La tomografía de coherencia óptica

Técnica de imágenes

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La tomografía de coherencia óptica
Imagen de tomografía de coherencia óptica (OCT) de un sarcoma
Malla	D041623
Código OPS-301	3-300
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La tomografía de coherencia óptica ( OCT ) es una técnica de obtención de imágenes que utiliza luz de baja coherencia para capturar imágenes bidimensionales y tridimensionales de resolución micrométrica desde un medio de dispersión óptica (p. Ej., Tejido biológico). Se utiliza para imágenes médicas y pruebas industriales no destructivas (NDT). La tomografía de coherencia óptica se basa en interferometría de baja coherencia , que normalmente emplea luz del infrarrojo cercano . El uso de luz de longitud de onda relativamente larga le permite penetrar en el medio de dispersión. Microscopia confocal, otra técnica óptica, normalmente penetra menos profundamente en la muestra pero con mayor resolución.

Dependiendo de las propiedades de la fuente de luz ( se han empleado diodos superluminiscentes , láseres de pulsos ultracortos y láseres supercontinuos ), la tomografía de coherencia óptica ha logrado una resolución submicrométrica (con fuentes de espectro muy amplio que emiten en un rango de longitud de onda de ~ 100 nm). ^{[ cita requerida ] [ verificación necesaria ]}

La tomografía de coherencia óptica pertenece a una clase de técnicas tomográficas ópticas . ^{[ cita requerida ]} Los sistemas de tomografía de coherencia óptica disponibles comercialmente se emplean en diversas aplicaciones, incluida la conservación del arte y la medicina diagnóstica, especialmente en oftalmología y optometría, donde se puede utilizar para obtener imágenes detalladas desde el interior de la retina. ^{[ cita requerida ]} Recientemente, también ha comenzado a usarse en cardiología intervencionista para ayudar a diagnosticar la enfermedad de las arterias coronarias, ^[1] y en dermatología para mejorar el diagnóstico. ^[2]Una implementación relativamente reciente de la tomografía de coherencia óptica, la tomografía de coherencia óptica en el dominio de la frecuencia , proporciona ventajas en la relación señal / ruido proporcionada, lo que permite una adquisición de señal más rápida. ^{[ cita requerida ]}

Introducción

Tomograma de coherencia óptica de la yema del dedo. Es posible observar las glándulas sudoríparas, teniendo "apariencia de sacacorchos"

A partir del trabajo de Adolf Fercher y sus colegas sobre interferometría de luz blanca o de coherencia baja o parcial para mediciones del ojo ocular in vivo ^{[3] [4]} en Viena en la década de 1980, se investigaron imágenes de tejido biológico, especialmente del ojo humano. en paralelo por múltiples grupos en todo el mundo. Una primera representación bidimensional in vivo de un fondo de ojo humano a lo largo de un meridiano horizontal basada en exploraciones de profundidad interferométricas de luz blanca se presentó en la conferencia ICO-15 SAT en 1990. ^[5] Desarrollado en 1990 por Naohiro Tanno, ^{[6] [7]} entonces profesor en la Universidad de Yamagata fue referido como tomografía de reflectancia heterodina, y en particular desde 1991 por Huang et al., En Prof.Laboratorio James Fujimoto en el Instituto de Tecnología de Massachusetts , ^[8] quien acuñó con éxito el término "tomografía de coherencia óptica". Desde entonces, la OCT con resolución micrométrica y capacidades de obtención de imágenes transversales se ha convertido en una destacada técnica de obtención de imágenes de tejidos biomédicos que adquirió continuamente nuevas capacidades técnicas a partir de la detección temprana de señales electrónicas, mediante la utilización de láseres de banda ancha y matrices de píxeles lineales hasta láseres sintonizables ultrarrápidos ampliar su rendimiento y envolvente de sensibilidad.

