1_Лазерная томография 260313

Схема стандартного метода BM-сканирования:

(A), исходя из реальных спектров (волновое числоk, поперечное положение t- время), проводится (B) преобразование Фурье FT(t) с целью фильтрации сдвинутого EOM зеркало сигнала (f является обратной величиной поперечной координате t). Обратное Фурье преобразование FT(f) и FТ(k) дают (C) изображение без зеркальной составляющей (глубина z, поперечное положение t)

(2010 Parabolic BM-scan technique for full range Doppler spectral domain optical coherence tomography).

Если объект или его внутренние структуры движутся, то дополнительный сдвиг будет виден по отношению к ЕОМ смещению, приводящий к уширению спектра (рис. 1 (B)). Зеркальное изображение претерпевает противоположной сдвиг в отрицательной части частотного пространства f и отфильтровывается числовым полосоым фильтром (красная кривая на рис. 1 (B)). Поскольку каждая поперечная 1D составляющая этой спектральной 2D интерферограммы создается без дополнительного времени на М-сканирование (идентично времени измерения обычной SD-OCT), это позволяет достичь высокой скорости визуализации комплексной SD-OCT.

Однако подавление зеркального отображения, которое основано на линейной фазовой модуляции одного из плеч интерферометра, не является совершенным для образцов с зонами сильного осевого движения.

.

Изображения передней камеры глаза invivo.

Размер отображаемого участка: 5,9 мм (по горизонтали, оптическое расстояние) х 8 мм (по вертикали); каждое изображение состоит из 800 линий.

(а) Изображение, полученное обратным Фурье преобразованием действительного спектра I(ω), зеркальные составляющие искажают изображение.

(b) изображение соответствующее сигналу ΔS+; зеркальные члены удалены, артефакты, как тень, остаются.

(с) симметричные структуры записанные новым алгоритмом.(d) Окончательное изображение (сумма (б) и (с))

(2005 High speed full range complex spectral domain optical coherence tomography)

Сверхвысокоскоростная регистрация изображений еn face OCT

Сверхвысокие скорости регистрации изображений требуются для получения массива данных 3D-OCT с высокой плотностью пикселей, необходимой для

создания en face изображений, в частности, для визуализации анатомии сетчатки и ДЗН (улучшение визуализации интраретинальных слоев, по сравнению с Stratus OCT, в т.ч. слоя GCL, особенно подверженного к повреждению глаукомой).

Изображения проекций ОСТ глазного дна (мягкие, сливные друзы в ВМД)

Изображение ОСТ хорошо коррелирует с фото глазного дна.Набор enface изображений из различных уровней глубины сетчатки дает более подробную информацию о патологии ПЭС и повреждениях слоя фоторецепторов.Поперечные сечения на enface изображении глазного дна (image 1 и image 2).

24

В то же время длинноволновая ОСТ позволяет улучшить визуализацию хориоидеи, структур ниже ПЭС и отслойки ПЭС, а также структур внутри зрительного нерва, например, lamina cribrosa, что важно для выявления глаукомы. Излучение с λ=1040 нм наиболее подходящее для ретинального изображения из-за лучшего проникновения в хориоидею, чем 1300 нм и, тем более, 800 нм благодаря меньшему поглощению водой и ПЭС, соответственно. Кроме того, большая длина волны рассеивается меньше, чем λ=830 нм и проникает даже к сосудистой оболочке и склере, обеспечивая большую глубину изображения. Другой важной особенностью этой волны является

то, что в этом диапазоне длин волн нулевая точка дисперсии воды.

Так, сочетание большей длины волны и высокой скорости визуализации (объемные F/SDOCT измерения) показали снижение субретинальнойи суб-ПЭС жидкости после введения ранибизумаб (р = 0,01) без заметных изменений фиброваскулярной структуры (р = 0,26), в то время как фоторецепторный слой IS/OS поврежден выше фиброваскулярной патологии. Эти результаты показывают, что в то время как ранибизумаб улучшает общую архитектуру сетчатки, некоторые повреждения фоторецепторов могут быть необратимыми.

