особенности когерентного зондирования биологической ткани

Галеб Камаль Ибрагим Салех

аспирант кафедры «Биомедицинская техника», ФГБОУ ВПО «ТГТУ», г. Тамбов

Е-mail: Kamal-galeb@rambler.ru

Потлов Антон Юрьевич

ассистент кафедры «Биомедицинская техника», ФГБОУ ВПО «ТГТУ», г. Тамбов

Е-mail: zerner@yandex.ru

АбдулкаримСаиф Назар

магистрант кафедры «Биомедицинская техника», ФГБОУ ВПО «ТГТУ», г. Тамбов

Е-mail: sayfnazar1985@yahoo.com

Проскурин Сергей Геннадьевич

канд. физ.-мат. наук, доцент кафедры «Биомедицинская техника», ФГБОУ ВПО «ТГТУ», г. Тамбов

Е-mail: spros@tamb.ru

Оптическая когерентная томография (ОКТ) возникла в конце восьмидесятых, в начале девяностых годов двадцатого века [2, с. 857]. В начале XXI века она заняла прочное место в ряду медицинской диагностической техники. ОКТ использует отражённый от поверхностей различной оптической плотности сигнал, и во многом аналогична ультразвуковой (УЗИ) диагностике. Глубина зондирования плотных биотканейОКТ системами при использовании длин волн λ=900—1300 нм, составляет 1—2 мм, что существенно меньше чем у систем УЗИ и рентгеновских приборов. В связи с этим актуальны исследования направленные на увеличение глубины когерентного зондирования биологической ткани.

Цель настоящей работы — изучение особенностей определения разрешения в оптических методах томографических исследований, внесение изменений в схему типичного ОКТ, позволяющих добиться наибольшей глубины когерентного зондирования биологической ткани.

Важной особенностью когерентного зондирования биологической ткани является наличие зависимости разрешения получаемого изображения от длины волны источника излучения и дисперсии пакета [1, c. 75]. При использовании импульсных фемтосекундных лазеров (λ=800—1000 нм, Δλ=100—350 нм) и тепловых источников излучения пространственное разрешение достигает 1 мкм. Такие системы позволяют визуализировать даже отдельные части клетки, но только лишь полупрозрачных, мало рассеивающих объектов. Глубина зондирования при этом составляет 0.3—0.6 мм, что в два раза больше глубины зондирования конфокального микроскопа. Необходимо отметить, что пока не существует фемтосекундных лазеров с центральной длинной волны свыше 1000 нм, а в биологической ткани наибольшая глубина проникновения излучения достигается на длине волны~1300 нм. К тому же дисперсия пакета длиной более 3 мкм в биологической ткани только уменьшает глубину зондирования.

Другой особенностью когерентного зондирования биологической ткани является увеличение разрешения при нанесении специальных веществ на зондируемую поверхность (чаще всего глицерина) — метод оптического просветления. При оптическом просветлении, контраст изображения сначала увеличивается (через 5—7 мин), а потом резко падает. Структура сосудов перестают быть чётко видна, однако глубина когерентного зондирования увеличивается. Регистрируется сигнал от слоёв кожи с глубины ~ 1.6—1.8 мм, но с ухудшенным в 4—6 раз пространственным разрешением.

Также, следует отметить, что пространственное разрешение постепенно уменьшается с глубиной. В традиционной оптической когерентной томографии обычно увеличивают числовую апертуру линзы в плече образца, что позволяет различить структуры с разрешением L_ax≈3—10 мкм на глубине ~ 0.6—0.9 мм, что приблизительно в два, три раза превышает возможности конфокальной микроскопии. При относительно долгом (~ 4 секунд) времени получения изображения, микроскопическое дрожание руки пациента сказывается на качестве изображения верхних слоёв, которые оказываются размыты. Нижние слои после 0.5—0.6 мм в глубину не отражают этого дрожания. Разрешение в ткани глубже 0.5—0.6 мм во всех представленных случаях одинаково хотя изображение верхних слоёв отражает вибрации с амплитудой 10—20 мкм. Это происходит из-за высокого пространственного разрешения, которое постепенно уменьшается с глубиной.

