1_Лазерная томография 260313

Лазерная Оптическая Томография

Оптические, и в первую очередь, интерференционные измерения, внесли значительный вклад в развитие физической и инструментальной оптики, а также в совершенствование измерительной техники и метрологии. Эти измерения имеют исключительно высокую точность в широком диапазоне измеряемых величин, благодаря использованию в них в качестве меры длины волны света и технически просто воспроизводимой в лабораторных и производственных условиях. Использование лазеров не только обеспечило новые функциональные и метрологические возможности оптической интерферометрии, но и привело к развитию принципиально новых методов интерференционных измерений, таких как интерферометрии с использованиемнизкокогерентного оптического излучения, обеспечивающего формирование интерференционногосигнала только при малых разностях хода волн в интерферометре.

Низкокогерентные интерференционные системы работают в режиме так называемого корреляционного радара, определяющего расстояние до цели по положению корреляционного импульсного сигнала, которым в интерферометре служит интерференционный сигнал. Чем меньше длина когерентности (корреляции), тем меньше длительность корреляционного импульса и тем точнее определяется расстояние до цели, иными словами – выше пространственное разрешение радара. Достижимые значения длины когерентности оптического излучения в единицы микрометров, соответственно, обеспечивают микронное разрешение оптического радара. Особенно широкое практическое применение оптические интерференционные радары нашли в биомедицинской диагностической технике (оптические томографы) для контроля параметров внутренней структуры биологической ткани.

Люминесцентная оптическая томография–одна из вариаций этой идеи. Свет, отраженный от опухоли (Рис.1.11а), отличается от света, отраженного нормальной тканью, также различаются люминесцентные характеристики (Рис.1.11б) из-за различий в степени оксигенации. Для снижения ложноотрицательных диагнозов ИК лазер через зонд облучает опухоль, и затем регистрируется отраженное от опухоли излучение.

Оптическая когерентная томография (ОСТ)

ОСТ – новая медицинская диагностика, разработанная в 1991, привлекательна для биомедицинских исследований и клиники по нескольким причинам. ОСТ позволяет создавать изображение в реальном времени с мкм разрешением клеточной динамики, без необходимости обычной биопсии и гистологии, давая изображение тканей, в т.ч. с сильным рассеянием, таких как кожа, коллаген, дентин и эмаль, на глубине до 1-3 мкм.

Что рассеивает в ткани?

волны намного большей, чем диаметр ячеистых структур (>10 мкм), рассеивается слабо.

Излучение эксимерного лазера УФ диапазона (193, 248, 308 и 351 мкм), а также ИК-излучение 2,9 мкм эрбиевого (Er:YAG), вызванного поглощением водой, и 10,6 мкм СО2-лазера имеют глубину проникновения от 1 до 20 мкм. Из-за малой глубины проникновения рассеивание в слоях кератиноцитов и фиброцитов, как и на эритроцитах в кровеносных сосудах, играет подчиненную роль.

Для света с длиной волны 450-590 нм, что соответствует линиям лазеров на аргоне, КТР/Nd и диодным лазерам видимого диапазона, глубина проникновения составляет в среднем от 0,5 до 3 мм. Как и поглощение в специфических хромофорах, так и рассеяние играет здесь значительную роль. Лазерный луч этих длин волн, хотя и остается коллимированным в центре, но окружен зоной с высоким коллатеральным рассеиванием.

В области спектра между 590–800 нм и более до 1320 нм при относительно слабом поглощении также доминирует рассеивание. В этот спектр попадает большинство ИК диодных и хорошо изученных Nd:YAG лазеров. Глубина проникновения излучения 8-10 мм.

Малоразмерные тканевые структуры, такие как мембраны митохондрий, или периодичность коллагеновых волокон, много меньшие длины волны света (λ), приводят к изотропному Рэлеевскому рассеянию (более сильному на коротких длинах волн, ~λ-4). Крупные структуры, такие как целые митохондрии или пучки коллагеновых волокон, много большие длины волны света, ведут к анизотропному (направленному вперед) Ми-рассеянию (~λ-0,5 ÷ λ-1,5).