(2010 Biomedical Optical Imaging. Chapter 17)

Спектрометр SD-OCT требует высокоскоростную линейную ПЗС камеру. В настоящее время доступны лишь несколько линейных детекторов для 1-мкм полосы с обычно менее 1024 пикселей. Достижимая глубина изображения SD-OCT ∆z определяется разрешением δλ спектрометра и центральной длиной волны λо в соответствии с ∆z = (2ln2/πn) (λо2/δλ), где n-показатель преломления объекта. Т.к. ∆z обратно пропорционально δλ, которая зависит от количества пикселей линейной камеры, диапазон измерений вблизи 1 мкм ограничен. Это делает 1-мкм SD-OCT непригодным для некоторых офтальмологических исследований, таких как визуализация зрительного нерва (ДЗН) пациентов с глубоким влагалищем, или патологий большой высоты, в т.ч. ВМД с отслоением

ПЭС или макулярное отверстие. Требуемая глубина изображения сетчатки и сосудистой оболочки даже больше, чем 3 мм, в то время как, используя доступные линейные детекторы, достижимая эффективная глубина изображения составляет около 2 мм. Кроме того, ОСТ сверхвысокого разрешения требует широкополосного источника света, что будет еще больше ограничивать глубину изображения. Поэтому для 1-мкм SD-OCT особенно важно обеспечение полного (комплексного) диапазона измерений.

25

Скорость получения изображений FD-ОСТ уже миллионы А-скан/сек. Такая сверхвысокая скорость позволяет получить разрешенное во времени объемное изображение (4D) при наличии деструктивных динамических процессов, таких как мигание глаза, папиллярная реакция на световой раздражитель, биение сердца.

Однако, к сожалению, комплексная FD-OCTсистема (глубина до 5,4 мм при аксиальном разрешении <7 мкм в ткани) не работает в режиме реального времени, поскольку технология обработки и визуализации объемных ОСТ изображений не успевает за получением ОСТ данных. Так, при частоте 10000 А-скан/сек, соответствующее ~5000 комплексных строк/сек, создается изображение передней камеры глаза, состоящее из 800 комплексных линий (время записи до 160 мс/изображение; однако время вычисления полного изображения ~2 сек, что в приводит ко времени создания объемного изображения в области 3×3 мм с Х-Υ сканированием 1024×128 за 3.4 сек. И это стало одним из ограничивающих факторов для использования FD-ОСТ систем в интраоперационной визуализации и хирургической практике. (2008 Full-range, high-speed, high-resolution 1 μm SD-OCT with BM-scan method for the human posterior eye imaging; 2011 Complex Conjugate Resolved Retinal Imaging by One-micrometer SD OCT Using an Electro-optical Phase Modulator).

Гетеродинная свип/Фурье томография (SSOCT)

В SD ОСТ изображении сетчатки луч распространяется через роговицу, глазную жидкость, хрусталик и стекловидное тело, прежде чем он достигает глазного дна. Основная дисперсия излучения происходит при распространения через стекловидное тело, которое обладает наибольшей длиной. Разные пациент имеют разные длину глаза, поэтому компенсацию дисперсии, должна корректироваться индивидуально. В комплексной F/SDOCT фазовый сдвиг вводится через модуляцию длины опорного плеча, которое вызывает хроматическую фазовую ошибку, в том числе из-за дисперсии самого ЕОМ, ухудшающую качество изображения, особенно для широкополосных источников.

SSOCT – модификация F/SDOCT, устраняющая этот недостаток.

Источник света со сканированием частоты особенно важен для работы с изображениями в ближнем ИК диапазоне длин волн (1000÷1300 нм), где дешевые ПЗС-матрицы не доступны. SSOCT имеет также преимущество использования двухбалансного (dualbalanced) детектирования, а отсутствие в схеме спектрометра с высокоразрешающей линейной ПЗС матрицей повышает скорость визуализации и чувствительность по сравнению с F/SD OCT.

