La tomografía de coherencia óptica

Tomografía de coherencia óptica (OCT) es una técnica de imagen que utiliza interferometría con luz de longitud de coherencia corta para obtener una resolución de profundidad a nivel micrométrico y utiliza un escaneo transversal de la haz de luz para formar imágenes bidimensionales y tridimensionales a partir de la luz reflejada desde el interior del tejido biológico u otros medios de dispersión. Se puede obtener luz de longitud de coherencia corta utilizando un diodo superluminiscente (SLD) con un ancho de banda espectral amplio o un láser ampliamente sintonizable con un ancho de línea estrecho. La primera demostración de imágenes OCT (in vitro) fue publicada por un equipo del MIT y la Facultad de Medicina de Harvard en un artículo de 1991 en la revista Science. El artículo introdujo el término "OCT" para acreditar su derivación de la reflectometría en el dominio de la coherencia óptica, en la que la resolución axial se basa en la coherencia temporal. Rápidamente siguieron las primeras demostraciones de imágenes OCT in vivo.

Las primeras patentes estadounidenses sobre OCT del grupo MIT/Harvard describieron tanto un sistema OCT en el dominio del tiempo (TD-OCT) como un sistema OCT en el dominio de Fourier (FD-OCT) de la variedad de fuente barrida. Estas patentes fueron autorizadas por Zeiss y formaron la base de las primeras generaciones de productos OCT hasta 2006. Tanno et al. obtuvo una patente sobre tomografía óptica heterodina (similar a TD-OCT) en Japón en el mismo año.

En la década anterior a la invención de la OCT, se había investigado la interferometría con luz de longitud de coherencia corta para una variedad de aplicaciones. Se propuso el potencial de utilizar la interferometría para obtener imágenes y se demostró la medición del perfil de elevación y el grosor de la retina.

Los sistemas OCT clínicos comerciales iniciales se basaban en la tecnología TD-OCT de escaneo puntual, que producía principalmente imágenes transversales debido a la limitación de velocidad (de decenas a miles de escaneos axiales por segundo). La OCT de dominio de Fourier estuvo disponible clínicamente en 2006, lo que permitió una tasa de adquisición de imágenes mucho mayor (decenas de miles a cientos de miles de exploraciones axiales por segundo) sin sacrificar la intensidad de la señal. La mayor velocidad permitió obtener imágenes tridimensionales, que se pueden visualizar tanto en vistas frontales como transversales. También se hicieron posibles nuevos contrastes como la angiografía, la elastografía y la optoretinografía al detectar cambios de señal a lo largo del tiempo. Durante las últimas tres décadas, la velocidad de los sistemas OCT clínicos comerciales se ha multiplicado por más de 1.000, duplicándose cada tres años y rivalizando con la ley de Moore sobre el rendimiento de los chips informáticos. El desarrollo de enfoques de adquisición de imágenes paralelas, como la tecnología de campo lineal y de campo completo, puede permitir que continúe la tendencia de mejora del rendimiento.

La OCT se utiliza más ampliamente en oftalmología, donde ha transformado el diagnóstico y seguimiento de enfermedades de la retina, enfermedades del nervio óptico y enfermedades de la córnea. Ha mejorado enormemente el tratamiento de las tres causas principales de ceguera (degeneración macular, retinopatía diabética y glaucoma), previniendo así la pérdida de visión en muchos pacientes. En 2016, se estimaba que la OCT se utilizaba en más de 30 millones de procedimientos de imágenes por año en todo el mundo.

La angioscopia OCT se utiliza en la evaluación intravascular de placas de arterias coronarias y para guiar la colocación de stent. Más allá de la oftalmología y la cardiología, también se están desarrollando aplicaciones en otras especialidades médicas como la dermatología, la gastroenterología (endoscopia), la neurología, la oncología y la odontología.

