Добавил:
Upload Опубликованный материал нарушает ваши авторские права? Сообщите нам.
Вуз: Предмет: Файл:

Лазеры и волоконная оптика в биомедицинских исследованиях

.pdf
Скачиваний:
475
Добавлен:
21.03.2016
Размер:
12.64 Mб
Скачать

162

Гл. 2. Распространение света в биологических тканях

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

Рис. 2.37. Принцип работы санирующего отражательного конфокального микроскопа [785]: а — принцип селекции фотонов; S1 и S2 — конфокальные точечные отверстия; L1 и L2 — фокусирующие линзы соответственно для освещения и собирания прошедшего света; фокальный объем формируется точечным источником света S1 и линзой L1; этот освещенный фокальный объем переотображается линзой L2, формирующей изображение на отверстии S2; б — оптическая схема лазерного отражательного сканирующего конфокального микроскопа; сфокусированный лазерный пучок играет роль точечного источника, а роль точечного детектора выполняет конфокальное точечное отверстие; дихроичный делитель пучка нужен для исследования возбуждаемой лазерным излучением более слабой флуоресценции из измерительного объема, в режиме отражения лазерного излучения используется обычный делитель пучка, при поляризационных измерениях делитель пучка может быть заменен поляризационной призмой; сканирующие зеркала осуществляют сканирование лазерного пучка в фокальной плоскости X–Y , а Z-сканирование осуществляется при перемещении конфокальной диафрагмы вдоль

оси микроскопа, в результате получают трехмерное изображение объекта

использовать объективы микроскопа с наибольшей числовой апертурой. Полная ширина по полувысоте продольного распределения энергетической освещенности определяет продольное разрешение или точность оптического секционирования [788]:

z =

1,4nλ

,

(2.108)

 

(NA)2

 

 

где n — показатель преломления иммерсионной жидкости объектива. Продольное разрешение z составляет 1,4 мкм при NA = 1,2 линзы объектива с водной иммерсией на длине волны λ = 1064 нм и n = 1,35. В реальных условиях рассеивающей среды поперечное x и продольное z разрешение конфокального микроскопа может существенно ухудшаться. Например, измеренные для той же оптической системы

значения в условиях рассеивающей среды составили:

 

0,7 мкм и

 

3 мкм,

x =

z =

при n = 1,35, λ = 1064 нм и NA = 1,2 линзы объектива [788]. Примерно двукратные различия можно отнести на счет влияния сферической аберрации в условиях рассеяния.

Для линзы микроскопа с масляной иммерсией с числовой апертурой NA = 1,4

и на

более короткой

длине волны

442 нм, поперечное разрешение

было рав-

но

 

продольное

разрешение или разрешение по

глубине —

x = 0,14 мкм, а

 

0,23 мкм [785].

 

 

 

z =

 

 

 

При наблюдении отдельной точки образца в отраженном свете с помощью обычного микроскопа, распределение интенсивности изображения можно описать выра-

2.7. Особенности взаимодействия лазерного излучения с биотканями

163

жением [440, 785]

 

 

 

 

 

 

 

2

 

 

 

 

 

π

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

2J1

2

N A · r

 

 

I(r) =

λ

,

(2.109)

 

 

 

 

 

N A · r

 

 

 

 

 

λ

 

 

где J1 — функция Бесселя первого порядка, а r — поперечное расстояние в фокальной плоскости. Для конфокального случая в присутствии диафрагмы малого сечения изображение точки описывается формулой

Iconf(r) = I2(r).

(2.110)

Для конфокального случая изображение в 1,4 раза более резкое по сравнению с обычным микроскопом, соответственно поперечное разрешение примерно на 40 % лучше, чем у обычного микроскопа.

Если в конфокальном микроскопе сканирование осуществлять продольно так, чтобы интенсивность света, отраженного от плоского зеркала (объекта), регистрировалась как функция смещения зеркала (объекта) в направлении фокальной плоскости, то интенсивность отраженного света дается простой параксиальной теорией

в виде [790]:

 

 

 

 

 

 

 

 

2

 

 

 

 

 

 

 

 

υ(z)

 

 

 

 

 

 

 

 

sin

 

 

 

 

 

 

 

 

 

2

 

 

 

(2.111)

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

2

 

 

 

 

Iconf(z) =

 

υ(z)

 

 

.

Здесь υ(z) — нормированная продольная координата:

 

υ =

nz sin2

α

,

 

 

n sin α = NA.

