vignette|Image OCT d'un sarcome
La tomographie en cohérence optiqueMême si on rencontre beaucoup « par » ou « de » à la place de « en », le dictionnaire de l'Académie de médecine française utilise « en ». ou tomographie optique cohérente (TCO ou OCT) est une technique d'imagerie médicale bien établie qui utilise une onde lumineuse pour capter des images tridimensionnelles d'un matériau qui diffuse la lumière (par exemple un tissu biologique), avec une résolution de l'ordre du micromètre (). La tomographie en cohérence optique est basée sur une technique interférométrique à faible cohérence, utilisant habituellement une lumière dans l'infrarouge proche. En effet, l'absorption de lumière des tissus biologiques imagés est limitée dans cette gamme de longueur d'onde, ce qui permet de pénétrer jusqu'à environ . Cette technique se situe ainsi à mi-chemin entre l'échographie par ultrasons (résolution , pénétration ) et la microscopie confocale (résolution , pénétration ).
Suivant les propriétés de la source lumineuse (des , des et des lasers à supercontinuum ont été utilisés), la tomographie en cohérence optique atteint une résolution inférieure au micromètre (avec des sources d'émission à spectre très large au-dessus de la gamme des de longueur d'onde).
La tomographie en cohérence optique (OCT) est une des sortes de techniques de tomographie optique. Mise en œuvre relativement récemment (à la fin des années 1990), la tomographie en cohérence optique dans le domaine fréquentiel procure comme avantages un meilleur rapport signal sur bruit, donnant une acquisition du signal plus rapide.
Les systèmes disponibles dans le commerce sont employés dans diverses applications, dont les médecines conservatrices et de diagnostic, notamment en ophtalmologie où elle peut être utilisée pour obtenir des images détaillées de l'intérieur de la rétine. En 2009, elle a aussi commencé à être utilisée en cardiologie pour aider à diagnostiquer une maladie coronarienne(en) Bezerra, Hiram G.; Costa, Marco A.; Guagliumi, Giulio; Rollins, Andrew M.; Simon, Daniel I. (novembre 2009). "Intracoronary Optical Coherence Tomography: A Comprehensive Review". JACC: Cardiovascular Interventions 2 (11): 1035–1046. . .. Elle est également utilisée en mécanique en soudage laser pour la détection du plan de joint et le contrôle de la soudure.
Introduction
L’imagerie des tissus biologiques, en particulier de l’œil humain, a été le travail de beaucoup de groupes de recherche dans le monde. Débutant avec l’interférométrie en lumière blanche pour des mesures oculaires sur l’œil « in vivo », la première image « in vivo » du fond d’œil humain selon une coupe méridionale a été présentée pour la première fois à la conférence ICO-15 SAT en 1990.
Développée plus en détail pendant l’année 1990 par Naohiro Tanno, alors professeur à Yamagata University, et en particulier depuis 1991 par Huang et al., dans le laboratoire du professeur du Massachusetts Institute of Technology (MIT), l’OCT apportant une résolution micrométrique et une capacité d'imagerie transversale est devenue une technique prédominante en recherche biomédicale. Elle est particulièrement bien adaptée aux applications ophtalmiques et a l’imagerie des tissus qui nécessitent une résolution micrométrique et une pénétration sur plusieurs millimètres de profondeur.
Les premières images OCT « in vivo » (traitant de structures rétiniennes) ont été publiées en 1993, il faudra attendre 1997 pour les premières images endoscopiques.
L’OCT a aussi été utilisée pour de nombreux cas de restauration-conservation d’objets d’art, où sont analysées différentes couches de peinture sur une toile. Cette particularité de pouvoir imager plusieurs couches en profondeur donne à cette technique un gros avantage par rapport à d’autres techniques d’imagerie biomédicale.
L’échographie ultrasonore, l’imagerie par résonance magnétique (IRM), la microscopie confocale et l’OCT ont tous des caractéristiques différentes pour l’imagerie des tissus biologiques : les deux premières techniques peuvent imager le corps humain entier mais sont limités en résolution (typiquement au millimètre), tandis que la troisième permet d’atteindre des résolutions sub-micrométriques mais ne pénètre que sur des centaines de micromètre au maximum. L’OCT est donc une technique complémentaire de celles-ci puisqu’elle pénètre sur quelques centimètres et a une résolution pouvant atteindre (endocopie) voire en latéral (ophtalmologie).
L’OCT est basée sur l’interférométrie à faible cohérence. Dans l’interférométrie conventionnelle, c’est-à-dire avec une grande longueur de cohérence, les interférences ont lieu sur plusieurs mètres (par exemple avec des lasers continus). En OCT, ces interférences sont réduites à une distance de quelques micromètres grâce à l’utilisation de sources lumineuses large-bande ( des sources ayant un spectre large, avec beaucoup de couleurs différentes). Ces sources peuvent être des ou des . Si une puissance plus faible suffit, une lumière blanche peut aussi être utilisée.
