Принципы работы спектрального оптического когенрентного томографа и его клиническое применение.
Прижизненное исследования внутренней структуры биологических объектов имеет большое значение в медицине и офтальмологии в частности.
В последнее десятилетие достигнуты значительные успехи в области оптической когерентной томографии (ОКТ), обеспечивающей наиболее высокое разрешение (до единиц микрометров) при построении томографических изображений, представляющих трехмерную внутреннюю микроструктуру неоднородных объектов и сред на глубине проникновения оптического излучения. Преимущества ОКТ основываются на использовании свойств оптического излучения, прежде всего малой длины волны и когерентности излучения.
Принцип ОКТ состоит в освещении объекта оптическим излучением с определением степени отражения излучения по глубине среды и измерении времени задержки светового луча, отраженного от исследуемой ткани. (рис. 1).
Рис. 1. Принцип формирования изображений в ОКТ
До недавнего времени основой всех когерентных томографов был интерферометр Михельсона (time–domain OCT). Источником света в нем является суперлюминесцентный диод, позволяющий получать луч низкой когерентности. Оптический луч от светового источника направляется на полупрозрачное зеркало, которое делит его на два луча – измеряющий и контрольный. Измеряющий луч направляется в глаз, где отражается от исследуемых структур и возвращается на детектор с различной временной задержкой, возникающей в зависимости от свойств изучаемых микроструктур к абсорбции, рассеиванию и отражению света, т.е. оптической плотности. Второй луч, отраженный от контрольного зеркала с регулируемой позицией, также возвращается на детектор (рис. 2). Если отраженный луч возвращается от изучаемых тканей за то же время, что и контрольный луч, то возникает явление интерференции, которое улавливается специальным датчиком. Параметры интерференции регистрируются и измеряются фотодетектором. Таким образом, структура отраженного от глаза луча может быть сопоставлена с контрольным, у которого имеется известная временная задержка, регулируемая положением контрольного зеркала. В итоге формируется одномерный А–скан (axial scan). А получаемое путем суммирования нескольких А–сканов двухмерное изображение, по аналогии с ультразвуковым исследованием, называется В–сканом. Расстояние между точками А–скана определяет продольное (аксиальное) разрешение, между соседними А–сканами – поперечное.
При сканировании в боковом направлении также по второй координате можно восстанавливать трехмерные изображения структуры объектов. При освещении объекта оптическое излучение проникает в среду на глубину до нескольких миллиметров, и для получения информации о внутренней микроструктуре среды необходимо определить степень отражения от каждого отдельного слоя.
Основным фактором, ограничивающим возможности Time–domain OCT, является наличие механического элемента системы – подвижного зеркала опорного плеча. От точности и скорости его смещения напрямую зависят аксиальное разрешение и время сканирования. Максимальная продольная разрешающая способность ОКТ, полученная в лабораторных условиях, составляет 2–3 мкм. Этот результат достигнут на неподвижных объектах с использованием в качестве источника света фемтосекундного лазера. Однако коммерческий вариант данной системы не был реализован ввиду ее высокой стоимости.
Рис. 2. Схема интерферометра малой когерентности
Максимальная разрешающая способность Time–domain ОКТ в клинике представлена в Stratus OCT и составляет 8–10 мкм при скорости сканирования 400 А–сканов в секунду. Стандартное исследование, состоящее из 512 А–сканов, занимает, таким образом, более 1 секунды.
Результаты применения методов интерферометрии малой когерентности для восстановления трехмерной структуры рассеивающих сред в медицине были опубликованы в 1991 г. Исследования проводились в Массачусеттском технологическом институте (Кембридж, США). В 1994 г. разработанная технология ОКТ была передана зарубежному подразделению фирмы Carl Zeiss, Inc. (Hamphrey Instruments, Дублин, США), и в 1996 г. была создана первая серийная система ОКТ, предназначенная для офтальмологической диагностики глаукомы методом прямого наблюдения состояния зрительного нерва и сетчатки глаза.
Спектральная оптическая когерентная томография (СОКТ)
Коренной перелом в технологии оптической когерентной томографии произошел с внедрением в практику спектральных интерферометров, использующих преобразование Фурье (spectral/Fourier domain). Их отличием от интерферометра Михельсона является наличие спектрометра и высокоскоростной CCD – камеры. Источником света является широкополосный суперлюминесцентный диод, позволяющий получить низкокогерентный луч, содержащий несколько длин волн.