В последнее время разработан новый класс спектральной SSОСТ на основе свип-лазеров с синхронизацией мод. Лазер со сканированием частоты использует геометрию кольцевого резонатора с полупроводниковым активным элементом SOA и частотно-модулируемым (кратно времени прохода резонатора) Фабри-Перо фильтром FFP-TF, связанных между собой волоконно-оптической линией задержки. Физическая длина резонатора составляет ~7 км (длина оптического пути ~10 км). FFP-TF играет роль узкополосного фильтра для перестройки длины волны генерации. Изоляторы обеспечивают однонаправленный режим генерации кольцевого резонатора. FFP-TF имеет свободный спектральный диапазон ~270 нм и узкую полосу пропускания ~0,135 нм при вносимых потерях ~2 дБ, что обеспечивает узкий диапазон спектральной фильтрации и подходит для достижения достаточной динамической длины когерентности источника. Выход генератора усиливается вторым полупроводниковым усилителем мощностиот 2,3 мВт до 46 мВтна скорости развертки 20 кГц. В этих лазерах включение спектрального селективного элемента (фильтр Фабри-Перо) точно синхронизировано со временем двойного прохода резонатора. Каждая длина волны при свипировании воспринимает

26

фильтр как стационарный, что дает всем длинам волн равные условия (квази-CW генерация). В результате получается беспрецедентное сочетание высокой скорости развертки, узкого спектра импульса излучения и широкого диапазона перестройки.

По сравнению с традиционными источниками SSOCT, развитие генерации в активной среде не начинается каждый раз, как смещается фильтр. При увеличении средней мощности падающего на роговицу излучения приблизительно до 3,3 мВт SSOCT технология дает свыше 1,000,000 А-скан/сек с сопоставимой чувствительностью.

Хотя в настоящее время ПЗС-матрицы линейного сканирования F/SD OCT становятся доступными с тактовой частотой ~300 кГц, SS ОСТ может быть альтернативным методом достижения сверхвысокой

скорости обработки изображений. В SSOCT луч частотно-свипированного лазера направляется на волоконнооптический интерферометр Майкельсона. Задержанный свет от объекта интерферирует с опорным лучом и производит сигнал биений, измеряемый высокоскоростным детектором. Величина и время задержки света измеряются с помощью Фурье преобразования сигнала биений. В SS-ОСТ, где длины волн разделяются при свипировании, артефакты удаляются, как и в F/SD OCT, путем сдвига частоты с помощью фазового ЭОМ или АОМ. При этом частота биений одна и та же для всех длин волн, позволяющая выполнять ахроматическую реконструкцию изображения.

Другое преимущество SS-OCT заключается в том, что спектральное разрешение по ширине линии лазерного излучения может быть значительно лучше, чем у спектрометра F/SD OCT, позволяя получать изображения с большим диапазоном глубины и большим количеством аксиальных пикселей.

Наконец, SS-OCT обеспечивает более быструю визуализацию больших полей зрения, чем F/SD OCT (нет проблемы вымывания интерференционных полос при быстром сканировании в спектрометре).

Как и в F/SD OCT, в SSOCT наблюдается снижение визуализации с глубиной благодаря двум факторам:

Первый из них связан с тем, что SSOCT,как и F/SD OCT, экстрактирует информацию по глубине из Фурье преобразования спектральной интерферограммы.

Поскольку спектральная интерферограмма может быть записана только как реальный сигнал, ее Фурье преобразование эрмитово симметрично относительно положения нулевой разницы длины пути (ZPD), которое проявляется в виде DC после Фурье преобразования. Следовательно, положительные и отрицательные смещения относительно ZPD не могут быть решены однозначно, что приводит к артефактам зеркального отражения. Этих артефактов можно избежать, установив

ZPD за пределы образца, в результате чего получаются два непересекающихся зеркальных отражения образца в области положительных и отрицательных частот. Однако, этот метод, как и в F/SD OCT, устраняет комплексную неоднозначность за счет сокращения вдвое глубины визуализации для данной длины когерентности источника.