Introducción

La reflectometría interferométrica del tejido biológico, especialmente del ojo humano, utilizando luz de longitud de coherencia corta (también conocida como luz parcialmente coherente, de baja coherencia o de banda ancha, de amplio espectro o blanca) fue investigada en paralelo por múltiples grupos en todo el mundo desde la década de 1980. En 1991, David Huang, entonces estudiante en el laboratorio del Prof. James Fujimoto en el Instituto Tecnológico de Massachusetts, trabajando con Eric Swanson en el Laboratorio Lincoln del MIT y colegas de la Facultad de Medicina de Harvard, demostró con éxito la obtención de imágenes y llamó a la nueva modalidad de imágenes """.;tomografía de coherencia óptica". Desde entonces, la OCT con resolución micrométrica y capacidades de imágenes transversales se ha convertido en una técnica de imágenes biomédica destacada que ha mejorado continuamente en rendimiento técnico y variedad de aplicaciones. La mejora en la tasa de adquisición de imágenes es particularmente espectacular, comenzando con la tasa de repetición de escaneo axial original de 0,8 Hz hasta los sistemas OCT clínicos comerciales actuales que operan a varios cientos de kHz y prototipos de laboratorio a múltiples MHz. La gama de aplicaciones se ha ampliado desde la oftalmología hasta la cardiología y otras especialidades médicas. Por su papel en la invención de OCT, Fujimoto, Huang y Swanson recibieron el Premio de Investigación Médica Clínica Lasker-DeBakey 2023 y la Medalla Nacional de Tecnología e Innovación. Estos avances han sido revisados en artículos escritos para lectores científicos y médicos en general.

Es particularmente adecuado para aplicaciones oftálmicas y otras imágenes de tejidos que requieren resolución micrométrica y profundidad de penetración milimétrica. OCT también se ha utilizado para varios proyectos de conservación de arte, donde se utiliza para analizar diferentes capas de una pintura. La OCT tiene ventajas interesantes sobre otros sistemas de imágenes médicas. La ultrasonografía médica, la resonancia magnética (MRI), la microscopía confocal y la OCT se adaptan de manera diferente a la obtención de imágenes morfológicas del tejido: mientras que las dos primeras tienen capacidad de obtención de imágenes de todo el cuerpo pero de baja resolución (normalmente una fracción de milímetro), la tercera 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 de profundidad en endoscopia).

La OCT se basa en interferometría de baja coherencia. En la interferometría convencional con una longitud de coherencia larga (es decir, la interferometría láser), la interferencia de la luz se produce a una distancia de metros. En OCT, esta interferencia se reduce 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 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 (normalmente un espejo). La combinación de la luz reflejada del brazo de muestra y la luz de referencia del brazo de referencia da lugar a un patrón de interferencia, pero sólo si la luz de ambos brazos ha viajado en la misma dirección. distancia óptica ("igual" significa una diferencia menor que una longitud de coherencia). 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. 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 una tomografía transversal (exploración B) combinando lateralmente una serie de estas exploraciones de profundidad axial (exploración A). Es posible obtener imágenes de la cara a una profundidad adquirida dependiendo del motor de imágenes utilizado.

Explicación del profano

La tomografía de coherencia óptica (OCT) es una técnica para obtener imágenes del subsuelo de materiales translúcidos u opacos con una resolución equivalente a la de un microscopio de baja potencia. Es efectivamente un "ultrasonido óptico", que captura imágenes de reflejos desde el interior del tejido para proporcionar imágenes transversales.

La OCT ha atraído el interés de la comunidad médica porque proporciona imágenes de la morfología del tejido con una resolución mucho mayor (menos de 10 μm axialmente y menos de 20 μm lateralmente) que otras modalidades de imágenes como la resonancia magnética o la ecografía.

