Теоретические основы оптической когерентной томографии

25 Октября в 8:12 1925 0


Оптическая когерентная томография (Optical Coherence Tomography - ОСТ) представляет собой оптический метод исследования и позволяет отображать структуру биологических тканей организма в поперечном срезе с высоким уровнем разрешения, обеспечивая получение прижизненной морфологической информации на микроскопическом уровне [Tadrous Р., 2000]. В методе ОСТ в качестве ведущего информативного параметра используется модуль функции взаимной когерентности низкокогерентного излучения. 

Принципы устройства и функционирования ОСТ-оборудования базируются на волновых свойствах света и физическом понятии интерференции. Впервые явление интерференции в оптике было обнаружено Р. Бойлем и Р. Гуком в XVII в. при окрашивании тонких пленок. Феномен интерференции света изучен и подробно описан И. Ньютоном, однако в полной мере его корпускулярная теория эти явления не объясняла. В начале XIX в. Ж. Френель и Т. Юнг дали обоснование интерференции света с точки зрения его волновых свойств. В настоящее время явление интерференции в оптике детально изучено и широко используется в современных технологиях и научных исследованиях.

По определению интерференция — это сложение полей волн от двух или нескольких (сравнительно небольшого числа) световых источников. Поляризация каждой из интерферирующих волн, вдоль которых колеблется вектор электрического поля, имеет свое направление, а в случае одинаковой поляризации интерферирующих волн их вектора складываются алгебраически. Волны и их источники когерентны, если они имеют одинаковую частоту, и разность фаз равна нулю. При взаимодействии световых волн в пространстве происходит перераспределение энергии, а интерференционная картина представляет собой регулярное чередование областей повышенной и пониженной интенсивности света. 

Иными словами, в разных точках пространства имеет место усиление или ослабление результирующей волны в зависимости от соотношения между фазами этих волн и устанавливается независящая от времени интерференционная картина с реализацией максимума и минимума энергии в определенных точках пространства [Ландсберг Г.С., 1976]. Максимум энергии наблюдается в некоторой точке наложения двух когерентных световых волн в случае, когда на протяжении разности их хода укладывается целое число длин волн; условие минимума обеспечивается при нечетном числе полуволн. Стационарная интерференция света возникает при наличии постоянной разности фаз взаимодействующих волн или определенной корреляции фаз.

До появления лазеров когерентные световые пучки могли быть получены только путем разделения и последовательного сведения лучей, исходящих из одного и того же источника. В сравнении с другими источниками света лазерное излучение характеризуется рядом уникальных свойств, таких как монохроматичность, временная и пространственная когерентность, низкая расходимость и высокая направленность излучения. 

Для облегчения понимания принципов оптической когерентной томографии в литературе ее методика описывается как аналогия ультразвукового В-сканирования, суть которого заключается в измерении времени прохождения импульса акустической волны от источника ультразвука до «цели» и обратно к принимающему устройству. В ОСТ вместо звуковой волны применяется пучок когерентного света инфракрасного диапазона с длиной волны 800-1300 нм. При более коротких длинах волн происходит рассеивание или поглощение на уровне поверхностей тканей, а при более длинных волнах свет поглощается тканевыми жидкостями. Используемое излучение инфракрасного диапазона незначительной мощности не оказывает повреждающего воздействия на исследуемые ткани, не имеет ограничений по соматическому состоянию пациента и исключает нанесение травмы. 

Метод позволяет оценить величину и глубину светового сигнала, отраженного от различных по оптическим свойствам тканей. Осевое разрешение порядка 10 мкм обеспечивает лучшее из всех существующих методов исследования и отображения тканевых микроструктур. Для сравнения, применяемые в клинической ультрасонографии методы А- и В-сканирования имеют предел пространственного разрешения в 150 мкм. Более высокое разрешение (порядка 20 мкм) дает ультразвуковая биомикроскопия (UBM), но при этом глубина его проникновения не превышает 4 мм и возможность исследования ограничена только передним отрезком глаза. Сканирующая лазерная офтальмоскопия также далека от разрешающей способности ОСТ. 

Как указывалось выше, применение светового диапазона электромагнитных волн для проведения измерений биологических структур основано на принципах оптической интерферометрии. Методом ОСТ определяется эхо-задержка отраженной световой волны с измерением интенсивности и глубины сигнала. При фокусировании на ткани-мишени светового луча происходит его рассеивание и частичное отражение от внутренних микроструктур на различных глубинах исследуемых тканей (рис. 1). 

А. Схема линейной траектории сканирования. При сканировании «зондирующим» лучом получается двумерное визуализированное распределение мощности принятого сигнала - оптическая томограмма. В. Схема определения временной задержки. Исследуется отраженное, частично рассеянное излучение суперлюминесцентного диода (длина волны 830 мкм). Пространственный период интерференционной картины определяется разностью хода между участками волнового фронта.
Рис. 1. А. Схема линейной траектории сканирования. При сканировании «зондирующим» лучом получается двумерное визуализированное распределение мощности принятого сигнала - оптическая томограмма. 
В. Схема определения временной задержки. Исследуется отраженное, частично рассеянное излучение суперлюминесцентного диода (длина волны 830 мкм). Пространственный период интерференционной картины определяется разностью хода между участками волнового фронта. 

