1_Лазерная томография 260313
.pdf
а) Суперконтинуум в оптических волокнах
Рис.1.21 Фононно-кристаллическое волокно (PCF)
PCF длиной 24-мм с 1.9-мкм cердечником, накачиваемый Ti:Al2O3 лазером (FEMTO-LASERS; λс=790 нм, ∆λ=33 нм, Pout=300 мВт), генерировал суперконтинуум от 400 до 1200нм (Pout=60 мВт), перекрывающий полосу с минимальным поглощением воды вблизи 1060 нм (в “терапевтическом окне”от 900 до 1200 нм, мощность ≥10мВт).
11
б)OСT высокого разрешения в области 400-1700 нм
(a)Спектр Ti:sapphire+PCF (вход:ИК-пунктир, выход: синий,желтый, ИК -сплошной);
(b)соответствующий FTIR интерференционный сигнал
ОСТ биопсия живых ганглиозных клеток и последующая гистология in vitro
ОСТ с продольной разрешающей способностью на 2 порядка величины более высокой по сравнению с УЗИ томографией представляет квантовый скачок в технике неинвазивного исследования внутренней структуры ткани. Максимальная глубина формируемого изображения в большинстве тканей (кроме глаза) ограничена оптическим поглощением и рассянием мала ~1-2 мм. Однако благодаря субклеточному внутритканевому разрешению invivo, приближающемуся к предельному разрешению in vitro конфокального микроскопа, эта методика сможет расширить возможности как ранней диагностики рака, так и обнаружения различных глазных патологий, ведущих к слепоте.
Маловероятно, что ОСТ биопсия заменит инвазивную биопсию или гистологию, однако она сможет существенно расширить понимание патогенеза и терапии ряда тяжелых заболеваний [12].
В чем же проблема?
TDOCT не позволяет получить объемное изображение в режиме реального времени: минимальный стандартный линейный профиль B-scan (128 А–сканов) реализуется в среднем за 0,32 сек без возможности коррекции движения глаза ~0,1 сек.
12
Архитектура оптических когерентных томографов
(I) Время-пролетная (TD) OCT (Рис. а): A-scan выполняется путем изменения оптической разности хода (OPD) в интерферометре для получения профиля отражения с глубиной. Поперечное сканирование T-scan объекта (еn face) производится при фиксированном опорном зеркале, чтобы создать профиль отражения в зависимости от угла или бокового положения. Во время-пролетной TD-ОСТ детектируется огибающая интерференционного сигнала.
(II) Спектральная или Фурье OCT (F/SDOCT): выход интерферометра направляется в оптический спектрометр
(Рис. b). После Фурье-преобразования сигнала спектрометра создается (returns) A-scan. В спектральной (Фурье) F/SDOCT, отраженный низкокогерентный свет интерферирует с референтным пучком, каждая спектральная компонента разделяется дифракционным спектрометром и детектируется
ССD решеткой после линейного сканирования.
Принцип SD-OCT основан на том, что спектральные амплитуды отраженных волн эквивалентны Фурье
преобразованию пространственного распределения света рассеянного объектом. Фурье FD-ОСТ имеет большие преимущества по сравнению с время-пролетной TD-OCT и по времени обработки изображения и по чувствительности, что делает FD-OCT применимым для 3D-визуализации в офтальмологии.
(а) |
|
(b) |
|
|
|
(вверху) Схемы OCT
(a) время-пролетная TDОСТ (b) спектральная F/SDОСТ
(внизу) Томограммы сетчатки:
(a) TDОСТ, (b) F/SDОСТ
Обратное преобразование Фурье спектральных амплитуд формирует структуру объекта. Большинство компонентов оптической схемы F/SDOCT идентичны технологии TD ОСТ. Основное отличие заключается в том, что в системе F/SDOCT длина опорного плеча фиксируется. Вместо получения информации с различной глубины образца путем сканирования длины опорного плеча, сигнал с выхода интерферометра анализируется с помощью спектрометра (линейка детекторов устанавливается вдоль направления развертки спектра).