(2.112)

λ

2

 

 

В фокальной плоскости интенсивность отраженного сигнала максимальна. Эти соотношения верны для отображения плоских отражателей. Для точечных или линейных отражателей уравнение (2.111) принимает вид:

 

 

 

υ(z)

 

 

4

 

 

sin

 

 

 

 

 

 

2

 

 

 

(2.113)

Iconf(z) =

 

υ(z)

 

.

 

 

 

2

 

 

 

 

 

Послойная оптическая селекция выражена несколько слабее для точки или линии, чем для плоскости. Однако качество изображения зависит не только от разрешения, но и в очень большой степени от контраста изображения.

Высокий контраст изображения и высокое пространственное разрешение отражательной конфокальной микроскопии (ОКМ) достигаются благодаря зондированию малого (10–100 мкм2) объема биоткани. Локализация полезного сигнала в исследуемом объеме столь малых размеров становится возможной в результате взаимного оптического согласования источника лазерного излучения, исследуемого объема и фотоприемника. Поле зрения источника света и фотоприемника ограничено за счет использования сфокусированного пучка с фокусом в предметной плоскости и точечной диафрагмы, расположенной в плоскости изображения (рис. 2.37, б) [785]. Если глубина проникновения zf фокуса линзы внутрь биоткани не превышает трех-четырех

длин свободного пробега фотона lph = µt 1 (см. (1.1)), то такие условия лазерного освещения и приема отраженного сигнала гарантируют, что фотоны, отраженные точно назад компонентами клеток внутри зондируемого объема (так называемые баллистические фотоны), преобладают в регистрируемом сигнале. Именно эти фотоны несут неискаженную информацию, позволяющую реконструировать внутреннюю структуру исследуемой ткани.

6*

164

Гл. 2. Распространение света в биологических тканях

С ростом zf, т. е. когда фокус проникает глубже в рассеивающую среду, доля баллистических фотонов в детектируемом сигнале снижается, в то время как доля фотонов, рассеянных средой, увеличивается. При типичных условиях эксперимента с биологическими тканями ОКМ позволяет различить баллистические фотоны на фоне множества рассеянных средой фотонов, пока zf не станет больше lph в 5–8 раз. Другими словами, из-за многократного рассеяния света, характерного для большинства биотканей, ОКМ позволяет получить изображение клеточной структуры, например кожи, расположенной на глубине не более 300–400 мкм [442, 786–788], однако иммерсионное просветление (снижение рассеяния) кожи может существенно повысить эффективность ОКМ [791, 792].

2.7.5. Оптическая когерентная томография. Оптическая когерентная томография (ОКТ) аналогична ультразвуковой визуализации с тем отличием, что вместо звуковых волн измеряется интенсивность отраженного от образца видимого или инфракрасного света. Стробирование по времени используется таким образом, что время, необходимое для прихода назад отраженного света, или время задержки эха в терминах ультразвуковых волн, используется для определения интенсивности отраженного света как функции глубины. В отличие от ультразвука, времена задержки очень малы, на уровне фемтосекунд, что обусловлено большой скоростью распространения света, и поэтому не могут быть измерены средствами электроники. Для измерения таких ультракоротких времен задержки света, отраженного от различных по глубине слоев образца, используется оптический интерферометр

снизкокогерентным источником света. В качестве такого низкокогерентного источника может быть взята просто яркая спектрально широкополосная лампа, светодиод, суперлюминесцентный диод (СЛД), фемтосекундный лазер, лазер со свипированием частоты или фемтосекундный лазер с преобразователем в суперконтинуум на основе фотонно-кристаллического волоконного световода. Такие источники, как СЛД и все лазерные источники, принципиально необходимо использовать в ОКТ-системах на основе одномодовых волоконно-оптических интерферометров, поскольку наряду

смалой временной когерентностью они имеют высокую степень пространственной когерентности, что позволяет эффективно вводить излучение в одномодовый световод. Именно такие волоконно-оптические системы находят наибольшее применение в биомедицинских исследованиях благодаря их компактности, помехозащищенности, удобного сопряжения с эндоскопическими системами и пр.

Влитературе используются различные термины для обозначения этого метода исследований: двухлучевая когерентная интерферометрия или лазерная доплеровская интерферометрия, оптическая когерентная томография (ОКТ) или оптическая когерентная рефлектометрия. Томографическая схема отличается от интерферометрической дополнительным поперечным сканированием, которое позволяет получать оптические срезы различных слоев биоткани.