Los beneficios clave de OCT son:

• Imágenes subsuperficie en vivo en resolución casi microscópica
• Imágenes instantáneas, directas de morfología del tejido
• Sin preparación de la muestra o tema, sin contacto
• No hay radiación ionizante

OCT ofrece alta resolución porque se basa en la luz, en lugar del sonido o la radiofrecuencia. Se dirige un haz 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 difusa contribuye a un fondo que oscurece la imagen. Sin embargo, en OCT, se utiliza una técnica llamada interferometría para registrar la longitud del camino óptico de los fotones recibidos, lo que permite rechazar la mayoría de los fotones que se dispersan varias veces antes de la detección. Por lo tanto, la OCT puede generar imágenes 3D claras de muestras gruesas al rechazar la señal de fondo mientras recolecta la luz reflejada directamente desde 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 ecografía es similar a la ecografía. 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 ecolocalización.

La técnica se limita a obtener imágenes de 1 a 2 mm por debajo de la superficie del 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 utilizados es baja (luz visible o infrarroja cercana segura para los ojos) y, por lo tanto, no es probable que se dañe la muestra.

Teoría

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

Dominio del tiempo

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

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, sólo se logra cuando la diferencia de trayectoria se encuentra dentro de la longitud de coherencia de la fuente de luz. Esta interferencia se llama 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 varía la diferencia de longitud del camino, donde el pico de la envolvente corresponde a la adaptación de la longitud del camino.

La interferencia de dos rayos de luz parcialmente coherentes puede expresarse en términos de la intensidad de la fuente, ${displaystyle I_{S}$, como

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

Donde ${displaystyle k_{1}+k_{2}$ representa la relación de división del haz interferómetro, y ${displaystyle gamma (tau)}$ se llama el grado complejo de coherencia, es decir, el sobre de interferencia y el transportista dependiente de la exploración del brazo de referencia o retraso del tiempo ${displaystyle tau }$, y cuya recuperación es de interés en OCT. Debido al efecto de medición de la coherencia de la OCT, el complejo grado de coherencia está representado como una función Gausiana expresada como

${displaystyle gamma left(tau right)=exp left[-left({frac {pi Delta nu tau }{2{sqrt {ln 2}}right)}cdot exp left(-j2pi nu _{0}taud}taud}$

Donde ${displaystyle Delta nu }$ representa el ancho espectral de la fuente en el dominio de frecuencia óptica, y ${displaystyle nu _{0}$ es la frecuencia óptica central de la fuente. En la ecuación (2), el sobre Gaussian es amplitud modulada por un portador óptico. El pico de este sobre representa la ubicación de la microestructura de la muestra bajo prueba, con una amplitud dependiente de la reflectividad de la superficie. El portador óptico se debe al efecto Doppler resultante de escanear un brazo del interferómetro, y la frecuencia de esta modulación se controla por la velocidad de escaneado. Por lo tanto, la traducción de un brazo del interferómetro tiene dos funciones; el escaneo de profundidad y un portaaviones ópticos Doppler-shifted se logran mediante la variación de la fuerza. En OCT, el portaaviones ópticos de Doppler tiene una frecuencia expresada como

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

Donde ${displaystyle nu _{0}$ es la frecuencia óptica central de la fuente, ${displaystyle v_{s}$ es la velocidad de escaneo de la variación de la longitud, y ${displaystyle c}$ es la velocidad de la luz.

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 la OCT se define como

${displaystyle ¿Qué?$	${displaystyle ={frac {2ln 2}{pi }cdot {frac {fnMicrode ¿Qué? Delta lambda }$
	${displaystyle approx 0.44cdot {frac {lambda ¿Qué? Delta lambda }qquad qquad qquad qquad qquad qquad qquad qquad (4)}$

Donde ${displaystyle lambda ¿Qué?$ y ${displaystyle Delta lambda }$ son respectivamente la longitud central de onda y el ancho espectral de la fuente de luz.

