Tomographie en cohérence optique

En OCT temporelle, la différence de marche du bras de référence varie dans le temps (le miroir de référence est translaté longitudinalement). En interférométrie à faible cohérence, les interférences, c.-à-d. des séries de franges brillantes et sombres, ont lieu seulement lorsque la différence de marche entre les 2 bras de l’interféromètre est plus petite que la longueur de cohérence de la source lumineuse. Cette interférence est appelée autocorrélation dans le cas où l’interféromètre est symétrique (les 2 bras ont la même réflectivité) ou corrélation croisée sinon. L’enveloppe de cette modulation varie avec la différence de marche, le maximum de l’enveloppe correspondant à l’égalité des chemins optiques (contact optique). L’interférence de deux faisceaux partiellement cohérents peut être exprimée en termes d’intensités lumineuses ${\displaystyle I_{S}}$, comme :

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

où ${\displaystyle k_{1}+k_{2}<1}$ représente le rapport de division (d’intensité) du faisceau, et ${\displaystyle \gamma (\tau )}$ est appelé le degré de cohérence complexe, c'est-à-dire l’enveloppe et porteuse de l’interférence qui dépend du scan sur le bras de référence ou du délai ${\displaystyle \tau }$, et dont la mesure est le but de l’OCT. Dû à l’effet de verrouillage de cohérence de l’OCT, le degré de cohérence complexe est représenté par une fonction gaussienne exprimée par[4]

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

où ${\displaystyle \Delta \nu }$ représente la largeur spectrale de la source dans le domaine fréquentiel, et ${\displaystyle \nu _{0}}$ est la fréquence centrale de la source. Dans l’équation (2), l’enveloppe gaussienne est modulée en amplitude par une porteuse optique. Le maximum de cette enveloppe représente la position de l’échantillon imagé, avec une amplitude dépendente de la réflectivité de la surface. La porteuse optique est due à l’effet Doppler résultant du scan d’un bras de l’interféromètre, et la fréquence de modulation dépend de la vitesse du scan. Ainsi, translater un des bras de l’interféromètre a deux effets : le scan en profondeur et un décalage Doppler de la porteuse optique. En OCT, le décalage Doppler de la porteuse optique est exprimé par

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

où ${\displaystyle \nu _{0}}$ est la fréquence optique centrale de la source, ${\displaystyle v_{s}}$ est la vitesse de balayage (scan) de la différence de marche, et ${\displaystyle c}$ est la vitesse de la lumière.

Signaux d’interférence en TD vs. FD-OCT

Les résolutions latérale et axiale en OCT sont indépendantes l’une de l’autre : la première dépendant des optiques du montage et la seconde étant fonction de la longueur de cohérence de la source lumineuse. La résolution axiale en OCT est définie par :

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

où ${\displaystyle \lambda _{0}}$ et ${\displaystyle \Delta \lambda }$ sont respectivement la longueur d’onde centrale et la largeur spectrale de la source lumineuse[19].

En OCT fréquentielle (ou OCT dans le domaine de Fourier), (FD-OCT) les interférences large-bande sont enregistrées avec des détecteurs séparateurs de spectre (soit en encodant la fréquence optique dans le temps avec une source à balayage de fréquence, ou avec un détecteur à dispersion, comme un réseau de diffraction ou un détecteur 2D linéaire). Grâce à la relation de Fourier (théorème de Wiener-Khintchine) qui relie l’autocorrélation et la densité spectrale de puissance), la profondeur peut être immédiatement calculée par une transformée de Fourier depuis le spectre enregistré, sans aucun mouvement du bras de référence[20]^,[21]. Cet effet accélère grandement la vitesse d’imagerie, tandis que la réduction des pertes améliore grandement le rapport signal-sur-bruit proportionnel au nombre d’éléments de détection. La détection parallèle de plusieurs plages de longueurs d’onde limite l’intervalle de balayage, tandis que la largeur de bande spectrale dicte la résolution axiale[22].

L’OCT fréquentielle encodée spatialement (SEFD-OCT en anglais, pour spectrally encoded Fourier domain OCT) réalise une mesure spectrale en répartissant, à l’aide d’un élément dispersif, différentes fréquences optiques sur les bandes d’un détecteur (un capteur CMOS ou CCD 2D divisé en lignes), voir Fig.4 ci-dessus. Ainsi l’information de tout le balayage en profondeur peut être acquis en une seule exposition. Cependant, le grand rapport signal sur bruit qui caractérise normalement la FD-OCT est réduit par la plus petite plage dynamique des détecteurs à bandes, comparés aux diodes photosensibles uniques : cela résulte en un SNR (rapport signal sur bruit) plus bas de ~10 dB aux vitesses élevées. Cela n’est pas problématique lorsqu’on travaille à la longueur d’onde de 1 300 nm, puisqu’une plage dynamique faible n’est pas un problème dans cette gamme de longueur d’onde[19].