Как и в time–domain OCT, световой импульс делится на две равные части, одна из которых отражается от фиксированного опорного плеча (зеркала), вторая – от исследуемого объекта. Затем сигналы суммируются, а проинтерферировавший луч света раскладывается на составные части спектра, которые одномоментно фиксируются CCD–камерой (рис. 5). Полученный спектр интерференции состоит из совокупности световых волн, отраженных от различных по глубине участков исследуемого объекта. Затем из полученного массива данных путем математического преобразования Фурье выделяются частотные составляющие, из которых формируется А–скан.
Рис. 3. Принцип спектральной интерферометрии
Скорость сканирования спектральных ОКТ зависит от быстроты работы CCD–камеры и математического преобразователя, а аксиальная разрешающая способность – от чувствительности спектрометра. Поперечное разрешение всех типов ОКТ ограничивается аберрациями оптической системы глаза.
Благодаря принципу своей работы, спектральные ОКТ позволяют выполнять более 25 тыс. линейных сканов в секунду, превосходя по этому параметру оптические томографы предыдущего поколения более чем в 60 раз (некоторые модели – в 120 раз). Аксиальная разрешающая способность находится в пределах 3–8 мкм, поперечная – 10–15 мкм.
В нашем центре используется спектральный оптический томограф нового поколения Soct Copernicus+ совместного производства Reichert (США) – Optopol (Польша), который пришел на смену Soct Copernicus.
SOCT Copernicus+ — это комбинация последних технологических решений, используемых в SOCT Copernicus HR и применяемых с той же надежностью и уверенностью, как и при работе на SOCT Copernicus. Новая система работает со скоростью сканирования 27 000 А-сканов в секунду и разрешением 5 мкм. Улучшенное быстродействие прибора и качество томограмм делают SOCT Copernicus+ оптимальным прибором для офтальмологов.
Рис. 3. Принцип спектральной интерферометрии
Особенностями прибора нового поколения являются:
Литература:
1. Васильев В.Н., Гуров И.П. Технология бесконтактного контроля объектов на основе когерентного и спектрального радаров в биомедицинских исследованиях и промышленности, в кн.: Оптические и лазерные технологии. СПб: СПбГИТМО (ТУ), 2002. С. 160-175.
2. Свирин А.В., Кийко Ю.И., Обруч Б.В., Богомолов А.В. Спектральная оптическая когерентная томография: принципы и возможности метода. Клиническая офтальмология, 2009.- том 10, № 2. С. 50-53.
3. Шпак А.А. Спектральная оптическая томография высого разрешения: Атлас. М. 2001. 44 с.
4. Huang D., Swanson E.A., Lin C.P., et al. Optical coherence tomography //Science. 1991. V.254. Issue 5035. P. 1178-1181.
5. Fujimoto J.G., Pitris C., Boppart S.A., Brezinski M.E. Optical coherence tomography: an emerging technology for biomedical imaging and optical biopsy //Neoplasia. 2000. V.2. P. 9-25.
6. Schmitt J.M. Optical coherence tomography: a review //IEEE J. Select Topics Quant. Electron. 1999. V.5. P. 1205-1215.
7. Fercher A.F. Optical coherence tomography //J. Biomed. Opt. 1996. V.1. P. 157-173.
8. Optical low-coherence reflectometry and tomography /B.R. Masters, ed. //SPIE Milstone Series. 2001. V. MS165.
9. Handbook of optical coherence tomography /B.E. Bouma and G.J. Tearney, eds. NY: Marcel Dekker Inc., 2002.
10. Ouruitina M.N., Gladkova N.D., Feldchtein F.I., et al. In vivo optical coherent tomography of teeth and oral mucosa //Proc. SPIE. 1998. V.3567. P. 97-107.
11. Dresel T., Hausler G., and Ventzke H. Three-dimensional sensing of rough surfaces by coherence radar //Appl. Opt. 1992. V.31. P. 919-925.
12. Yoshimura T., Kida K., and Masazumi N. Development of an image-processing system for a low coherence interferometer //Opt. Commun. 1995. V.117. P. 207-212.
13. Carlsson T.E., Nilsson B. Measurement of distance to diffuse surfaces using nonscanning coherence radar //J. Opt. 1998. V.29. P. 146-151.
14. Vienot J.-C., Goedgebuer J.-P., and Lacourt A. Space and time variables in optics and holography: recent experimental aspects //Appl. Opt. 1977. V.16. P. 454-461.