Интерференционный спектр содержит колебания с различными частотами, соответствующими временным задержкам световых волн, отраженных от различных по глубине участков объекта. Измеренный спектр сигнала содержит ту же информацию, что и при продольном сканировании референтного плеча в TD ОСТ. Зависимость отражения от глубины (аксиальный А-скан) получается из спектрограммы с помощью Фурье преобразования. F/SDOCT измеряет эхо-задержки одновременно, а не последовательно, как ТD OCT. Это значительно повышает чувствительность
искорость визуализации, позволяя перейти от 2-D к 3-D изображению. Недостаток ТD OCT также связан с высокоскоростным линейным спектрометром. Из-за ограничений в разрешении спектрометра (конечные размеры пятна
иэлемента детектора), наблюдается снижение чувствительности и разрешения с глубиной визуализации (интегрирование по длинам волн для одного пикселя ведет к потерям видности полос с увеличением осевой задержки).
(III)Снять это ограничение предполагает другой вариант F/SDOCT, использующий источник лазерного излучения со
свипированием частоты (свип/Фурье томография, SSOCT). Спектры на выходе интерферометра записываются последовательно с помощью одного детектора. Для того, чтобы получить аналогичное по глубине разрешение, частота лазера должна сканироваться в пределах полосы эквивалентной широкополосному источнику TDOCT или F/SDOCT. Эта техника ОСТ особенно интересна для работы на λ>1мкм, хотя она и требует более дорогие InGaAs детекторы.
.Широкополосная, низкокогерентная интерферометрия
Из теории интерференции,
Iph- детектируемый сигнал, α - чувствительность фотоприемника, O - рассеяние объекта, R - отражение опорного зеркала, λ - центральная длина волны источника, P0 – интенсивность света на объекте и П–степень поляризации. Оптическая разность хода (OPD) между опорным lr и объектным lo плечами интерферометра d=2|lr-lo|.
Первые два слагаемых представляют не изменяющиеся во времени “шумовые” составляющие, как правило, при регистрации и обработке сигнала отфильтровываются. Третий член описывает интерференцию, периодическую функцию, зависящую от d и λ. Каждый раз, когда референтное зеркало перемещается на λ/2 (OPD при двойном проходе меняется на λ), величина фотодетектируемого сигнала повторяется. Следовательно, при перемещении опорного зеркала регистрируются максимумы и минимумы сигнала. Интерференционный сигнал формируется в том случае, если OPD между интерферирующими волнами не превышает длины временной когерентности lc :
Структура интерференционных
полос при Фурье преобразовании в
зависимости от Δλ и разности хода OPD
Для идеального монохроматического источника, структура интерференционных полос представляет бесконечное число пиков при изменении OPD (верх рис) и не может быть использована для селекции глубины объекта. Однако, если оптический спектр широкий, можно селектировать и глубину, интерференционный сигнал представляет собой импульсный сигнал. Это связано с тем, что уравнение (1) дает суперпозицию длин волн в диапазоне Δλ (эквивалентно свойству преобразования Фурье, описывающего импульс, как суперпозицию косинусоидальных членов). Наличие косинусных членов ведет к отмене сигнала на фотоприемнике для большинства значений OPD. Однако для OPD=0 наибольшее число длин волн будет складываться на фотоприемнике. Длина когерентности lc оптического источника определяет ширину огибающей интерференционной картины (рис. справа, внизу) и, следовательно, разрешение по глубине (уравнение (2)). Чем больше Δλ, тем короче lc, и, соответственно, лучше разрешение ОСТ по глубине.
Временная синхронизация суперпозиций волн определяет величину интерференционного сигнала. При задержке одной из волн, например, отражения на зеркале, величина суперпозиции двух волн (интерференционный сигнал) соответственно сокращается. Это объясняет, почему огибающая третьего слагаемого в уравнении (1) стремится к нулю при |OPD|>lc. При этом амплитуда огибающей пропорциональна корню квадратному из коэффициентов отражения каждой волны, как это определяет третье слагаемое в уравнении (1).
