1_Лазерная томография 260313
.pdf
Доплеровская комплексная SD-OCT.
ЕОМ модулирует фазу опорного пучка, чтобы скомпенсировать сдвиг фазы из-за смещения пучка на быстро сканирующем зеркале ретинального сканера в обычном режиме. В комплексном режиме SD-OCT дискретная пилообразная фазовая модуляция с шагом π/2 применяется для реализации метода BM-сканирования. Скользящее среднее применяется к изображению результирующего потока с ядром 5×3 пикселя. При этом детектируемая скорость
дается как:
где λ0 – центральная длина волны, ∆φ - фазовый сдвигмежду соседними А-сканами, n - показатель преломления ткани и tA – временной интервал между соседними А-сканами, который обратно пропорционален скорости (частоте) регистрации ПЗС камеры. Величина доплеровского сигнала σi2 равна σi2(z) = ∆φi2(z),
В комплексном (полнофункциональном) режиме полоса доплеровского сдвига частот более узкая, чем в обычном SD-OCT режиме, и зависит от полосы пропускания фильтра ВМ-сканирования (отрезает зеркальную составляющую). Тем не менее, отношение сигнал-шум (SNR) выше, т.к. становятся доступными наиболее чувствительные области вокруг нулевой задержки. Таким образом, комплексный режим SD-OCT подходит также для обнаружения низкочастотных доплеровских сдвигов от слаборассеянного света от глубоких хориоидальных сосудов.Так как диапазон измерения доплеровского сдвига частоты ограничен, требуется компенсация фазового сдвига за счет движения образца, чтобы избежать флуктуаций доплеровского сдвига при визуализации кровотока.
а) Сочетание 3D-ОСТ и 2D-OCA in vivo изображений макулы. Рассеяние OCA использует
различия между оптическими свойствами крови и окружающих тканей для увеличения
контраста сосудов, тогда как доплеровская OCТ используется для детектирования кровотока. (б) Стереоизображение хориоидальных сосудов макулы. (с) Enface хориоидальных41сосудов.
(а)Сочетание 3D-ОСТ и 2D-OCA изображений зрительного нерва. (б)OCAизображение.
(с)поперечное сеченияОСТ изображения сраспределением кровотока.
Перед применением BM-сканирования спектральные интерференционные сигналы проходят трансформацию Гильберта вдоль направления B-сканирования. Разности фаз между последовательными комплексными сигналами представляют собой фазовый сдвиг из-за объемного движения ткани. Эти фазовые сдвиги в несколько длин волн усредняются и затем коррелируются с исходной двумерной спектральной интерференционной полосой. Этот процесс удаляет сдвиг частоты из-за объемного движения и обеспечивает почти идеальные условия ВМ-сканирования (постоянный сдвиг фаз из-за фазовой модуляции ЕОМ вычитается, и применяется идентичный метод визуализации кровотока). Изображения глубоких кровотоков (толстых и тонких сосудов хориоидеи и короткой задней цилиарной артерии) были продемонстрированы при высокой скорости и высоком разрешении 1-мкм SD-ОСТ. Это важно для исследования циркуляции в таких патологиях, как возрастная макулярная дегенерация и глаукома.
ОСТ методы детектирования физиологических доплеровских сигналов
Есть несколько подходов для детектирования тканевого кровотока с использованием D-ОСТ.
Вероятно, наиболее прямой заключается в детектировании истинного доплеровского сдвига на основе анализа данных TD-OCT в Фурье (частотном) пространстве, чтобы выделить компоненты, вызванные модуляцией потока из суперпозиции сигнала интерферометра. Несмотря на большой объем вычислений и, соответственно, трудности применения к динамике in vivo, это позволяет оценить доплеровские сдвиги вдоль каждой линии сканирования, которые могут быть преобразованы в скорость кровотока, если известны доплеровского углы.
Другой подход к D-OCT заключается в детектировании локальных (разрешенных по глубине) изменениях фазы путем сравнения последовательных или смежных по глубине сканов. Фазовая D-OCT также может дать увеличение осевой скорости сканирования, более высокую частоту кадров и снижение спекл-шума. Сегодня разработаны методы обработки сигналов, которые позволяют извлекать информации о кровотоках также из спектральных и частотносвипированных ОСТ.