4

Оптическая диагностика предполагает исследование биоткани с помощью баллистической Когерентной томографии (детектируется время пролета фотона до мишени), или Диффузной томографии (сигнал детектируется после многократного рассеяния фотона). Объект, скрытый внутри биологической среды, должен быть детектирован и локализован, обеспечивая как структурную, так и оптическую информацию, желательно в реальном времени и без изменения окружающей среды.

Диффузная оптическая томография (DOT).

В типичной DOT, ткань зондируется ближним ИК светом, передаваемым через многомодовое волокно, подводимое к поверхности ткани. Свет, рассеянный тканью собирается с различных локализаций волокнами, связанными с оптическими детекторами, аналогично СТ или MRI. Но практическое

использование DOT ограничено сильным поглощением и рассеянием света тканью, которое приводит к низкому разрешению по сравнению со стандартными клиническими методами, рентгеновскому и MRI.

Лазерное детектирование объекта в рассеивающей среде, в т.ч. омметод средних фотонных траекторий (РАТ).

К тому же чувствительность метода снижается с увеличением глубины, приводя к ее нелинейной зависимости поперек области изображения, делая еще более трудным восстановление больших объемов ткани.Также относительно низкий контраст между оптическими характеристиками здоровых и аномальных тканей, даже с использованием экзогенных хромофоров (просачивание Indocyanine ICG в сосудистую сеть опухоли повышает его концентрацию относительно нормальной ткани), является критическим для клинического применения.

5

Принцип баллистической Когерентной томографии (ОСТ) [11]

Рассеянный объектом пучок в интерферометре Майкельсона (зеркало в объектном плече интерферометра заменяется биотканью) интерферирует с опорным (референтное плечо имеет прецизионно перемещаемое ретрозеркало). Изменяя задержку между пучкамими, можно получить интерференцию с сигналом из разной глубины. Задержка непрерывно сканируется, благодаря чему частота света в одном из пучков (опорном) смещается вследствие эффекта Доплера. Это позволяет выделить сигнал интерференции на сильном фоне, обусловленном рассеянием. Пара управляемых компьютером зеркал, сканируя луч по поверхности образца, строит томографическое изображение, обрабатываемое в режиме реального времени.

Блок-схема и принцип действия ОСТ

Пространственное разрешение по глубине определяется временной когерентностью светового источника: ниже

когерентность, меньше минимальная толщина среза изображения исследуемого объекта. При многократном рассеянии оптическое излучение теряет когерентность, поэтому можноиспользовать

широкополосные,низкокогерентные, в т.ч. фемтосекундные лазеры для исследования относительно прозрачных сред. Правда, и в этом случае сильное рассеяние света в биотканях не позволяет получить изображение с глубины >2-3 мм.

6

Ограничения аксиального разрешения ОСТ

Искажение формы ультраширокой полосы спектра светового источника[11]

•Хроматическая аберрация оптики

•Дисперсия групповой скорости

Хроматическая аберрация оптики

Ахроматический объектив (670-1020nm 1:1, DL)

Хроматические аберрации, как функция длины фокусировки интерферометра, для обычного и параболического зеркальнолинзового объектива

Дисперсия групповой скорости

Дисперсия групповой скорости снижает разрешение

ОСТ (слева) более чем на порядок (cправа).

Коррекция дисперсией групповой скорости ОСТ ретины Толщина плавленого кварца или BK7 в референтном

плече варьируется для компенсации дисперсии

8

Оптический когерентный томограф высокого разрешения

Вотличие от рентгеновской (СТ) или MRI томографии ОСТ может быть сконструирован в компактный, портативный

иотносительно недорогой прибор. Стандартная разрешающая способность ОСТ (~5-7 мкм), определяемая шириной полосы генерации, в десять раз лучше, чем у СТ или MRI; разрешение УЗИ на оптимальной частоте трансдюсера ~10

МГц ≈150 мкм, на 50 МГц ~30 мкм. Главный недостаток ОСТ - ограниченное проникновение в непрозрачную биологическую ткань. Максимальная глубина изображения в большинстве тканей (кроме глаз!) ~1-2 мм ограничена оптическим поглощением и рассеиванием. Эта глубина изображения ОСТ является поверхностной по сравнению с другими методиками; однако, она достаточна для работы на сетчатке глаза. Она сопоставима с биопсией и поэтому достаточна для оценки большинства ранних изменений новообразований, которые очень часто происходят в наиболее поверхностных слоях, например, в эпидерме человеческой кожи, слизистой или подслизистой оболочке внутренних органов.