ОСТ с регистрацией в спектральной области - одно из решений, позволяющих избежать необходимости механической перестройки оптической разности хода в интерферометре и повысить быстродействие томографа. Метод основан на использовании фундаментального соотношения между спектральным представлением случайного волнового процесса и его функцией корреляции (когерентности). Согласно теореме Винера-Хинчина функция корреляции Γ(τ) стационарного случайного процесса связана со спектральной плотностью мощности S(ω) через Фурье-преобразование:
Сравнение SNR в TD-OCT и SD-OCT для одной и той же слабо
отражающей поверхности в объектном плече. Пунктирная (сплошная) кривая, среднее из 256 глубинных профилей TD-
OCT (SD-OCT). Пик в нуле в профиле SD-OCT связан с DC членом. SD-OCT имеет на 5,7-дБ более высокий SNR и в 40-
крат более высокую скорость накопления данных, чем TD-OCT.
(3)
Записав спектр излучения, вышедшего из интерферометра, и применив к нему преобразование Фурье, можно получить функцию когерентности этого излучения. Спектр представляет собой распределение интенсивности по длинам волн λ, или волновым числам k = 2π/λ:
(4)
где S(k) - спектр излучения источника, а RR - амплитудный коэффициент отражения опорного зеркала; 2 zM=d (1) - разность хода волн в интерферометре, 2 zbi - взаимная оптическая разность хода между опорной волной и волной, отраженной i-ой границей объекта ( zbi > zM).
Преобразование Фурье выражения (4) дает следующий результат (где - некоторая оптическая разность хода, которая, в действительности, отсутствует в интерферометре):
15
(5)
В сигнале три основных составляющих. Постоянная составляющая (первое слагаемое выражения (5)) локализована в точке нулевой оптической разности хода Δ=0 в виде единичного импульса с наибольшей амплитудой.
Вблизи нулевого значения оптической разности хода располагаются интерференционные импульсы, составляющие автокорреляционную часть сигнала - суммарное оптическое поле, отраженное объектом.
Кросс-корреляционная (когерентная) составляющая (полезный сигнал) смещена относительно центрального импульса на фиксированную величину 2 zM, отличную от нуля разность длин оптических путей до опорного зеркала и объекта. Кроме симметрии сигнал F/SDОСТ имеет еще одну особенность по сравнению с сигналом, описываемым выражением (1). В F/SDOCT параметр zM играет существенно иную роль, нежели в низкокогерентной
ТDOCT.
Предположим, что zM увеличилось. Как видно из Рис. и формулы (5), кросскорреляционный сигнал сдвинется влево. Когда zM и zb1 станут равными, первый импульс кросскорреляционной составляющей совпадет с центральным импульсом, а сам полезный сигнал наложится на автокорреляционную составляющую (в ОСТ изображении появятся ложные элементы, которых нет в структуре объекта). При дальнейшем увеличении zM сигнал продолжит смещение влево уже в область отрицательных значений . То же самое происходит с комплексно сопряженным сигналом, который, при увеличении zM смещается в область положительных значений . В результате происходит зеркальное наложение комплексно сопряженного сигнала. Этих эффектов можно достичь также, изменяя zbi (смещая объект вдоль оптической оси интерферометра).
Наличие постоянной и автокорреляционной составляющих, а также комплексно сопряженного сигнала - основные недостатки метода F/SDOCT.
Наложение этих компонент на полезный сигнал приводит к значительному
Демонстрация ограничений SD ОСТ
(a) "Зеркальный" артефакт,
16 (b) Нормальное B-сканирование.
(c) Потеря чувствительности c глубиной
(2008 The Evolution of SDOCT)
искажению получаемого ОСТ изображения. Но этих проблем можно избежать путем смещения полезного сигнала в область более высоких значений .