Двулучевая доплеровская OCA.
Два луча сканируют образец с постоянным пространственным разделением d.
Схема установки двулучевого сканирования доплеровской OCA.
VNF: переменный фильтр нейтральной плотности. Красные линии - волоконнополяризационные линии связи (РМ),CCD- ПЗС-камера, PBS: поляризационный делитель пучка.
(2011 Enhanced imaging of choroidal vasculature by high-penetration and dual-velocity OCT)
42
Способность доплеровской ОСТ детектировать сосуды с низкой скоростью кровотока уменьшается по мере увеличения скорости сбора данных 
. Двухлучевая OCA избегает этого компромисса путем использования двух
пространственно разделенных зондирующих пучков. И это дает доступ к высокой и низкой скоростям без ущерба для скорости обработки. Доплеровский сдвиг ∆f получается, как 
и 
где ∆φi,j - сдвиг фазы, T= p·tA -
задержка между двумя лучами, p - целое число и tA - время получения А-скана. Это позволяет детектировать структуру медленных кровотоков с высокой скоростью сбора данных.
(c)
(d)
Двулучевое сканирование доплеровской ОСА
(а) Мозаика высокоскоростного en-face изображения хороидальной васкулатуры. Локализация: от макулы до ДЗН. Перевернутые оттенки серого. (b) Мозаика высокоскоростого и низкоскоростного en-face изображений хороидальной васкулатуры. Перевернутые оттенки серого.
(с) Мозаика низкоскоростного en-face изображения васкулатуры сетчатки, полученной из ∆fS2 объемов.Локализация: от макулы до ДЗН. Перевернутые
оттенки серого.
(d) Композитная мозаика низкоскоростного и высокоскоростного en-face изображенийваскулатуры сетчатки и хориоидеи. Локализация: от макулы до ДЗН.Низкоскоростное en-face изображение хориоидальной васкулатуры (в виде перевернутой серого), высокоскоростное en-face изображение хориоидальной васкулатуры (зеленый), низкоскоростное en-face изображени43е васкулатуры сетчатки (красный).
Измерение двулучепреломления роговицы и переднего сегмента поляризационно-чувствительной ОСТ
Поскольку изменения в микроскопической организации волокнистых тканей изменяет двулучепреломление тканей, поляризационно-чувствительная ОСТ (PS-ОСТ), одна из функциональных модификаций ОСТ, может быть использована для изучения микроскопических структурных изменений волокнистых тканей, улучшение контрастности изображения ОСТ по визуализации двулучепреломления биологических волокнистых тканей. PS-ОСТ продемонстрировала различие между глазными тканями,используя их двулучепреломление в исследованиях на заднем отрезке глаза, нервных волокон сетчатки и рубцовой ткани в ВМД. Синхронное поляризационное кодирование дискриминирует ПЭС от других структур.
(2011 Birefringence measurement of cornea and anterior segment by office-based polarization-sensitive OCT)
PS-OCT создан на базе свип–лазера (частота свипирования 30 кГц, которая уширяет спектр до 110 нм при центральной длине волны λО=1,3 мкм) и волоконного интерферометра Маха-Цандера. Эти свойства источника света, определяют разрешение системы по глубине, которое было измерено, 12,7 мкм в воздухе. Состояние поляризации источника света непрерывно модулируется EOM. Несмотря на то, что PS-OCT в настоящее время нет в продаже, потенциальное применение PS-OCT для переднего сегмента глаза - обнаружение аномальных фибробластов птеригиум, которые активно растут и синтезируют коллагеновые фибриллы в тканях. Двулучепреломление такой аномальной ткани выявляет области активного роста фибрилл. Другим потенциальным применением PS-OCT является трабекулэктомия, операция для снижения внутри глазного давления (ВГД) с фильтрующим пузырем при лечении глаукомы (рубцы проявляются во время процесса заживленияран).