La lumière dans un système OCT est divisée sur deux bras : un bras échantillon (qui contient l’objet que l’on veut imager) et un bras de référence (le plus souvent un miroir). La combinaison de la lumière réfléchie par l’échantillon et de celle provenant de la référence donne lieu à des interférences, mais seulement si la lumière a parcouru la même distance dans chacun des bras, à une longueur de cohérence près. En balayant le miroir de bras de référence, un profil de réflectivité de l’échantillon peut être obtenu (c’est de l’OCT temporel). Les parties de l’échantillon qui retroréfléchissent beaucoup de lumière donneront plus d’interférence que les autres, créant ainsi un contraste. Toute lumière réfléchie à partir d’un autre plan en profondeur dans l’échantillon aura parcouru une distance trop grande (supérieure à la longueur de cohérence de la source) et n’interfèrera pas.
Ce profil de réflectivité, appelé , contient une information sur la structure et les dimensions spatiales de l’échantillon étudié. Une tomographie transverse () peut être réalisée en combinant latéralement une série de ces profils . Une image « en-face » d’une certaine profondeur est possible dépendamment de la machine utilisée.
Explication
La tomographie en cohérence optique (OCT) est une technique permettant d’obtenir des images en profondeur de matériaux opaques ou transparents avec une résolution proche d’un microscope optique. C’est l’équivalent d’une « échographie optique », qui image de la lumière réfléchie provenant du matériau pour réaliser des coupes transverses.
L’OCT a attiré l’intérêt de la communauté médicale car elle permet d’imager la morphologie d’un tissu avec une résolution bien meilleure (en dessous de ) que les autres techniques d’imagerie médicale conventionnelles (IRM, échographie…).
Les caractéristiques clés de l’OCT sont : imagerie en temps réel de zones peu profondes avec une résolution proche du micrométrique ; imagerie directe et instantanée de la morphologie du tissu biologique ; aucune préparation préalable de l’échantillon imagé ; pas de rayonnements ionisants (comme en rayons X par exemple).
L’OCT permet une haute résolution car elle utilise de la lumière plutôt que des sons ou des radiofréquences. Un faisceau optique est dirigé sur l’échantillon, et une petite portion de la lumière qui est réfléchie par une des couches du matériau est collectée. On peut remarquer que la plupart de la lumière réfléchie n’est pas collectée (elle est donc perdue), car elle est diffusée (« scattering » en anglais) dans de nombreuses directions. Il y a aussi de la lumière collectée parasite, car elle provient de la diffusion d’une zone de l’échantillon extérieure à la zone imagée. Cependant l’OCT utilise une technique interférométrique pour mesurer le chemin que la lumière reçue a parcouru depuis sa réflexion sur l’échantillon, et peut ainsi rejeter la majorité des photons qui sont diffusés de façon multiple avant d’être détectés. L’OCT permet ainsi de reconstruire des images 3D d’échantillon relativement épais en rejetant la lumière parasite lorsqu’une surface d’intérêt est imagée.
Parmi l’ensemble des techniques d’imagerie médicale 3D, l’OCT est à ranger parmi les techniques utilisant le phénomène d’écho (comme l’échographie par ultrasons). D’autres techniques comme la tomodensitométrie (ou scanner), l’IRM ou la tomographie par émission de positons n’utilisent pas ce phénomène. Cette technique est limitée pour des images de 1 à sous la surface de tissus biologiques, car au-delà la proportion de signal détecté est trop faible. Aucune préparation de l’échantillon n’est requise, et des images « sans contact » ou à travers une fenêtre transparente peuvent être réalisées. On peut aussi noter que le laser (ou la lumière peu cohérente) utilisée a une puissance relativement faible : elle est sans danger pour l’œil et ne provoque pas de dégâts sur l’échantillon.
Théorie Le principe de l’OCT est celui de l’interférométrie en lumière blanche (et de l’interférométrie à faible cohérence). Le montage optique consiste en un interféromètre (Fig. 1, typiquement un interféromètre de Michelson) éclairé par une lumière à spectre large, à faible cohérence. La lumière est divisée (puis recombinée) en deux bras : référence et échantillon, respectivement.
OCT temporelle (TD-OCT) 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'est-à-dire 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 , comme :
où représente le rapport de division (d’intensité) du faisceau, et 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 , et dont la mesure est le but de l’OCT. En raison de l’effet de verrouillage de cohérence de l’OCT, le degré de cohérence complexe est représenté par une fonction gaussienne exprimée par
où représente la largeur spectrale de la source dans le domaine fréquentiel, et 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 dépendant 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
où est la fréquence optique centrale de la source, est la vitesse de balayage (scan) de la différence de marche, et est la vitesse de la lumière.
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 :
où et sont respectivement la longueur d’onde centrale et la largeur spectrale de la source lumineuse.
OCT fréquentielle (FD-OCT)