Методы интерферометрии и томографии биотканей и органов с использованием частично когерентного света интенсивно развиваются [1, 3, 12, 13, 16, 18, 19, 21, 22, 27, 29, 31, 33, 44, 78, 98, 101, 104–106, 111–113, 116, 117, 120, 121, 123, 125, 175, 176, 183, 199, 200, 432–438, 658–661, 663, 793–876]. Метод ОКТ был впервые продемонстрирован в 1991 г. [816]. Краткий исторический обзор и анализ основ низкокогерентной интерферометрии и томографии представлен Ферчером и сотрудниками [125, 183, 434], которые также обсудили офтальмологические приложения этих методов. Обзор ранних этапов развития оптической низкокогерентной рефлектометрии и некоторых недавних биомедицинских приложений дан Мастерсом [837]. Копии важнейших статей по ОСТ изданы в виде отдельного тома [794].

Рис. 2.38. ОКТ на основе открытого (воздушного) интерферометра Майкельсона (a); ОКТ на основе одномодового волоконно-опти- ческого интерферометра (б); параллельная (полнопольная) система ОКТ на основе открытого интерферометра Майкельсона и двумерного КОМП детектора (58 × 58 пикселей), в котором каждый индивидуальный фотодетектор (пиксель) параллельно обеспечивает

гетеродинное детектирование сигнала (в) [125]

165 биотканями с излучения лазерного взаимодействия Особенности .7.2

166

Гл. 2. Распространение света в биологических тканях

Обычно ОКТ строится на основе открытого или волоконно-оптического интерферометра Майкельсона (рис. 2.38). Если длина пути света в опорном плече меняется с постоянной линейной скоростью v, то сигнал, возникающий из-за интерференции света, рассеянного назад (отраженного) от образца в предметном плече (поверхность и внутренние слои образца играют роль зеркала), и света в опорном плече, модулируется на доплеровской частоте

f =

2v

.

(2.114)

D λ

Благодаря малой длине когерентности источника света, которая определяется соот-

ношением

 

2

 

 

 

2 ln

2

 

 

lc =

·

λ

,

(2.115)

π

 

λ

где λ — ширина полосы источника света с гауссовым профилем линии, доплеровский сигнал вызывается светом, рассеянным назад лишь в очень малой области (с размером порядка длины когерентности lc), соответствующей текущему значению оптической длины пути в опорном плече (рис. 2.39).

Рис. 2.39. Взаимное расположение объекта (биоткани) и пробного пучка (см. рис. 2.37); линза объектива находится на расстоянии d от когерентного пробного объема, в пределах которого отраженные от слоев ткани волны могут интерферировать с опорной волной интерферометра; длина этой области равна длине когерентности (см. соотношение (2.115)); показаны траектории фотонов (волн), которые испытывают двукратное рассеяние и не дают вклада в интерференцию по двум разным причинам; траектория движения фотона (волны) A находится вне «ворот когерентности», а траектория B, хотя и находится в пределах «ворот когерентности», но ее направление не совпадает с направлением оси системы, поэтому фотон не попадает в световод или точечную диафрагму фотоприемника (реализуется конфокальный

принцип) [125]

При использовании многомодового диодного лазера или суперлюминесцентного диода (СЛД) с шириной полосы 15–60 нм (λ 800–860 нм) продольное разрешение находится в интервале 5–20 мкм. Для титан-сапфирового лазера с длиной волны 820 нм ширина полосы может достигать 140 нм. Соответствующее продольное разрешение составляет 2,1 мкм [78, 183].

Сканирование объекта по глубине (z-направление) производится путем возв- ратно-поступательного движения отражателя в опорном плече интерферометра, при этом амплитуда детектируемого интерференционного сигнала пропорциональна локальному значению коэффициента отражения среды на глубине зондирования (см. рис. 2.38). В поперечном сечении медленное сканирование образца производится путем последовательного перемещения оси зондирующего пучка с помощью, например, электромеханической сканирующей системы (см. рис. 2.38, а и б).