В ОСТ, в сравнении с классической схемой интерференционного микроскопа, используются источники с большей мощностью и лучшей пространственной когерентностью (как правило, суперлюминесцентные диоды) и объективы с малой числовой апертурой (NA<0,15), что обеспечивает большую глубину фокусировки, в пределах которой селекция слоев осуществляется за счет малой длины когерентности излучения. Поскольку ОСТ основан на волоконной оптике, офтальмологический ОСТ легко встраивается в щелевую лампу биомикроскопа или фундус-камеру, которые передают изображения луча в глаз.

Рассмотрим в качестве центральной длины волны λ=1 мкм (лазер может иметь Δλ< 0,01нм), и в этом случае lc ≈ 9см. Для сравнения, типичный SLD имеет полосу пропускания Δλ ≥50 нм, т.е. lc<18 мкм и т.к lc определяется для двойного прохода, это приводит к разрешению по глубине 9 мкмв воздухе, которое в тканях, учитывая показатель преломления n≈1.4, дает 6 мкм. Недорогой компактный широкополосный SLD с центральной длиной волны 890 нм и шириной полосы 150 нм (D-890, Superlum),

позволяет получать изображение сетчатки с осевым разрешением в воздухе ~3 мкм.

Для интерференции требуется строгое соотношение фаз интерферирующих волн. При многократных рассеяниях фазовая информация пропадает, и только однократно рассеянные фотоны дают вклад в интерференцию. Таким образом, максимальная глубина проникновениявОСТ определяется глубиной однократного рассеяния фотонов.

9

Фотодетектирование на выходе интерферометра включает в себя перемножение двух оптических волн, поэтому слабый сигнал в объектном плече, отраженный или прошедший через ткань, усиливается сильным сигналом в опорном (референтном) плече. Это объясняет более высокую чувствительность ОСТ по сравнению с конфокальной микроскопией, которая, например, в коже может получать изображение только с глубину до 0,5 мм.

Поскольку все ОСТсистемы строятся на основе конфокального микроскопа, поперечное разрешение определяется дифракцией. Для получения 3D-информации устройства визуализации оснащены двумя ортогональными сканерами, один для сканирования объектапо глубине, другой для сканирования объекта в поперечном направлении.

Новое поколение ОСТ разрабатывается как в направлении повышения продольного разрешения ∆z=2ln(2)λ2/(π∆λ),

Так как рассеяние зависит сильно от длины волны, уменьшаясь с ее увеличением, то большая глубина проникновения в непрозрачную ткань может быть достигнута с более длинноволновым излучением, по сравнению с λ=0.8 мкм. Оптимальные длины волн для получения изображения структуры непрозрачных биотканей лежат в диапазоне 1.04÷1.5 мкм. Сегодня широкополосный Cr:форстерит лазер (λ=1250 нм) позволяет получить ОСТ изображение клетки с аксиальным разрешением ~ 6 мкм с глубины до 2-3 мм. Компактный Er волоконный лазер (суперконтинуум 1100-1800 нм), обеспечивает на λ=1375 нм продольное разрешение ОСТ 1,4 мкм и поперечное 3 мкм.

Фононно-кристаллические волокна (PCF) с высокой нелинейностью были использованы для генерации еще более широкого спектрального континуума.

Широкополосные твердотельные лазеры и суперлюминесцентные диоды перекрывают практически всю, наиболее интересную для формирования ОСТ изображений, видимую и ближнюю ИК область спектра.

10