Es particularmente adecuado para aplicaciones oftálmicas y otras imágenes de tejidos que requieren una resolución micrométrica y una profundidad de penetración milimétrica. ^{[9] Las} primeras imágenes de OCT in vivo , que muestran estructuras de la retina, se publicaron en 1993 y las primeras imágenes endoscópicas en 1997. ^{[10] [11] La} OCT también se ha utilizado para varios proyectos de conservación de arte , donde se utiliza para analizar diferentes capas en una pintura. La OCT tiene interesantes ventajas sobre otros sistemas de imágenes médicas. Ecografía médica , resonancia magnética(MRI), microscopía confocal y OCT se adaptan de manera diferente a las imágenes de tejido morfológico: mientras que los dos primeros tienen capacidad para obtener imágenes de todo el cuerpo pero de baja resolución (generalmente una fracción de milímetro), el tercero puede proporcionar imágenes con resoluciones muy por debajo de 1 micrómetro (es decir, subcelular), entre 0 y 100 micrómetros de profundidad, y el cuarto puede sondear hasta 500 micrómetros, pero con una resolución más baja (es decir, arquitectónica) (alrededor de 10 micrómetros en lateral y unos pocos micrómetros de profundidad en oftalmología, por ejemplo, y 20 micrómetros en lateral en endoscopia). ^{[12] [13]}

La OCT se basa en interferometría de baja coherencia . ^{[14] [15] [ página necesaria ] [4]} En la interferometría convencional con longitud de coherencia larga (es decir, interferometría láser), la interferencia de la luz se produce a una distancia de metros. En OCT, esta interferencia se acorta a una distancia de micrómetros, debido al uso de fuentes de luz de ancho de banda amplio (es decir, fuentes que emiten luz en una amplia gama de frecuencias). Se puede generar luz con anchos de banda amplios utilizando diodos superluminiscentes o láseres con pulsos extremadamente cortos ( láseres de femtosegundos ). La luz blanca es un ejemplo de una fuente de banda ancha con menor potencia.

La luz en un sistema OCT se divide en dos brazos: un brazo de muestra (que contiene el elemento de interés) y un brazo de referencia (generalmente un espejo). La combinación de luz reflejada del brazo de muestra y luz de referencia del brazo de referencia da lugar a un patrón de interferencia, pero solo si la luz de ambos brazos ha viajado la "misma" distancia óptica ("misma" significa una diferencia de menos de una coherencia longitud). Al escanear el espejo en el brazo de referencia, se puede obtener un perfil de reflectividad de la muestra (esto es OCT en el dominio del tiempo). Las áreas de la muestra que reflejan mucha luz crearán una mayor interferencia que las áreas que no lo hacen. Cualquier luz que esté fuera de la longitud de coherencia corta no interferirá. ^[16] Este perfil de reflectividad, llamado A-scan, contiene información sobre las dimensiones espaciales y la ubicación de las estructuras dentro del elemento de interés. Se puede lograr un tomógrafo de sección transversal ( B-scan ) combinando lateralmente una serie de estas exploraciones axiales de profundidad (A-scan). Es posible obtener imágenes de la cara a una profundidad adquirida según el motor de imágenes utilizado.

Explicación del laico

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Mapa de espesor de retina ocular OCT , ojo derecho

OCT en el dominio del tiempo del área macular de una retina a 800 nm, resolución axial 3 µm

Exploración transversal de la mácula OCT de dominio espectral.

La tomografía de coherencia óptica (OCT) es una técnica para obtener imágenes subterráneas de materiales translúcidos u opacos con una resolución equivalente a la de un microscopio de baja potencia. Efectivamente, se trata de 'ultrasonido óptico', reflejos de imágenes desde el interior del tejido para proporcionar imágenes transversales. ^[17]

La OCT ha atraído el interés de la comunidad médica porque proporciona imágenes de morfología tisular con una resolución mucho más alta (menos de 10 μm axialmente y menos de 20 μm lateralmente ^[18] ) que otras modalidades de imagen como la resonancia magnética o la ecografía.

Los beneficios clave de OCT son:

• Imágenes subterráneas en vivo con una resolución casi microscópica
• Imágenes directas e instantáneas de la morfología de los tejidos
• Sin preparación de la muestra o tema, sin contacto
• Sin radiación ionizante

OCT ofrece alta resolución porque se basa en la luz, en lugar del sonido o la radiofrecuencia. Se dirige un rayo óptico al tejido y se recoge una pequeña porción de esta luz que se refleja en las características del subsuelo. Tenga en cuenta que la mayor parte de la luz no se refleja, sino que se dispersa en ángulos grandes. En las imágenes convencionales, esta luz difusamente dispersa aporta un fondo que oscurece una imagen. Sin embargo, en OCT, se utiliza una técnica llamada interferometría para registrar la longitud de la trayectoria óptica de los fotones recibidos, lo que permite el rechazo de la mayoría de los fotones que se dispersan varias veces antes de la detección. Por lo tanto, OCT puede crear imágenes claras en 3D de muestras gruesas rechazando la señal de fondo mientras recoge la luz reflejada directamente de las superficies de interés.