En plus du plus faible SNR (rapport signal sur bruit), cette technique implique aussi une réduction en sinus cardinal (sinc) de la résolution en profondeur, due à la limitation de la bande de détection (un pixel détecte une portion quasi-rectangulaire d’une plage de longueur d’onde au lieu d’une fréquence bien précise, conduisant à un sinus cardinal (sinc(z)) sur la transformée de Fourier). De plus, dans la plupart des cas, les éléments dispersifs dans le détecteur spectral ne distribuent pas la lumière sur le détecteur avec des fréquences réparties de façon égales, même si les plus récents ont une dépendance inverse. Par conséquent le signal doit être re-échantillonné avant d’être traité, et ce processus ne peut prendre en compte des différences de largeur de bande locales (dépendantes d’un pixel à l’autre), ce qui résulte en une plus grande dégradation de la qualité du signal. Cette dégradation n’est cependant plus un problème avec le développement des nouvelles générations de capteurs CCD ou assemblage de photodiodes qui ont un nombre de pixels bien supérieur.

La détection optique hétérodyne (en) offre une autre approche à ce problème sans la nécessité d’une grande dispersion.

L’OCT fréquentielle encodée dans le temps (TEFD-OCT pour time-encoded Fourier-domain OCT en anglais, ou OCT à source à balayage, swept-source OCT en anglais) tente de combiner certains avantages de l’OCT standard et de la FD-OCT encodée spatialement. Ici les composantes spectrales ne sont pas encodées dans par une séparation spatiale, mais temporellement. Le spectre est soit généré soit filtré par des pas successifs en fréquences, puis reconstruit avant de subir la transformée de Fourier. En associant une source lumineuse à balayage de fréquence, la source optique devient plus simple que celle de la FD-OCT encodée spatialement, mais le problème du balayage qui était, dans le cas de la TD-OCT, essentiellement dans le bras de référence se retrouve maintenant dans la source lumineuse de la FD-OCT encodée temporellement. Ici l’avantage repose dans la technologie de haut SNR (rapport signal sur bruit), tandis que les sources à balayage atteignent des largeurs de bande instantanée très petites à des fréquences très élevées (20-200 kHz). Les désavantages sont la non-linéarité en longueur d’onde (surtout aux hautes fréquences), l’élargissement de la largeur de bande aux hautes fréquences et une haute sensibilité aux éléments de balayage de l’échantillon.

Schéma d'un OCT plein champ

Une approche alternative de l'OCT temporelle et fréquentielle a été développée par l'équipe de Claude Boccara en 1998[23], avec une acquisition des images sans balayage de faisceau. Dans cette technique appelée OCT plein champ (full-field OCT, FF-OCT), contrairement à d'autres techniques OCT qui acquièrent des sections transversales de l'échantillon, les images sont ici « en face », comme des images de microscopie classique : orthogonales au faisceau lumineux d'illumination[24].

Plus précisément, les images interférométriques sont créées par un interféromètre de Michelson où la différence de marche optique est balayée par un composant électrique rapide (habituellement un miroir piézoélectrique dans le bras de référence). Ces images acquises par une caméra CCD sont combinées en post-traitement (ou en direct) par la méthode de déphasage interférometrique, où habituellement 2 ou 4 images par période de modulation sont acquises selon l'algorithme utilisé[25]^,[26].

Les images tomographiques « en face » sont ainsi produites par un éclairage à champ large, assuré par la configuration Linnik de l'interféromètre de Michelson où un objectif de microscope est utilisé dans les deux bras. En outre, alors que la cohérence temporelle de la source doit rester faible comme dans les OCT classiques (c'est-à-dire un large spectre), la cohérence spatiale doit également être faible pour éviter les interférences parasites (c'est-à-dire une source de grande taille)[27].