Более глубокие слои кожи возможно визуализировать только за счёт переходного квазидиффузионного когерентного режима регистрации фотонов. Уменьшение разрешения нижних слоёв в 3—5 раз по сравнению с верхними слоями соответствует наличию рассеяния излучения и перехода в промежуточный режим между когерентной и диффузионной томографией. Это и есть режим слабо рассеянных фотонов сохраняющих когерентность с опорным плечом интерферометра.

На рисунке 1 показана упрощённая схема традиционного оптического когерентного томографа. Излучение суперлюминесцентного диода (λ=1298 нм, Δλ=52 нм) поступает в разветвитель световодов 50х50 %, FC1, и далее на второй разветвитель световодов 50х50 %, FC2. Из последнего половина излучения поступает в опорное плечо интерферометра,другая половина поступает в плечо образца и фокусируется на образце при помощи системы линз. Отражённое от обоих плеч интерферометра излучение смешивается на балансных квадратичных фотоприёмниках D1 и D2. После балансной схемы, электрический сигнал поступает на полосовой фильтр, после него на спектроанализатор и на аналого-цифровой преобразователь (АЦП). После АЦП цифровой сигнал записывается и обрабатывается на компьютере.

С целью повышения глубины когерентного зондирования биологической ткани, внесём изменения в сканирующую оптическую линию задержки (ОЛЗ), находящуюся в опорном плече. В частности, будем использовать ОЛЗ, основанную на применении дифракционной решётки, позволяющую добиться интенсивности, приходящей в каждое плече интерферометра около ~0.1 мВт. Дальнейшее уменьшение интенсивности суперлюминесцентного диода сравнивает электрические шумы усилителя с шумами, которые определяются источником излучения. Это уже не даёт дополнительного увеличения соотношения сигнал/шум. Усовершенствованная линия задержки позволяет использовать обе длины волны (1.3 и 1.5 мкм) одновременно [4, с. 46]. С незначительной перестройкой угла наклона дифракционной решётки, последовательно, но с дополнительным увеличением контраста изображения на10—15 %. Очевидно, что возможно использовать и другие длины волн в этом промежутке. Использование 2-х длин волн необходимо для получения дифференциальных изображений и определения оксигенации-деоксигенации гемоглобина в тканях и цельной крови.

СЛД — суперлюминесцентный диод; FС1, FС2 — 1х2 и 2х2 разветвители световодов, в опорном плече находится сканирующая оптическая линия задержки; ГС — гальвано-сканер; D1,D2 — инфракрасные приёмники излучения, включённые в балансную схему.

Рисунок 1. Схема оптического когерентного томографа выполненного на базеодномодовых световодов

Описанные усовершенствования важны с практической точки зрения, они позволяют уменьшить физические размеры ОЛЗ до 10х3х5 см³ и использовать низко когерентный источник излучения, суперлюминесцентный диод, мощностью до 0.4 мВт. При использовании оптического циркулятораобратное влияние излучения на суперлюминесцентный диод можно практически исключить [3, с. 1161]. Это также позволит дополнительно уменьшить мощность источника в два раза. Растровое усреднение в пределах одного пикселя увеличивает соотношение сигнал/шум на 4—10 дБ. При таком соотношении можно зарегистрировать фотоны в переходном режиме от отражения и обратного рассеяние, к диффузионному режиму многократного рассеяния. Изменяя когерентность источника излучения, возможно добиться соответствия когерентного пакета пространственному разрешению в глубоких слоях биообъекта.

Список литературы:

1.Галеб К.И.С., Потлов А.Ю., Проскурин С.Г. Исследование увеличения глубины когерентного зондирования // Информационные системы и модели в научных исследованиях, промышленности, образовании и экологии: Доклады всероссийской научно-технической конференции./ Тула: Изд-во Инновационные технологии. — 2011. — С. 75—78.

2.Зимняков Д.А., Тучин В.В. Оптическая томография тканей // Квантовая электроника. — 2002. — № 10. — С. 849—867.

3.Проскурин С.Г., Ванг Р.К. Визуализация подкожных кровеносных сосудов человека посредством увеличения глубины когерентного зондирования // Квантовая электроника. — 2004. — № 12. — С. 1157—1162.

4.Proskurin S.G. Comparison of high and low coherence Doppler spectra for humansubcutaneous blood flow diagnostics in vivo // Proc. SPIE. — 2005. Vol. 5702. — p. 44—53.