Основным элементом ОСТ-установки является интерферометр Майкельсона. В системе ОСТ исследование структуры и элементов среды, находящихся на разных глубинах, осуществляется путем измерения функции взаимной корреляции отраженного и опорного сигнала от зеркала [Puliafito С., 1996]. Изменение задержки опорного волнового поля относительно объектного регулируется смещением зеркала в опорном плече интерферометра, что позволяет получать картину интерференции, образованную излучением обратного рассеивания с различных глубин (рис. 2).

Схема интерферометра Майкельсона. Полупрозрачным зеркалом производится расщепление световых импульсов излучения в соотношении 50/50; часть пучка направляется на исследуемую ткань, другая — на отражающее зеркало (контрольная составляющая). Эффект интерференции возникает при объединении отраженного сигнала с обратным световым потоком от зеркала. Условие синфазности световых волн в этих двух пучках выполняется в случае, когда длина светового пути к зеркалу и обратно, равна длине пути отраженного от ткани светового сигнала. Определенная глубина исследования «слоя», от которого происходит отражение, задается изменением положения зеркала.
Рис. 2. Схема интерферометра Майкельсона. Полупрозрачным зеркалом производится расщепление световых импульсов излучения в соотношении 50/50; часть пучка направляется на исследуемую ткань, другая — на отражающее зеркало (контрольная составляющая). Эффект интерференции возникает при объединении отраженного сигнала с обратным световым потоком от зеркала. Условие синфазности световых волн в этих двух пучках выполняется в случае, когда длина светового пути к зеркалу и обратно, равна длине пути отраженного от ткани светового сигнала. Определенная глубина исследования «слоя», от которого происходит отражение, задается изменением положения зеркала.


Интерференция опорного и отраженного сигналов возникает при условии, что разница оптических путей не превосходит длины когерентности. При изменении длины опорного плеча интерферометра происходит сканирование среды по глубине.

Излучение применяемого низкокогерентного источника представлено множеством мелких световых пучков, каждый импульс которых имеет свойство когерентности и одинаковую длительность. В свою очередь, длительность или «ширина» этих импульсов является когерентной длиной светового источника; чем она короче, тем точнее интерферометрические измерения и тем выше разрешающая способность метода (рис. 3). 

Схематическое изображение когерентного и низкокогерентного света (Lc - когерентная длина источника излучения).
Рис. 3. Схематическое изображение когерентного и низкокогерентного света (Lc - когерентная длина источника излучения).

Важно подчеркнуть, что с помощью данной технологии возможно измерение отражающей способности исследуемых структур на всех глубинах вдоль светового пучка. Изображение в двух плоскостях в виде томограммы представляется при сканировании ткани оптическим лучом в различных направлениях [Takada К. et al., 1987]. При уровне разрешения 10—15 мкм дифференцируются структуры оптических неоднородностей, которые зависят от вариаций коэффициента обратного рассеивания света, отраженного от клеточных структур тканей. 

Самым ранним клиническим применением ОСТ явилась офтальмология, когда в 1991 г. С.A. Puliafito, J.G. Fujimoto и D. Huang представили новую технологию диагностики оптических структур глаза. Высокое разрешение метода при исследовании состояния прозрачных и рассеивающих тканей позволило проводить прижизненную «оптическую биопсию» на уровне микроскопического среза по заданной траектории сканирования [Puliafito С.A. et al., 1996]. 

Схему прибора можно представить следующим образом. В качестве источника излучения в устройстве используется суперлюминесцентный диод с длиной когерентности излучения 5-20 мкм. Интерферометр Майкельсона встроен в аппаратную часть прибора, в объектном плече находится конфокальный микроскоп (фундус-камера или щелевая лампа), в опорном плече — блок временной модуляции. Видимая картина и траектория сканирования исследуемой области посредством видеокамеры выводится на монитор (рис. 4). 

Схема устройства ОСТ: фундус-камера с интерферометром Майкельсона, компьютер для обработки и хранения графической информации, монитор для визуализации картины исследуемой области.
Рис. 4. Схема устройства ОСТ: фундус-камера с интерферометром Майкельсона, компьютер для обработки и хранения графической информации, монитор для визуализации картины исследуемой области.

Полученная информация обрабатывается компьютером с помощью специальных программ и сохраняется в виде графических файлов в базе данных. Использование управляемого компьютером источника фиксации взора в исследуемом глазу обеспечивает идентичность параметров сканирования и позволяет обеспечить повторяемость исследования определенных участков, что важно для мониторинга состояния тканей. 

Методом ОСТ невозможно получить качественное изображение при сниженной прозрачности сред (помутнения роговицы, хрусталика, стекловидного тела). Проведение ОСТ затруднено у пациентов, которые не могут обеспечить неподвижную фиксацию взора на протяжении времени сканирования (2,0-2,5 секунды), движения глаз большой амплитуды значительно ухудшают четкость изображения.

Оптические когерентные томограммы представляются в виде логарифмической черно-белой шкалы. Для улучшения восприятия изображение программно трансформируется в псевдоцветное, где участкам с высокой степенью светоотражения соответствуют красный и белый цвет, оптически прозрачным - черный. 

В заключение следует отметить, что применение ОСТ в офтальмологии позволило получить важную информацию о процессах, происходящих как в норме, так и при различных заболеваниях на тканевом уровне. Тем не менее, прогресс медицинской техники не останавливается, и новое поколение приборов, позволяющее исследовать структуры глаза уже на клеточном уровне, позволит сделать множество новых открытий.

Оптическая когерентная томография в офтальмологии
под ред. А.Г. Щуко, В.В. Малышева
Похожие статьи
показать еще
 
Офтальмология