La tomographie par cohérence optique confocale à balayage linéaire, désignée par l'acronyme anglais LC-OCT (« Line-field Confocal OCT »), est une technique d'imagerie basée sur le principe de l'OCT temporelle avec éclairage selon une ligne et détection avec une caméra linéaire[28]. Des images en coupe verticale (B-scans) ou en coupe horizontale (en face) sont obtenues en temps réel en balayant la ligne d'éclairage. En utilisant un objectif de microscope de grande ouverture numérique et un laser supercontinuum comme source de lumière de faible cohérence temporelle, une résolution spatiale quasi-isotrope d'environ 1 µm a été démontrée. D'autre part, l'éclairage et la détection linéaires, combinés à l'utilisation d'un objectif de microscope, produisent un effet confocal qui réduit la quantité de lumière multi-diffusée détectée par la caméra. Ce filtrage confocal, absent dans la technique d'OCT plein champ, confère un avantage à la LC-OCT en termes de sensibilité de détection et de pénétration dans les milieux diffusants comme les tissus cutanés[29]^,[30].

L'OCT est très utilisée par les ophtalmologistes et les orthoptistes pour obtenir des images à haute résolution du segment antérieur de l’œil humain et de la rétine. A l’aide de son pouvoir de résolution transverse, l’OCT fournit une méthode simple d'évaluation de l'intégrité axonale dans les cas de sclérose en plaques[31] et de glaucome[32]. L'OCT est également bien adaptée pour évaluer la dégénérescence maculaire liée à l'âge[33] et est considéré comme la nouvelle norme pour l'évaluation de l’état d’un œdème maculaire diabétique[34]. Plus récemment, des dispositifs OCT ophtalmiques ont été conçus pour effectuer des angiographies ou pour évaluer des pathologies de la microvasculature de la rétine, impliquées dans des maladies telles que le glaucome et la rétinopathie diabétique.

Dans le cadre de la cardiologie, l’OCT est utilisée pour imager des artères coronaires, afin de visualiser la morphologie et la microstructure des vaisseaux à une résolution 10 fois supérieure à d'autres modalités existantes telles que les ultrasons intravasculaires et l'angiographie par rayons X (Tomographie Intracoronaire par cohérence optique). Pour ce type d'application, des cathéters à fibres optiques d'environ 1 millimètre de diamètre sont utilisés pour accéder à la lumière de l'artère à travers des interventions semi-invasives, c'est-à-dire une intervention coronaire percutanée. La première réalisation de l'OCT endoscopique a été rapportée en 1997 par des chercheurs du laboratoire James Fujimoto du Massachusetts Institute of Technology, dont le Pr. Guillermo James Tearney et le Pr. Brett Bouma[35]. Le premier cathéter et système d'imagerie TD-OCT a été commercialisé par LightLab Imaging, Inc., une société créée au Massachusetts en 2006. La première étude d'imagerie FD-OCT a été rapportée par le laboratoire du Pr. Guillermo James Tearney et le Pr. Brett Bouma basé au Massachusetts General Hospital en 2008[36]. La FD-OCT intravasculaire a été introduite pour la première fois sur le marché en 2009 par LightLab Imaging, Inc.[37] et Terumo Corporation a lancé une deuxième solution pour l'imagerie de l'artère coronaire en 2012. La FD-OCT permettant une vitesse d'imagerie plus élevée, elle a été largement adoptée pour l'imagerie de l'artère coronaire. On estime que plus de 100 000 cas d'imagerie coronaire FD-OCT sont effectués chaque année, et que le marché augmente d'environ 20 % annuellement[38].

L’OCT endoscopique a été appliquée à la détection et au diagnostic de cancer et de lésions précancéreuses, telles que l'œsophage de Barrett et la dysplasie œsophagienne[39].

La première utilisation de l'OCT en dermatologie remonte à 1997[40]. Depuis, l'OCT a été appliquée avec succès au diagnostic de lésions cutanées telles que les carcinomes[41]^,[42]^,[43]. En revanche, le diagnostic du mélanome à l'aide de l'OCT est difficile à cause de la résolution insuffisante des images[44]. L'émergence de nouvelles techniques d'OCT à haute résolution telles que la LC-OCT ouvre des perspectives prometteuses en permettant à la fois la détection à un stade précoce des tumeurs malignes de la peau — y compris le mélanome — et la réduction du nombre d'excisions chirurgicales de lésions bénignes[45]. D'autres domaines d'application intéressants incluent l'imagerie des lésions où les excisions sont dangereuses voire impossibles ainsi que l'aide aux interventions chirurgicales par identification des marges tumorales.