Dentro de la gama de técnicas de imágenes tridimensionales no invasivas que se han introducido en la comunidad de investigación médica, la OCT como técnica de eco es similar a la imagen por ultrasonido . Otras técnicas de imágenes médicas como la tomografía axial computarizada, la resonancia magnética o la tomografía por emisión de positrones no utilizan el principio de eco-localización. ^[19]

La técnica se limita a obtener imágenes de 1 a 2 mm por debajo de la superficie en tejido biológico, porque a mayores profundidades la proporción de luz que escapa sin dispersarse es demasiado pequeña para ser detectada. No se requiere una preparación especial de una muestra biológica, y las imágenes se pueden obtener 'sin contacto' o a través de una ventana o membrana transparente. También es importante tener en cuenta que la salida del láser de los instrumentos es baja (se utiliza luz infrarroja cercana segura para los ojos) y, por lo tanto, es probable que no se dañe la muestra.

Teoría

El principio de OCT es luz blanca, o interferometría de baja coherencia. La configuración óptica consiste típicamente en un interferómetro (Fig. 1, típicamente tipo Michelson ) con una fuente de luz de baja coherencia y ancho de banda amplio. La luz se divide y se recombina a partir del brazo de muestra y de referencia, respectivamente.

Fig. 2 Configuración óptica típica de OCT de un solo punto. El escaneo del haz de luz en la muestra permite obtener imágenes transversales no invasivas de hasta 3 mm de profundidad con una resolución micrométrica.

Fig. 1 Configuración óptica OCT de campo completo. Los componentes incluyen: diodo superluminiscente (SLD), lente convexa (L1), divisor de haz 50/50 (BS), objetivo de cámara (CO), cámara CMOS-DSP (CAM), referencia (REF) y muestra (SMP). La cámara funciona como una matriz de detectores bidimensionales, y con la técnica OCT que facilita el escaneo en profundidad, se logra un dispositivo de imágenes tridimensionales no invasivo.

Fig. 4 Discriminación espectral por OCT de dominio de Fourier. Los componentes incluyen: fuente de baja coherencia (LCS), divisor de haz (BS), espejo de referencia (REF), muestra (SMP), rejilla de difracción (DG) y detector de campo completo (CAM) que actúa como espectrómetro y procesamiento de señales digitales (DSP). )

Fig. 3 Discriminación espectral por OCT de fuente de barrido. Los componentes incluyen: fuente de barrido o láser sintonizable (SS), divisor de haz (BS), espejo de referencia (REF), muestra (SMP), fotodetector (PD) y procesamiento de señal digital (DSP)

Dominio del tiempo

${\displaystyle F_{O}DT\left(\nu \right)=2S_{0}\left(\nu \right)K_{r}\left(\nu \right)K_{s}\left(\nu \right)\qquad \quad (3)}$

En OCT en el dominio del tiempo, la longitud de la trayectoria del brazo de referencia varía en el tiempo (el espejo de referencia se traslada longitudinalmente). Una propiedad de la interferometría de baja coherencia es que la interferencia, es decir, la serie de franjas oscuras y brillantes, solo se logra cuando la diferencia de trayectoria se encuentra dentro de la longitud de coherencia de la fuente de luz. Esta interferencia se denomina autocorrelación en un interferómetro simétrico (ambos brazos tienen la misma reflectividad) o correlación cruzada en el caso común. La envolvente de esta modulación cambia a medida que se varía la diferencia de longitud de ruta, donde el pico de la envolvente corresponde a la coincidencia de longitud de ruta.