Однако в этом случае проявляется зависимость чувствительности и аксиального разрешения от глубины визуализации – снижение разрешения спектрометра с ростом длины волны из-за неэквидистантного λ→κ(ω) приема спектральных компонент при преобразовании Фурье. С ростом смещения от нулевой задержкине обеспечивается необходимая точность восстановления сигнала на предельных глубинах. Как следствие, ослабление сигнала с повышением разрешения спектрометра или с визуализацией глубоких структур, несмотря на увеличение времени обработки изображений.
F/SDОСТ в отличие от ТDOCT позволяет получить стандартный линейный профиль B-scan (512/1024 А–сканов) в среднем за 0,04 сек и, соответственно, за 0.25 сек (время покоя глаза) 3D изображение из не менее чем 8100 А-сканов (поперечные пиксели) с 512 пикселей на А-скан (осевые пиксели). Используя 3D-OCT, можно создать виртуальное ОСТ фундус-изображение, которое показывает функциональные границы макулы, кровеносных сосудов и диска зрительного нерва. Последние достижения в мультиплексировании диодных SLD источников света (∆λ >150 нм, мощность падающего на глаз света ~750 мкВт) позволяют получить аксиальное разрешение ~3,5 мкм при поперечном разрешении изображения ~20 мкм. Они относительно недорогие и значительно более простыев эксплуатации, чем фемтосекундные лазеры с такой же шириной полосы и, соответственно, с таким же аксиальным разрешением (2009 OCT:Нistory and future).
17
Микровизуализация тканей в режиме реального времени
Итак, несмотря на перспективность визуализации методом F/SD-OCT, существуют факторы, ограничивающие быстродействие спектральной ОСТ, а также обусловливающие потерю информации вблизи предельных глубин в изображении.
Так как спектр, получаемый в SD OCT, есть реальная функция, ее Фурье преобразование (ФП) является симметричным относительно. Нулевой OPD. Симметричный характер ФП приводит к зеркальному отражению, ограничивающему диапазон сканирования SD OCT. Этот артефакт зеркального отражения занимает половину диапазона измерений глубины (Рис.А). Подавление этого артефакта приводит к удвоению измеряемой глубины, и позволяет использовать область изображения, близкую к нулевой линии задержки, обладающей наибольшей чувствительностью.Таким образом, подавление зеркального артефакта дает два преимущества: удвоенного диапазона глубины и высокой чувствительности (Рис.В).
Другой трудностью, отсутствующей у корреляционной TD-ОСТ, является модуляция в принимаемом спектре, связанная с паразитными переотражениями в оптическом тракте и
интерференцией между компонентами рассеяния (артефакты,
искажающие изображение вплоть до полной потери контраста). Проблема будет еще серьезней для ультра-широкополосных источников света, так как поддержка разрешения спектрометра потребует большего количества элементов в детекторной линейке.
Путь, чтобы избежать зеркального отражения и, следовательно, удвоить диапазон сканирования, - получение полного спектра комплексного сигнала. Для его реализации должна быть восстановлена фазовая информация интерференционного сигнала.
При использовании ОСТ в офтальмологии необходимы как высокая скорость обработки изображений, так и толерантность к движению объекта. Методы, основанные на одновременном детектировании сдвига фазы сигналов устойчивы к движению объекта, механической вибрации или колебаниям воздуха. Таким образом, они весьма полезны для получения in vivo изображения сетчатки, где есть довольно большие и быстрые непроизвольные движения головой. Однако, эти методы также требуют регистрации комплексного сигнала и очень высокой скорости линейки детекторов или 2D массивов детекторов для получения изображения сетчатки.
18
Комплексная SDOCT
1 |
|
2 |
|
|
|
3 |
|
4 |
|
|
|
Рис. 1. Сравнение EDI ОСТ и Spectralis ОСТ одного и того же пациента.
(A)EDIОСТ показывает хориоидею и хориоидo-склеральную границу раздела.
(B)Обычное ОСТ сканирование не показывает детали хориоидеи.
Рис. 2. Сравнение пациентов разного возраста.
(А) 10-летний мальчик с субфовеальной сосудистой оболочки
(B) 75-летний мужчина с субфовеальной сосудистой оболочки.
Рис. 3. Cравнение различных показателей рефракции.