Схема PS-ОСТ (PeBS: тонкопленочный делитель) |
|
Глазной птеригиум |
|
|
(a) OCT рассеяния и |
||
(2011 Birefringence measurement of cornea and anterior segment by |
44 |
||
(b) изображение запаздывания по фазе |
|||
office-based polarization-sensitive OCT) |
|||
|
|
Птеригиум (рterygium) - аномальный рост фибробластов и вырожденного коллагена под конъюнктивой, которые проникают к поверхности роговицы. Граница птеригиума и роговицы отчетливо видны на ОСТ рассеянии (указаны стрелками на рис. (а)). Несмотря на слабое рассеяние,отмеченное на кончике (tip) птеригиума, явного контраста не наблюдается. В противоположность, сильное двулучепреломление детектируется на кончике и в теле птеригиума в изображении запаздывания по фазе (* и ** на рис. 5 (б)). Анатомическое строение указывает, что это сильное двулучепреломление не от склеры, и, следовательно, это может быть показателем активного роста фибробластов и аномалього коллагена.
Гистологические изображения (a), (d), (g), (j), интенсивность (b), (e), (h), (k), и запаздывание по фазе (c), (f), (i), (l) модели трабекулэктомии Контрольный глаз (а-с); послеоперационный день 0(d–f), 8 (g–i) и 14 (j–l)
Tрабекулэктомия ОСТ рассеяние (слева) и изображения запаздывания по фазе (справа).А и В, классифицируются как функционирование, а C, D, E как нефункционирование пузырьков.
Визуализация двулучепреломления ткани с помощью PS-OCT делает возможной селективную визуализацию аномалий, например, рубцов и сшивок коллагена в роговице и переднем сегменте.
Cвип/Фурье оптическая когерентная томография (SSOCT) в комбинации с Доплеровскими поляризационночувствительными каналами (Doppler-PS-SS-ОСТ) имеет также потенциал для идентификации кровеносных сосудов и дискриминации фиброзной ткани в аномалиях, таких как рубцы в пузырях и воспаление склеры.
45
ОСТ визуализация в реальном времени реакции тканей сетчатки на лазерную термотерапию
OСT, способная визуализировать особенности строения эпителиальных тканей с достаточной точностью и чувствительностью, обычно используется в до- и пост-операционном мониторинге тепловой терапии. Однако сегодня сканирующая ОCТ позволяет получать изображение офтальмологически невидимой зоны лазерного воздействия непосредственно во время облучения и, соответственно, может быть использована в дозиметрии субпороговой лазерной терапии. Границы термоповреждений могут быть измерены в реальном времени и с высоким разрешением.
Эволюция термоповреждения визуализируется посредством анализа фазы отраженного сигнала Доплеровской техникой обработки изображения, которая с высокой чувствительностью измеряет осевые деформации ткани, возникающие в процессе коагуляции. Так в D-OCT для получения изображения используется A-line со скоростью до 10 кГц с размером луча на поверхности ткани ~20-23 мкм и с разрешением по глубине ~6÷10 мкм.
Фазочувствительный метод ОСТ обработки изображения лазерной терапии
В-скан с длительностью (а) 0.4 , (b) 1.2, (c) 3,2 сек. Ниже каждого В-скан изображения гистология образцов ткани с NBTC окрашиванием. Гистологически определенные глубины повреждения соответствуют границе спадающей вниз области в В-скан изображении (желтая стрелка).[23]
Фурье (FD) доплеровская обработка дает информацию о разности фаз с временным разрешением 0,1 мс (определяемой скоростью линейного А-сканирования).
Минимальный фазовый отклик наблюдался в течение первых 0,4 сек терапевтического воздействия лазера.
Сегодня ОСТ метод контроля нагрева биологических тканей может дать точный мониторинг и картирование термотерапиив течение 2÷3 сек после лазерного воздействия [23].
46
ОСТ визуализация лазерного воздействия на сетчатку проводилась с модифицированным Hyperion ОСТ (Thorlabs GmbH, Мюнхен, Германия), в котором использовался внешний суперлюминесцентный диод 840 нм, 20 мВт, ширина спектра 50 нм (SLD-371-HP3-DBUT-SM-PD, Superlum, Корк, Ирландия), аксиальное разрешение 6 мкм в ткани. Дифракционно-ограниченное пространственное разрешение на сетчатке 14 мкм. ОСТ изображение (250 столбцов на B- скан} записывалось непрерывно со скоростью 215 000 А-скан/сек. B-сканирование покрывает диапазон 1 мм с частотой 860 кадров/сек. ОСТ и лазерные пучки для коагуляции и оптико-акустических измерений соединялись на дихроичном светоделительном кубе, расположенном между щелевой лампой и Mainster-контактной линзой. Фокуса всех лучей были отъюстированы на одну и ту же плоскость в передней части контактной линзы, которая формирует изображение на сетчатке.