15. Zuluaga A.F., Richards-Kortum R. Spatially resolved spectral interferometry for determination of subsurface structure //Opt. Lett. 1999. V.24. P. 519-521.
Слои макулы
Рис. 2. Соотношение гистологических слоев сетчатки и структур, видимых на ОКТ.
Рис.3. Томография макулярной зоны сетчатки в норме. Просматриваются все слои сетчатки.
Рис. 4. Амблиопия. Срез через центр макулы. На срезе отсутствует центральная ямка макулы, которая не сформировалась из-за отсутствия адекватных стимулов.
Рис. 5. Кистозный отек макулы. Отслойка задней гиалоидной мембраны.
Рис. 6. Преретинальный фиброз. Киста фовеолы. Отек сетчатки.
Рис. 7. Субретинальная неоваскулярная мембрана. Кистозный отек макулы
Рис. 8. Диабетический кистозный отек, отслойка нейроэпителия,
пигментного эпителия.
Рис. 9. Тромбоз ЦВС. Кистозный отек. Отслойка нейроэпителия.
Отслойка ЗГМ.
Рис. 10. Кистозный отек сетчатки. Увеличение толщины сетчатки.
Рис. 11. Эпиретинальная мембрана макулы. Сокращение ее вызывает образование складок сетчаткеи. Отек сетчатки.
Рис. 12. Нормальная ОКТ макулы. Деструкция стекловидного тела, пациент предъявляет жалобы на «летающие мушки».
Рис. 13. 3D картина глазного дна. Глаукоматозная экскавация ДЗН. Рядом с диском на сетчатке тень от локального помутнения стекловидного тела.
Рис. 14. Сглаженность макулы, преретинальный фиброз, полная отслойка задней гиалоидной мембраны.
Рис. 15. Контузия глазного яблока. По краю фовеолы субретинальный разрыв хориоидеи. Острота зрения 0,3.
Рис.16. Контузия глазного яблока. 3 D картина предыдущего пациента. Субретинальный разрыв хориоидеи.
Рис. 17. Диабетическая ретинопатия. Диабетический кистозный отек макулы.
Рис. 18. Диабетическая ретинопатия. Твердые экссудаты, которые имеют высокие отражающие свойства и практически полностью блокируют отраженное от лежащих кнаружи от него структур сетчатки излучение, оставляя за собой«тень» на томограмме.
Рис. 19. Пациент И. OS: Витрео-макулярный тракционный синдром. Эпиретинальная
мембрана. Неполный макулярный разрыв. Дезорганизация ПЭ, слоя ФР, НПМ.
Острота зрения — 0,8.
Рис. 20. Пациент И. OD: Витрео-макулярный тракционный синдром. Эпиретинальная
мембрана. Киста.
Рис. 21. Полный макулярный разрыв.
Рис. 22. Поражение макулярной зоны лазером на дискотеке. Отслойка нейроэпителия. Признаки умеренной деструкции фоторецепторного слоя в области макулы.
Рис. 23. Поражение сетчатки лазером на дискотеке. Субретинальное кровоизлияние. При толщине геморрагии более 200 микрон последняя, как правило, полностью экранирует картину внешних слоев.
Рис. 24. 3 D картина поражения сетчатки лазером на дискотеке. Субретинальное кровоизлияние.
Рис. 25. ОКТ картина после лазеркоагуляции сетчатки (810 нм). Стрелками указаны места нанесения лазеркоагулятов.
Рис. 26. Дегенеративный ретиношизис. Расслоение сетчатки в наружном плексиформном слое.
Рис. 27. Центральная серозная хориоретинопатия. Отслойки пигментного эпителия расположенные парафовеолярно. До введения авастина.
Рис. 28. Центральная серозная хориоретинопатия. Отслойка пигментного эпителия расположена парафовеолярно. Через 3 недели после введения авастина.
Рис. 29. Экскавация ДЗН в норме.
Рис. 30. Глаукоматозная экскавация ДЗН
Рис.31. Глаукоматозная экскавация ДЗН, 3D.
Рис. 32. Определение толщины роговицы.
Рис. 33. Преципитаты на эндотелии роговицы.
Рис.34. Мелкая передняя камера. Закрытоугольная форма глаукомы.
Рис. 35. Узкий угол передней камеры. Закрытоугольная форма глаукомы.
Рис. 36. Широкий угол пердней камеры.