2.7. Особенности взаимодействия лазерного излучения с биотканями

167

Наличие в исследуемом объеме локальных областей с оптическими характеристиками, существенно отличающимися от средних значений, приводит к значительным изменениям амплитуды детектируемого сигнала. Таким образом, зависимость амплитуды детектируемого сигнала от времени в течение одного цикла продольного сканирования может быть использована для восстановления распределения локальных значений коэффициента отражения по глубине при заданном положении зондирующего пучка. На практике с целью увеличения отношения сигнал/шум осуществляется усреднение локальных значений коэффициента отражения, полученных по последовательности реализаций детектируемого сигнала в результате периодического сканирования данной области образца. На рис. 2.40 в качестве примера представлены ОКТ-изображения (x − z) прозрачной роговицы (рис. 2.40, а) и сильно рассеивающей склеры (белая ткань глазного яблока) (рис. 2.40, б) глаза кролика и соответствующие сигналы ОКТ (локальное отражение) от глубины сканирования в направлении z; x — поперечная координата, z — продольная координата (глубина объекта — ткани) (рис. 2.40, в и г) [851, 852]. Для прозрачной роговицы на изображении хорошо видны

Рис. 2.40. ОКТ-изображения (x − z) прозрачной роговицы (а) и сильно рассеивающей склеры (белая ткань глазного яблока) (б) глаза кролика и соответствующие сигналы ОКТ (локальное отражение) от глубины сканирования в направлении z (в) и (г); x — поперечная координата, z — продольная координата (глубина объекта — ткани); размер бара на двумерной томограмме равен 0,2 мм [851, 852]

168

Гл. 2. Распространение света в биологических тканях

как передняя, так и задние границы ткани с примерно одинаковыми коэффициентами отражения. Видно также, что это неидеально прозрачная среда, а имеются вариации коэффициента отражения внутри ткани. Для сильно рассеивающей склеры сигнал сильно убывает по глубине, что обусловлено его ослаблением при проходе туда и обратно из-за рассеяния и поглощения, при этом задняя граница склеры практически не видна.

ОКТ-сигнал представляет собой зависимость отражательной способности объекта R(z) от глубины z. Отражательная способность зависит от коэффициента отражения на заданной глубине α(z) и коэффициентов поглощения µa и рассеяния µs или полного коэффициента ослабления µt = µa + µs среды, в которой распространяется свет. Связь между R(z) и µt, однако, весьма сложна из-за сильного и анизотропного рассеяния в ткани. Но для оптических глубин менее 4 отраженная мощность может приближенно описываться моделью однократного рассеяния [838], т. е.

R(z) = P0α(z) exp(−2µtz),

(2.116)

где P0 — оптическая мощность в пучке, падающем на поверхность ткани. В отличие от закона Бугера–Бера (1.1), множитель 2 в показателе экспоненты учитывает тот факт, что свет дважды проходит через образец — сначала от томографа в ткань, а затем обратно при отражении назад. Оптическая глубина есть мера глубины, выраженная в средних длинах свободного пробега фотона 1s, т. е. µsz. Величина α(z) определяется локальным показателем преломления и локальной способностью образца отражать (рассеивать) свет назад. Если предположить, что величина α(z) сохраняется постоянной в пределах некоторого интервала значений глубины z, то µt можно получить теоретически из измерений отражательной способности на двух различных глубинах z1 и z2 в пределах этого интервала:

µ =

1

ln

R(z1)

,

(2.117)

 

 

t

2(Δz)

 

R(z2)

 

 

 

 

где z = |z1 − z2|.

Итак, скорость убывания сигнала по глубине определяется распределением коэффициента затухания µt = µs + µa. Предельная глубина зондирования рассеивающих сред невелика и сопоставима со значением транспортной длины ltr, которая для биотканей определяется в основном коэффициентом рассеяния µs и имеет значение порядка миллиметра. Поэтому одна из главных областей применения ОКТ в медицине сегодня — это оптическая биопсия in vivo верхних слоев тканей (как правило, кожи и слизистых оболочек).

Широкой областью применений ОКТ является визуализация внутренней структуры глаза человека. Поскольку ткани глаза за исключением склеры и сетчатки характеризуются малыми коэффициентами экстинкции (затухания), то при зондировании глаза по всей глубине можно обеспечить высокое значение отношения сигнал/шум. Различным аспектам применения ОКТ в офтальмологии посвящено значительное количество работ [125, 183, 434, 795, 813, 814, 816, 826, 829, 837, 840, 847, 850–852, 857].