(А) 43-летняя женщина без рефракции и субфовеальной сосудистой оболочки
(B) 45-летняя женщина с 8-D близорукостью и субфовеальной сосудистой оболочкой Рис. 4. Сравнение отслойки ПЭС), связанной с экссудативной ВМД.
(A)Spectralis ОСТ видна пустая область гипорефлексии под ПЭС.
(B)EDI ОСТ область под ПЭС не гипорефлексирует, указывая на ее заполнение19ХНВ
Многие методы были разработаны для улучшения визуализации F/SD-OCT. Так, при сдвиге SD-OCT (Heidelberg Spectralis) ближе к глазу (увеличение zМ в
уравнении (5)) удалось получить инвертированное изображение (более глубокие структуры стали ближе к нулевой задержке), Рис.1-4. Однако такой подход требует отслеживания движения глаз и автоматического усреднения изображений В-сканов с разной фазовой задержкой (~100 В-сканов, >4 сек) (2011 Choroidal Imaging With Spectral-domain OCT).
Общим решением для устранения артефактов является введение фазовых сдвигов между последовательными А-сканами (2008 Artifact removal in F/SD-OCT with a piezoelectric fiber).
Также, внедрение метода фазосдвигающей интерферометрии (М-скан) позволило получить глубину визуализации комплексной SD-OCT ~14 мм (от роговицы до задней поверхности хрусталика). Но метод имеет ограниченную точность и скорость обработки изображений. При этом требуется крайне высокая стабильность объекта (~λ/10) за время создания комплексного спектра из нескольких спектральных интерферограм, получаемых при сдвигах фазы опорного луча на одной локализации объекта (до 5 М-скан/А-скан. Понятно, что фазосдвигающая FD-ОСТ приводит к сильному увеличению времени измерения.
Альтернативный метод - Дифференциальная (разностная) интерферометрия (DSI) – модификация метода спектральной интерферометрии (SI), который потребовал введения сдвига π/2 в референтное плечо интерферометра (π фазовый сдвиг для интерференционного спектра). Хотя DSI не различает положительную и отрицательную составляющие
комплексного сигнала, она удаляет постоянный (DC) и автокорреляционный члены (к тому же не чувствительна к нестабильности образца). Разностная спектральная интерферограмма получается при вычитании двух спектров, которые отличаются только фазовым сдвигом на π. В результате Фурье преобразование разностной спектральной интерферограммы создает изображение свободное от фоновой составляющей SI и с удвоенной величиной полезного сигнала.
Рассмотрим две плоские волны, интерферирующие на выходе интерферометра. Результирующий спектр S(ω) равен:
Где ω - частота, E1(ω)иE2(ω) – амплитуда поля в каждом плече интерферометра, φ1(ω) и φ2(ω) – фазы двух волн, и τ – оптическая задержка между двумя плечами интерферометра. Первые два члена – постоянные спектральные составляющие светового источника. Tретий член - полезный сигнал.
Если добавить небольшую временную задержку, ∆τ, и вычесть этот спектр из спектра уравнения (1), получится разностный спектр, Sdif(ω):
Применяя тригонометрические тождества можно упростить уравнение (2):
Если ω∆τ≈π (предполагается ∆τ много меньше обратной величины ширины полосы источника), тогда уравнение (3) сокращается до:
Т.о., когда в референтное плечо вводится модуляция с фазовым сдвигом π, DС и автокорреляционный члены аннулируются, а амплитуда сигнала удваивается.
Однако, так как в SD-OCT детектируемая спектральная плотность есть реальная функция и, следовательно, ее Фурье преобразование - эрмитовое, то восстановленное изображение симметрично относительно нулевой разности хода. В результате нельзя различить отрицательные и положительные оптическую разность хода по отношению к опорному зеркалу. Эти эффекты имеют второстепенное значение для измерения тонких объектов (например, сетчатки), поскольку референтное плечо может быть сдвинуто в положение, при котором зеркальное отражение и постоянная составляющая не влияют на изображение измеряемого объекта.
20