La interferencia de dos haces de luz parcialmente coherentes se puede expresar en términos de la intensidad de la fuente , como${\displaystyle I_{S}}$

${\displaystyle I=k_{1}I_{S}+k_{2}I_{S}+2{\sqrt {\left(k_{1}I_{S}\right)\cdot \left(k_{2}I_{S}\right)}}\cdot Re\left[\gamma \left(\tau \right)\right]\qquad (1)}$

donde representa la relación de división del haz del interferómetro, y se denomina grado complejo de coherencia, es decir, la envolvente de interferencia y la portadora que dependen de la exploración del brazo de referencia o del retardo , y cuya recuperación es de interés en OCT. Debido al efecto de puerta de coherencia de OCT, el grado complejo de coherencia se representa como una función gaussiana expresada como ^[4]${\displaystyle k_{1}+k_{2}<1}$${\displaystyle \gamma (\tau )}$${\displaystyle \tau }$

${\displaystyle \gamma \left(\tau \right)=\exp \left[-\left({\frac {\pi \Delta \nu \tau }{2{\sqrt {\ln 2}}}}\right)^{2}\right]\cdot \exp \left(-j2\pi \nu _{0}\tau \right)\qquad \quad (2)}$

donde representa el ancho espectral de la fuente en el dominio de la frecuencia óptica y es la frecuencia óptica central de la fuente. En la ecuación (2), la envolvente gaussiana está modulada en amplitud por una portadora óptica. El pico de esta envolvente representa la ubicación de la microestructura de la muestra bajo prueba, con una amplitud que depende de la reflectividad de la superficie. El portador óptico se debe al efecto Doppler.${\displaystyle \Delta \nu }$${\displaystyle \nu _{0}}$resultante de escanear un brazo del interferómetro, y la frecuencia de esta modulación está controlada por la velocidad de escaneo. Por lo tanto, trasladar un brazo del interferómetro tiene dos funciones; el barrido de profundidad y un portador óptico desplazado por Doppler se logran mediante la variación de la longitud de la trayectoria. En OCT, la portadora óptica con desplazamiento Doppler tiene una frecuencia expresada como

${\displaystyle f_{Dopp}={\frac {2\cdot \nu _{0}\cdot v_{s}}{c}}\qquad \qquad \qquad \qquad \qquad \qquad \qquad \quad (3)}$

donde es la frecuencia óptica central de la fuente, es la velocidad de exploración de la variación de la longitud del camino y es la velocidad de la luz.${\displaystyle \nu _{0}}$${\displaystyle v_{s}}$${\displaystyle c}$

señales de interferencia en TD vs.FD-OCT

Las resoluciones axial y lateral de OCT están desacopladas entre sí; siendo el primero equivalente a la longitud de coherencia de la fuente de luz y siendo el segundo una función de la óptica. La resolución axial de OCT se define como

${\displaystyle \,{l_{c}}}$	${\displaystyle ={\frac {2\ln 2}{\pi }}\cdot {\frac {\lambda _{0}^{2}}{\Delta \lambda }}}$
	${\displaystyle \approx 0.44\cdot {\frac {\lambda _{0}^{2}}{\Delta \lambda }}\qquad \qquad \qquad \qquad \qquad \qquad \qquad \qquad (4)}$

donde y son respectivamente la longitud de onda central y el ancho espectral de la fuente de luz. ^[20]${\displaystyle \lambda _{0}}$${\displaystyle \Delta \lambda }$

Dominio de frecuencia

En OCT de dominio de frecuencia (FD-OCT), la interferencia de banda ancha se adquiere con detectores separados espectralmente. Dos enfoques comunes son OCT de fuente de barrido y de dominio espectral. Una fuente de barrido OCT codifica la frecuencia óptica en el tiempo con una fuente de exploración espectral. Un OCT de dominio espectral utiliza un detector dispersivo, como una rejilla y una matriz de detectores lineales, para separar las diferentes longitudes de onda. Debido a la relación de Fourier ( teorema de Wiener-Khintchine entre la autocorrelación y la densidad de potencia espectral), la exploración de profundidad se puede calcular inmediatamente mediante una transformada de Fourier a partir de los espectros adquiridos, sin movimiento del brazo de referencia. ^{[21] [22]}Esta característica mejora drásticamente la velocidad de la imagen, mientras que las pérdidas reducidas durante un solo escaneo mejoran la relación señal / ruido proporcional al número de elementos de detección. La detección paralela en múltiples rangos de longitud de onda limita el rango de exploración, mientras que el ancho de banda espectral completo establece la resolución axial. ^[23]

