТ с высоким разрешением, такие как LC-OCT, могут улучшить клинический диагностический процесс, позволяя раннее обнаруживать злокачественные опухоли кожи, включая меланому, и сокращать количество хирургических иссечений доброкачественных образований. Другие многообещающие области применения включают визуализацию поражений, где иссечение опасно или невозможно, и руководство хирургическим вмешательством путем выявления краев опухоли.

Стоматология

Исследователи из Токийского медицинского и стоматологического университета смогли обнаружить белые пятна на эмали вокруг и под ортодонтическими скобами с помощью ОКТ с развернутым источником.

Приложения для исследований

Исследователи использовали ОКТ для получения подробных изображений мозга мышей через «окно» из диоксида циркония, которое было модифицировано, чтобы стать прозрачным и имплантировано в череп. Оптическая когерентная томография также применима и все чаще используется в промышленных приложениях, таких как неразрушающий контроль (NDT), измерения толщины материалов и, в частности, измерения толщины тонких кремниевых пластин и полупроводниковых полупроводниковых пластин. определение характеристик шероховатости, визуализация поверхностей и поперечных сечений, а также измерения объемных потерь. Системы OCT с обратной связью могут использоваться для управления производственными процессами. Благодаря высокоскоростному сбору данных и субмикронному разрешению OCT можно адаптировать для работы как в оперативном, так и в автономном режиме. Из-за большого объема производимых пилюль интересной областью применения является фармацевтическая промышленность для контроля покрытия таблеток. Оптоволоконные системы OCT особенно хорошо адаптируются к промышленным условиям. Ref>Валецки В.Дж., Сонди Ф., Ван А. (30 апреля 2009 г.). Сяо Х, Фань С. (ред.). «Волоконно-оптическая низкокогерентная ИК-интерферометрия для производства оборонных датчиков» (PDF). Proc. ШПИОН. Фотонные микроустройства / микроструктуры для зондирования. 7322 : 73220К. Bibcode : 2009SPIE.7322E..0KW. doi : 10.1117 / 12.818381. S2CID 120168355.Они могут получать доступ и сканировать внутренние части труднодоступных мест и могут работать в агрессивных средах - будь то радиоактивные, криогенные или очень горячие. В настоящее время разрабатываются новые технологии оптической биомедицинской диагностики и визуализации для решения проблем биологии и медицины. По состоянию на 2014 год были предприняты попытки использовать оптическую когерентную томографию для идентификации корневых каналов в зубах, в частности канала в моляре верхней челюсти, однако нет никаких различий с современными методами стоматологического операционного микроскопа. Исследования, проведенные в 2015 году, позволили использовать смартфон в качестве платформы OCT, хотя еще предстоит проделать большую работу, прежде чем такая платформа станет коммерчески жизнеспособной.

• Низкокогерентная интерферометрия с угловым разрешением
• Баллистический фотон
• Конфокальная микроскопия
• Интерферометрия
• Внутрикоронарная оптическая когерентная томография
• Leica Microsystems
• Медицинская визуализация
• Novacam Technologies
• Оптическое гетеродинное обнаружение
• Оптическая проекционная томография
• Терагерцовая томография
• Томография