Экспериментальная установка для одновременного ОКТ и измерения температуры во время лазерной коагуляциипо методике «решетки»
ОСТ и оптико-акустические измерения температуры начинаютсяодновременно за 100 мс до включения коагуляции и продолжаются нескольких сотен миллисекунд после облучения. Временное разрешение при фотокоагуляции ретины составляло <1 мсек/B-скан. [42].
47
Глубина и ширина зоны коагуляции зависят не только от параметров облучения, но и от пропускания глазных сред и пигментации сетчатки, которые отличаются между пациентами. Пигментация варьируется в сетчатке и сосудистой оболочке от двух до трех раз, соответственно. ОСТ в сочетании с фотокоагулятором,наряду с визуализацией реакции тканей на лазерное облучениепо изменению рассеяния с глубиной,может также измерять смещения ткани более 40 мкм с разрешением в несколько десятков нанометров. Пространственно-разрешаемое движение ткани может быть методом картирования пигментации сетчатки, что крайне важно при мониторинге субпороговой лазерной терапии Рис. (слева).
(слева) Первый опыт измерения теплового расширения тканей в
процессе коагуляции in vivo.
а) флуоресцентная ангиография сетчатки после фотокоагуляции. Увеличение флуоресценции не наблюдается при субпороговом облучении (№130160W/cm2 в течение 500мс.Размер пятна133мкм).
б) повышение температуры Т из ОА измерений (синий) и смещение z из доплеровской OCT в облученной зоне (красный), измеренные in vivo.
(центр) Смещение сетчатки z в облученной областии повышение температуры Tк концу облучения в зависимости от интенсивности
Размер пятна варьировался от 50 до 200 мкм, время облучения от 50 мс до 400 мс. Нижележащие цвета указывают диапазоны облучения для невидимого (синий), едва (желтый) и четко видимого повреждения(розовый).
(справа) Расширение ПЭС в конце облучения(400 мсек, 200 мкм)
(а) 89 Вт/cм2 [ T = 14 K], (б) 220 Вт/cм2 [ T = 32 K] и (с) 400 Вт/cм2 [ T >67 K].
Для оценки небольших движений ткани были проанализированы фазы комплекса А-сканов. Из-за высокой скорости обработки изображений, фазовые переходы между соседними А-сканами были слишком малы, чтобы обеспечить соответствующую информацию о движении ткани. Таким образом, разность фаз оценивали между соответствующими A-сканами в последовательных B-сканах. Временной интервал t, с которого рассчитывалась разность фаз, составлял 1,2 мс. Эта разность фаз φ была использована для расчета скорости νz, при которой длина оптического пути изменялась в связи с локальным движением ткани параллельно z (направление пучка):
48
Для изучения динамики изменения сигнала ОСТ во время облучения, все А-сканы в облученной области были усреднены. Последовательность усредненых А-сканов со временем (М-сканирование) показывает глубину разрешаемого изменения рассеяния в облученной области.
Можно было также измерить тепловое расширение ткани при коагуляции invivo. Несмотря на заметные движения сетчатки, термонаведенные смещения ткани были менее 1 мкм, измеренные для невидимых поражений с 12oK повышением температуры.
Термоупругое расширение ткани зависит от локальной температуры. Если известен коэффициент линейного теплового расширения = (z)/ T и температура остается ниже порога коагуляции, в принципе можно рассчитать локальное повышение температуры. Однако количественные, с пространственным разрешением измерения температуры нуждаются в дополнительной калибровке ткани сетчатки. Подобная калибровка уже сделана для оптикоакустических измерений.
В будущем, OCT может играть важную роль в лазерное лечении сетчатки путем объединения до-, и постоперационных диагностик с он-лайн управлением лазерным воздействием на ткани.
Возможные применения не ограничиваются дозиметрией фотокоагуляции. Фазо-разрешаемая допплеровская ОКТ способна детектировать неинвазивно, с высоким пространственным разрешением изменения температуры сетчатки. Invivo измерения повышение температуры сетчатки могут быть использованы при проведении исследований по лазерной безопасности.
49