Codificado espacialmente

La OCT de dominio de frecuencia codificada espacialmente (SEFD-OCT, dominio espectral o OCT de dominio de Fourier) extrae información espectral distribuyendo diferentes frecuencias ópticas en una banda detectora (CCD de matriz lineal o CMOS) a través de un elemento dispersivo (ver Fig.4). Por lo tanto, la información del escaneo de profundidad completa se puede adquirir con una sola exposición. Sin embargo, la gran ventaja de señal a ruido de FD-OCT se reduce debido al rango dinámico más bajo de los detectores de banda con respecto a los diodos fotosensibles individuales, lo que da como resultado una ventaja de SNR ( relación señal a ruido ) de ~ 10 dB a velocidades mucho más altas. Sin embargo, esto no es un gran problema cuando se trabaja a 1300 nm, ya que el rango dinámico no es un problema serio en este rango de longitud de onda. ^[20]

Los inconvenientes de esta tecnología se encuentran en una fuerte caída de la SNR, que es proporcional a la distancia desde el retardo cero y una reducción de tipo sinc de la sensibilidad dependiente de la profundidad debido al ancho de línea de detección limitado. (Un píxel detecta una porción casi rectangular de un rango de frecuencia óptica en lugar de una sola frecuencia, la transformada de Fourier conduce al comportamiento sinc (z)). Además, los elementos dispersivos en el detector espectroscópico generalmente no distribuyen la luz igualmente espaciados en frecuencia en el detector, pero en su mayoría tienen una dependencia inversa. Por lo tanto, la señal debe volver a muestrearse antes del procesamiento, lo que no puede solucionar la diferencia en el ancho de banda local (en píxeles), lo que da como resultado una mayor reducción de la calidad de la señal. Sin emabargo,la caída no es un problema serio con el desarrollo de CCD de nueva generación omatriz de fotodiodos con un mayor número de píxeles.

La detección de heterodinos de matriz sintética ofrece otro enfoque a este problema sin la necesidad de una alta dispersión.

Tiempo codificado

La OCT de dominio de frecuencia codificada en el tiempo (TEFD-OCT, o OCT de fuente de barrido) intenta combinar algunas de las ventajas de la TD estándar y la SEFD-OCT. Aquí, los componentes espectrales no están codificados por separación espacial, sino que están codificados en el tiempo. El espectro se filtra o se genera en pasos de frecuencia sucesivos y se reconstruye antes de la transformación de Fourier. Al acomodar una fuente de luz de escaneo de frecuencia (es decir, láser de escaneo de frecuencia), la configuración óptica (ver Fig.3) se vuelve más simple que SEFD, pero el problema de escaneo se traduce esencialmente del brazo de referencia TD-OCT a la luz TEFD-OCT fuente. Aquí la ventaja radica en la tecnología de detección de alta SNR probada, mientras que las fuentes láser de barrido logran anchos de banda instantáneos muy pequeños (anchos de línea) a frecuencias muy altas (20-200 kHz).Los inconvenientes son las no linealidades en la longitud de onda (especialmente a altas frecuencias de barrido), la ampliación del ancho de línea a altas frecuencias y una alta sensibilidad a los movimientos de la geometría de barrido o de la muestra (por debajo del rango de nanómetros dentro de sucesivos pasos de frecuencia).

OCT de campo completo

Vista esquemática de una OCT de campo completo

En 1998, el equipo de Claude Boccara desarrolló un enfoque de imagen para la OCT temporal, ^[24] con una adquisición de las imágenes sin escaneo de haz. En esta técnica llamada OCT de campo completo (FF-OCT), a diferencia de otras técnicas de OCT que adquieren secciones transversales de la muestra, las imágenes están aquí "en-face", es decir, como imágenes de microscopía clásica: ortogonales al haz de luz de iluminación. . ^[25]

Más precisamente, las imágenes interferométricas son creadas por un interferómetro de Michelson donde la diferencia de longitud de trayectoria se varía mediante un componente eléctrico rápido (generalmente un espejo piezoeléctrico en el brazo de referencia). Estas imágenes adquiridas por una cámara CCD se combinan en el postratamiento (o en línea) por el método de interferometría de desplazamiento de fase, donde generalmente se adquieren 2 o 4 imágenes por período de modulación, dependiendo del algoritmo utilizado. ^{[26] [27]} Más recientemente, se desarrollaron enfoques que permiten obtener imágenes rápidas de un solo disparo para capturar simultáneamente múltiples imágenes con desplazamiento de fase necesarias para la reconstrucción, utilizando una sola cámara. ^[28] El OCM de dominio de tiempo de disparo único está limitado únicamente por la velocidad de fotogramas de la cámara y la iluminación disponible.