Важнейшим параметром ОКТ является разрешение по глубине, зависящее от ширины спектра источника, z ≡ lc (см. соотношение (2.115) и рис. 2.39). Улучшение разрешающей способности ОКТ систем достигается путем применения возможно более широкополосных источников и приемников излучения. В работе [856] представлено описание лабораторной ОКТ-системы с микронным разрешением. В качестве источника излучения был использован титан-сапфировый лазер, работающий в режиме синхронизации мод на керровской линзе (КЛМ-лазер) (рис. 2.41). Ширина спектра излучения такого лазера 350 нм с центральной длиной волны генерации 800 нм.

2.7. Особенности взаимодействия лазерного излучения с биотканями

169

Столь широкая спектральная полоса достигнута благодаря применению специально изготовленных зеркал резонатора и внутрирезонаторных компенсаторов дисперсии. Конструкция волоконно-оптического интерферометра также была оптимизирована за счет применения волоконно-оптических поляризационных элементов и фазовых компенсаторов дисперсионных искажений. В целом, измеренная полуширина функции

импульсного отклика для подобной системы оказалась равной z 1,5 мкм, что

=

позволило визуализировать структуры биотканей с внутриклеточным разрешением. В частности, в работе приведены томографические изображения клеточных структур головастика африканской лягушки, полученные с разрешением 1 × 3 мкм и позволяющие идентифицировать различные органеллы внутри клеток, а также анализировать динамику развития клеточной структуры (на изображении были зафиксированы различные стадии митоза для нескольких клеток).

Рис. 2.41. ОКТ-система со сверхвысоким разрешением на основе титан-сапфирового лазер, работающего в режиме синхронизации мод на керровской линзе (КЛМ-лазер): 1 — лазер со средней длиной волны 800 нм и полосой 350 нм; 2, 5, 16, 17 — линзы с компенсацией дисперсионных искажений; 3, 13 — волоконно-оптические разветвители; 4, 14 — волокон- но-оптические поляризаторы; 6, 7 — компенсаторы дисперсионных искажений; 8 — опорное зеркало; 9 — блок обработки; 10 — усилитель; 11, 12 — детекторы; 15 — система поперечного

сканирования образца [120, 856]

Использование дополнительных устройств, включая волоконно-оптические эндоскопы и катетеры, позволяет существенно расширить область применения ОКТ

вбиомедицинских исследованиях [16, 29, 437, 802]. В случае внутриартериального зондирования [437] поперечное сканирование исследуемого участка осуществляется путем осевого вращения световедущей системы одномодовое волокно-микропризма с помощью шагового двигателя через редуктор.

Вработе [866] описаны различные варианты волоконно-оптических зондов для ОКТ-систем. Поперечное сканирование исследуемого участка в данном случае осуществляется с помощью пьезоэлектрического микросканера путем смещения выходного торца одномодового световода в предметной плоскости однолинзовой или двухлинзовой оптической системы. Размеры зоны сканирования при этом определяются используемым поперечным увеличением линзовой системы и могут меняться

взависимости от решаемых задач.

170 Гл. 2. Распространение света в биологических тканях

Широкие диагностические возможности ОКТ-систем в стоматологии, урологии, отоларингологии, гастроэнтерологии и других областях медицины продемонстрированы во многих книгах и обзорах [12, 13, 16, 19, 21, 25, 29, 33, 125]. Показаны также возможности ОКТ-мониторинга процессов лазерного воздействия на биотка-

ни, включая лазерную хирургию, фотомодификацию и абляцию ткани [867–869].

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

Например, на рис. 2.42 приведена схема уста-

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

новки для лазерной абляции тканей с ОКТ-

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

системой в качестве устройства обратной свя-

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

зи, позволяющей вести мониторинг процесса

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

абляции в реальном времени [869]. Локаль-

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

ная абляция ткани обеспечивалась излучением

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

аргонового лазера с мощностью 1–3 Вт с до-

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

ставкой этого излучения к объекту с помо-

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

щью световода и последующей фокусировкой

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

до диаметра 0,8 мм на поверхности объекта.

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

Ширина спектра СЛД с длиной волны 1,3 мкм,

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

используемого в ОКТ-системе, соответствова-

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

ла продольному разрешению 18 мкм (в сво-

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

бодном пространстве). Отношение сигнал/шум

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

 

Рис. 2.42. Система лазерной абляции

составляло 115 дБ при мощности СЛД, рав-

ной 5 мВт. Эксперименты по лазерной абляции

ткани с ОКТ-мониторингом [120, 869]:

1 — мощный аргоновый лазер для аб-

проводились на мышечной ткани крысы при

ляции ткани; 2 — волоконный све-

10-секундном воздействии излучения аргоно-

товод для передачи излучения абля-

вого лазера с мощностью 3 Вт. Для рекон-

ционного лазера; 3, 5, 9, 11, 15

струкции трехмерного изображения зоны аб-

коллимирующие линзы; 4 — прерыва-

ляции использовалось 60 оптических сечений,

тель пучка; 6 — поворотное зеркало;

полученных при сканировании образца с ин-

7 — суперлюминесцентный диод; 8

тервалом в 100 мкм между отдельными сече-

волоконно-оптический интерферометр;

ниями.