Комплексно сопряженная неопределенность не представляла бы такой проблемы, если бы не тот факт, что полный диапазон изображения по глубине ограничен также таким явлением, как спад чувствительности. Мгновенная ширина линии свип-лазера может рассматриваться как функция выборки (стробирования), которая опрашивает спектральные интерферограммы и приводит к снижению видимости полос, когда их период приближается к ширине линии. Поскольку меньшийпериод полос (т.е. более высокие частоты) соответствуют большей глубине изображения, это снижение видимости результируется в снижение чувствительности с увеличением глубины визуализации.

Частотный сдвиг Гетеродинная техника SSOCT использует оптический сдвигчастоты в интерферометре, чтобы обеспечить постоянный сдвиг частоты детектируемого сигнала (2004 Removing the depth-degeneracy in optical frequency domain imaging with frequency shifting). Для SSOCT, где волновое число является функцией времени, K = K (T), Фурье преобразованием интерференционный сигнал может быть также преобразован из временного в частотное пространство.

При сдвиге частоты в опорном плече f и разнице длин оптических путей z в интерферометре (или в глубине), детектируемый сигнал может быть выражен как

где η - квантовая эффективность детектора, Pr(t) и Ps(t) мощность света в опорном и объектном плече, соответственно, R(z) профиль отражения образца, G(|z|) функция когерентности, соответствующая видности полос, с скорость света, оптическая частота, и φ(z) фаза обратного рассеяния. Для линейного свипирования, частота сигнала

детектора дается (частота сигнала при нулевом сдвиге (DC) соответствует глубине z=c∆f/2v1). Поэтому,

при выборе f и v1 противоположных знаков, нулевая частота сигнала может быть выведена на отрицательную глубину. Рис. иллюстрирует влияние сдвига частоты.

Для гауссовской функции когерентности видность полос имеет максимальное значение на нулевой глубине и уменьшается с увеличением глубины. Длина когерентности zc дает глубину, где видимость падает до 0,5 и, тем самым, SNR опускается на 6 дБ. На рис. (а) без сдвига частоты только одна сторона области когерентности (заштрихованная)

Частотный сдвиг дает возможность использовать обе стороны области когерентности в SSOCT28, удваивая эффективную глубину изображения (заштрихованная область).

Любая оптическая система, которая производит линейную, в зависти от длины волны, задержку фазы и постоянную задержку групповой скорости может быть использована для создания сдвига частоты, необходимого для реализации комплексной SSOCT. Многочисленные оптические системы для создания фазового сдвига зависят от длины волны с разной степенью сложности. В то же время, представленная компактная и эффективная D-ODL, похожая по дизайну на оптическую линию задержки быстрого сканирования ТD OCT(сканирующее зеркало в плоскости изображения решетки заменено на зеркало с фиксированным углом), обеспечивает линейную зависимость фазовой задержки от длины волны и постоянную задержку групповой скорости. Эта методика является недорогой, простой в реализации, не требует дополнительной обработки сигнала и может работать в широком диапазоне длин волн.

SS ОСТ обладает потенциалом для достижения более эффективного обнаружения и лучшей чувствительностью, которая может, в конечном итоге, сделать ее предпочтительной технологией для работы с изображениями на очень высоких скоростях. Сверхвысокая скорость получения изображений обеспечивает высокую плотность дискретизации для улучшения en face визуализации структурной морфологии сетчатки и головки зрительного нерва, такой как расслоение слоя нервных волокон, внутриретинальные слои кровеносных сосудов и капиллярной сети, фоторецепторов, ПЭС, lamina cribrosa. Объемные 3D-OCT (512x425 А-скан) с разрешением до 9 мкм для 1050 нм могут быть получены в течение 1 секунды

SS ОСТ со свип-лазером с синхронизацией мод обеспечивает скорость визуализации 250000 A-скан/сек при 1050 нм

(А) 3D-OCT (512x850 А-скан) Enfaceвизуализации laminacribrosa головки зрительного нерва (вверху) и соответствующая гистология (вверху, справа).

(B)слой нервных волокон (NFL), кровеносные сосуды в слое ганглиозных клеток (GCL) и капиллярная сеть внутреннего ядерного слоя (INL). Селективное изображение слоев позади ПЭС визуализирует сосудистую структуру30 хориоидеи (внизу справа). (2009 Biomedical Optical Imaging).