Las imágenes tomográficas "en-face" se producen así mediante una iluminación de campo amplio, garantizada por la configuración Linnik del interferómetro de Michelson, donde se utiliza un objetivo de microscopio en ambos brazos. Además, mientras que la coherencia temporal de la fuente debe permanecer baja como en la OCT clásica (es decir, un amplio espectro), la coherencia espacial también debe ser baja para evitar interferencias parasitarias (es decir, una fuente de gran tamaño). ^[29]

OCT de campo de línea (confocal)

La tomografía de coherencia óptica confocal de campo de línea (LC-OCT) es una técnica de obtención de imágenes basada en el principio de OCT en el dominio del tiempo con iluminación de línea mediante un láser de banda ancha y detección de líneas mediante una cámara de exploración de líneas. ^[30] LC-OCT produce exploraciones B en tiempo real a partir de exploraciones A múltiples adquiridas en paralelo. También se pueden obtener imágenes de cara al escanear la línea de iluminación lateralmente. ^[31]El enfoque se ajusta continuamente durante el escaneo de la profundidad de la muestra, utilizando un objetivo de microscopio de alta apertura numérica (NA) para obtener imágenes con alta resolución lateral. Mediante el uso de un láser supercontinuo como fuente de luz, se logra una resolución espacial casi isotrópica de ~ 1 µm a una longitud de onda central de ~ 800 nm. Por otro lado, la iluminación y la detección de líneas, combinadas con el uso de un objetivo de microscopio de alta NA, producen una puerta confocal que evita que la cámara detecte la mayor parte de la luz dispersa que no contribuye a la señal. Esta puerta confocal, que está ausente en la técnica de OCT de campo completo, le da a LC-OCT una ventaja en términos de sensibilidad de detección y penetración en medios altamente dispersos como los tejidos de la piel. ^[32]Hasta ahora, esta técnica se ha utilizado principalmente para la obtención de imágenes de la piel en los campos de la dermatología ^[33] y la cosmetología. ^[34]

Esquemas de escaneo

Enfocar el haz de luz a un punto de la superficie de la muestra bajo prueba y recombinar la luz reflejada con la referencia producirá un interferograma con información de la muestra correspondiente a un solo A-scan (solo eje Z). El escaneo de la muestra se puede realizar escaneando la luz sobre la muestra o moviendo la muestra bajo prueba. Un escaneo lineal producirá un conjunto de datos bidimensionales correspondiente a una imagen de sección transversal (escaneo de ejes XZ), mientras que un escaneo de área logra un conjunto de datos tridimensionales correspondiente a una imagen volumétrica (escaneo de ejes XYZ).

Punto único

Los sistemas basados ​​en OCT de dominio de tiempo de un solo punto, confocal o de punto volador, deben escanear la muestra en dos dimensiones laterales y reconstruir una imagen tridimensional utilizando información de profundidad obtenida por coherencia-puerta a través de un brazo de referencia de escaneo axial (Fig.2) . El barrido lateral bidimensional se ha implementado electromecánicamente moviendo la muestra ^[22] usando una etapa de traslación y usando un novedoso escáner de sistema micro-electro-mecánico. ^[35]

Paralelo

Se ha utilizado OCT en paralelo o de campo completo con una cámara de dispositivo de carga acoplada (CCD) en la que la muestra se ilumina en campo completo y se visualiza en la cara con el CCD, eliminando así el barrido lateral electromecánico. Colocando el espejo de referencia y grabando sucesivas imágenes cara a cara, se puede reconstruir una representación tridimensional. La OCT tridimensional usando una cámara CCD se demostró en una técnica de fase escalonada, ^[36] usando desplazamiento de fase geométrico con un interferómetro Linnik , ^[37] utilizando un par de CCD y detección heterodina, ^[38] y en un interferómetro Linnik con un espejo de referencia oscilante y una etapa de traslación axial. ^[39] En el enfoque de CCD es fundamental la necesidad de CCD muy rápidos o de generación de portadora separada del espejo de referencia escalonado para rastrear la portadora OCT de alta frecuencia.