10 — двухкоординатное сканирующее

Развитие метода ОКТ привело к разра-

устройство; 12 — дихроичное зеркало;

ботке новых модификаций ОКТ, обладающих

13 — образец; 14 — детектор; 16 — оп-

дополнительными или новыми функциональ-

тическая линия задержки; 17 — блок

 

 

 

 

 

 

 

обработки

ными возможностями, в том числе спектраль-

ным сканированием по глубине (спектральная ОКТ), визуализацией потоков (доплеровская ОКТ), получением поляризационных изображений (поляризационно-чувствительная ОКТ), высоким быстродействием при использовании лазерных источников со свипированием частоты и др. [12, 13, 16, 19, 27, 33, 41, 120, 125]. Потенциальные возможности ОКТ с двумя источниками излучения (830 нм и 1285 нм) для визуализации структуры биотканей in vivo рассматривались в работе [870]. В схеме были использованы 2 волоконно-оп- тических интерферометра Майкельсона, в опорных плечах которых стоял общий отражатель; пространственное совмещение зондирующих пучков осуществлялось с помощью дихроичной светоделительной пластинки. Двухволновая система была также использована в работе [871] для анализа локальных значений концентрации воды в модельных средах. В работе [872] рассмотрена возможность анализа ОКТизображений для различных длин волн в интервале 650–1000 нм с фемтосекундным титан-сапфировым лазером в качестве источника. В работе [873] описан метод детектирования в ОКТ системе с использованием спектральной селекции детектируемого излучения. Система детектирования рассеянного объектом излучения состоит из телескопа — расширителя пучка, диспергирующего элемента — дифракционной решетки и сопряженной с компьютером ПЗС-камеры. Камера регистрирует зави-

2.7. Особенности взаимодействия лазерного излучения с биотканями

171

сящую от длины волны интенсивность интерференционной картины, формируемой в результате суперпозиции объектного и опорного пучков. Фурье-преобразование регистрируемых интерферограмм используется для получения томограмм. Это так называемая спектральная или фурье-ОКТ, которая не требует механического сканирования зеркала в опорном пучке. В настоящее время компания Thorlabs выпускает промышленные образцы таких томографов. На рис. 2.43 представлена оптическая схема и принцип действия такой спектральной системы ОКТ с выносным пробником для проведения исследований in vivo; центральная длина волны равна 930 нм, спектральная полоса на полувысоте 100 нм, длина когерентности lc 6,2 мкм, выходная мощность 2 мВт.

Рис. 2.43. Оптическая схема и принцип действия спектральной системы ОКТ с выносным пробником для проведения исследований in vivo, выпускаемой компанией Thorlabs (THORLABS Spectral Radar OКT); центральная длина волны суперлюминесцентного диода (СЛД) равна 930 нм, спектральная полоса 100 нм, длина когерентности lc 6,2 мкм, выходная мощность 2 мВт

Поляризационно-чувствительная ОКТ также обладает дополнительными возможностями по сравнению с классической ОКТ [19, 27, 33]. В работе [823] показано, что поляризационная селекция детектируемого излучения в низкокогерентном интерферометре, заключающаяся в формировании интерференционного сигнала с использованием ко-поляризованной либо кросс-поляризованной составляющей может быть успешно применена для дискриминации рассеивающих частиц по размерам при построении изображения объекта. Такая возможность обусловлена существенными различиями степени остаточной поляризации обратно рассеянного излучения для рассеивающих сред, состоящих из крупных и мелких частиц. В работе [796] с использованием поляризационно-чувствительной ОКТ обсуждается несколько иной подход к анализу структурных изменений кожи в результате ожога. Метод основан на анализе изменений двулучепреломления коллагена кожи в результате его термической денатурации. В системе использована модуляция поляризации излучения источника с центральной длиной волны 1310 нм и полушириной спектра 75 нм.