Matriz de detectores inteligentes

Se utilizó una matriz de detectores inteligentes bidimensionales, fabricada mediante un proceso de semiconductor de óxido metálico complementario (CMOS) de 2 µm , para demostrar TD-OCT de campo completo. ^[40] Con una configuración óptica sencilla (Fig. 3), cada píxel de la matriz de detectores inteligentes de 58x58 píxeles actuó como un fotodiodo individual e incluyó su propio circuito de demodulación de hardware.

Aplicaciones seleccionadas

La tomografía de coherencia óptica es una técnica de imagenología médica establecida y se utiliza en varias especialidades médicas, incluidas la oftalmología y la cardiología, y se utiliza ampliamente en aplicaciones de investigación de ciencias básicas.

Oftalmología

Los oftalmólogos y optometristas utilizan mucho la OCT ocular (u oftálmica) para obtener imágenes de alta resolución de la retina y el segmento anterior . Debido a la capacidad de la OCT para mostrar secciones transversales de capas de tejido con una resolución micrométrica, la OCT proporciona un método sencillo para evaluar la organización celular , la integridad de los fotorreceptores , ^{[41] [42] [43] [44]} y el grosor axonal en el glaucoma , ^[45] degeneración macular , ^[46] edema macular diabético , ^[47] esclerosis múltiple^[48] y otras enfermedades oculares o patologías sistémicas que tienen signos oculares. ^[49] Además, los oftalmólogos aprovechan la OCT para evaluar la salud vascular de la retina mediante una técnica llamada angiografía OCT (OCTA). ^[50] En cirugía oftalmológica , especialmente cirugía de retina, se puede montar una OCT en el microscopio. Dicho sistema se denomina OCT intraoperatorio (iOCT) y proporciona apoyo durante la cirugía con beneficios clínicos. ^[51]

Cardiología y aplicaciones intravasculares

En el ámbito de la cardiología, la OCT se utiliza para obtener imágenes de las arterias coronarias con el fin de visualizar la morfología y la microestructura de la luz de la pared del vaso con una resolución 10 veces mayor que otras modalidades existentes, como la ecografía intravascular y la angiografía de rayos X ( tomografía de coherencia óptica intracoronaria ). Para este tipo de aplicación, se utilizan catéteres de fibra óptica de aproximadamente 1 mm de diámetro para acceder a la luz de la arteria mediante intervenciones semi-invasivas como las intervenciones coronarias percutáneas .

La primera demostración de OCT endoscópica fue reportada en 1997 por investigadores del laboratorio James Fujimoto del Instituto de Tecnología de Massachusetts, entre ellos el Prof. Guillermo James Tearney y el Prof. Brett Bouma . ^[52] El primer catéter y sistema de imágenes TD-OCT fue comercializado por LightLab Imaging, Inc. , una empresa con sede en Massachusetts en 2006. El laboratorio del Prof. Guillermo J. Tearney y el Prof . Brett Bouma con base en el Hospital General de Massachusetts en 2008. ^[53] La FD-OCT intravascular fue introducida por primera vez en el mercado en 2009 por LightLab Imaging, Inc. ^[54] y TerumoCorporation lanzó una segunda solución para imágenes de arterias coronarias en 2012. La mayor velocidad de imágenes de FD-OCT permitió la adopción generalizada de esta tecnología de imágenes para imágenes de arterias coronarias. Se estima que anualmente se realizan más de 100.000 casos de imágenes coronarias FD-OCT y que el mercado aumenta aproximadamente un 20% cada año. ^[55]

La OCT intravascular también se ha investigado para su uso en aplicaciones neurovasculares, incluidas las imágenes para guiar el tratamiento endovascular del accidente cerebrovascular isquémico y los aneurismas cerebrales. ^[56] El uso clínico se ha limitado a la anatomía intracraneal proximal de pacientes con tortuosidad limitada, lo que demuestra el potencial de la OCT para la formación de imágenes de enfermedades neurovasculares. ^[57] En 2020 se propuso un diseño de catéter de imagenología de OCT intravascular adaptado para su uso en anatomía neurovascular tortuosa. ^[58]

Otros desarrollos de la OCT intravascular incluyeron la combinación con otras modalidades de imágenes ópticas (imágenes multimodales). La OCT se ha combinado con imágenes moleculares de fluorescencia para mejorar su capacidad de detectar información morfológica molecular / funcional y tisular al mismo tiempo. ^[59] De manera similar, también se ha demostrado la combinación con espectroscopía de infrarrojo cercano.

Oncología

La OCT endoscópica se ha aplicado a la detección y el diagnóstico de cáncer y lesiones precancerosas , como el esófago de Barrett y la displasia esofágica . ^[60]

Dermatología

El primer uso de la OCT en dermatología se remonta a 1997. ^[61] Desde entonces, la OCT se ha aplicado al diagnóstico de diversas lesiones cutáneas, incluidos los carcinomas. ^{[62] [63] [64]} Sin embargo, el diagnóstico de melanoma mediante OCT convencional es difícil, especialmente debido a una resolución de imagen insuficiente. ^[65] Las técnicas emergentes de OCT de alta resolución como LC-OCT tienen el potencial de mejorar el proceso de diagnóstico clínico, lo que permite la detección temprana de tumores cutáneos malignos, incluido el melanoma, y ​​una reducción en el número de escisiones quirúrgicas de lesiones benignas. ^[66] Otras áreas de aplicación prometedoras incluyen la obtención de imágenes de lesiones en las que las escisiones son peligrosas o imposibles y la orientación de las intervenciones quirúrgicas mediante la identificación de los márgenes tumorales.

Odontología

Investigadores de la Universidad Médica y Dental de Tokio pudieron detectar lesiones de manchas blancas en el esmalte alrededor y debajo de los brackets de ortodoncia utilizando OCT de fuente de barrido. ^[67]

Aplicaciones de investigación

Los investigadores han utilizado OCT para producir imágenes detalladas de cerebros de ratones, a través de una "ventana" hecha de zirconia que ha sido modificada para ser transparente e implantada en el cráneo. ^[68] La tomografía de coherencia óptica también es aplicable y se utiliza cada vez más en aplicaciones industriales , como ensayos no destructivos (END), mediciones de espesor de materiales ^[69] y, en particular, obleas de silicio delgadas ^{[70] [71]} y mediciones de espesor de obleas semiconductoras compuestas ^{[ 72] [73]} caracterización de la rugosidad de la superficie, imágenes de la superficie y de la sección transversal ^{[74] [75]}y mediciones de pérdida de volumen. Los sistemas OCT con retroalimentación se pueden utilizar para controlar los procesos de fabricación. Con adquisición de datos de alta velocidad, ^[76] y resolución submicrométrica, OCT es adaptable para funcionar tanto en línea como fuera de línea. ^[77] Debido al gran volumen de píldoras producidas, un campo de aplicación interesante es el de la industria farmacéutica para controlar el recubrimiento de tabletas. ^[78] Los sistemas OCT basados ​​en fibra son particularmente adaptables a entornos industriales. ^[79] Estos pueden acceder y escanear el interior de espacios de difícil acceso, ^[80] y pueden operar en entornos hostiles, ya sean radiactivos, criogénicos o muy calientes. ^[81]Actualmente se están desarrollando nuevas tecnologías ópticas de diagnóstico e imágenes biomédicas para resolver problemas en biología y medicina. ^[82] A partir de 2014, se ha intentado utilizar la tomografía de coherencia óptica para identificar los conductos radiculares en los dientes, específicamente el conducto en el molar superior, sin embargo, no hay diferencia con los métodos actuales de microscopio quirúrgico dental. ^{[83] [84] [se necesita fuente no primaria ] La} investigación realizada en 2015 logró utilizar un teléfono inteligente como plataforma OCT, aunque queda mucho por hacer antes de que dicha plataforma sea comercialmente viable. ^[85]

Ver también

• Interferometría de baja coherencia resuelta en ángulo
• Fotón balístico
• Microscopia confocal
• Interferometria
• Tomografía de coherencia óptica intracoronaria
• Microsistemas Leica
• Imagenes medicas
• Tecnologías Novacam
• Detección óptica de heterodinos
• Tomografía de proyección óptica
• Tomografía de terahercios
• Tomografía

Referencias

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