Dominio de Fourier

La OCT en el dominio de Fourier (o en el dominio de la frecuencia) (FD-OCT) tiene ventajas en cuanto a velocidad y relación señal-ruido (SNR) sobre la OCT en el dominio del tiempo (TD-OCT) y se ha convertido en el estándar en la industria desde entonces. 2006. La idea de utilizar modulación de frecuencia y detección coherente para obtener información de alcance ya se demostró en la reflectometría óptica en el dominio de la frecuencia y el radar láser en la década de 1980, aunque la resolución de distancia y el alcance eran mucho más largos que los de la OCT. Hay dos tipos de FD-OCT: OCT de fuente barrida (SS-OCT) y OCT de dominio espectral (SD-OCT); ambos adquieren interferogramas espectrales que luego se transforman de Fourier para obtener un escaneo axial de la amplitud de la reflectancia versus la profundidad.. En SS-OCT, el interferograma espectral se adquiere secuencialmente sintonizando la longitud de onda de una fuente de luz láser. SD-OCT adquiere interferograma espectral simultáneamente en un espectrómetro. El grupo del MIT describió una implementación de SS-OCT ya en 1994. Un grupo con sede en la Universidad de Viena describió la medición de la distancia intraocular utilizando láser sintonizable e interferometría basada en espectrómetro ya en 1995. Las imágenes SD-OCT fueron las primeras demostrado tanto in vitro como in vivo por una colaboración entre el grupo de Viena y un grupo con sede en la Universidad Nicholas Copernicus en una serie de artículos entre 2000 y 2002. La ventaja SNR de FD-OCT sobre TD-OCT fue analizada por múltiples grupos de investigadores en 2003.

OCT de dominio espectral

La OCT de dominio espectral (OCT de dominio de frecuencia codificada espacialmente) extrae información espectral distribuyendo diferentes frecuencias ópticas en una franja detectora (CCD o CMOS de matriz lineal) a través de un elemento dispersivo (ver Fig. 4). De este modo, la información del escaneo en profundidad total se puede adquirir en una sola exposición. Sin embargo, la gran ventaja señal-ruido de FD-OCT se reduce debido al menor rango dinámico de los detectores de franjas con respecto a los diodos fotosensibles individuales, lo que resulta en una ventaja SNR de ~10 dB a velocidades mucho más altas. Sin embargo, esto no supone un gran problema cuando se trabaja a 1300 nm, ya que el rango dinámico no es un problema grave en este rango de longitud de onda.

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 con la misma frecuencia en el detector, sino que 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 (por píxeles), lo que resulta en una mayor reducción de la calidad de la señal. Sin embargo, la caída no es un problema grave con el desarrollo de CCD o conjuntos de fotodiodos de nueva generación con un mayor número de píxeles.

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

OCT de fuente barrida

La OCT de fuente barrida (OCT en el dominio de frecuencia codificada en el tiempo) intenta combinar algunas de las ventajas de la TD estándar y la OCT en el dominio espectral. 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 únicos y se reconstruye antes de la transformación de Fourier. Al acomodar una fuente de luz de escaneo de frecuencia (es decir, un láser de escaneo de frecuencia), la configuración óptica (ver Fig. 3) se vuelve más simple que la OCT de dominio espectral, pero el problema del escaneo se traslada esencialmente del brazo de referencia TD-OCT a la OCT de fuente de barrido. fuente de luz. En este caso, la ventaja reside en la probada tecnología de detección de alta SNR, mientras que las fuentes láser de barrido alcanzan anchos de banda instantáneos (anchos de línea) muy pequeños a frecuencias muy altas (20-200 kHz). Los inconvenientes son las no linealidades en la longitud de onda (especialmente a altas frecuencias de exploración), el ensanchamiento del ancho de línea a altas frecuencias y una alta sensibilidad a los movimientos de la geometría de exploración o de la muestra (por debajo del rango de nanómetros dentro de pasos de frecuencia sucesivos).

Esquemas de escaneo

Enfocar el haz de luz en 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 escaneo A (solo eje Z). El escaneo de la muestra se puede lograr escaneando la luz de la muestra o moviendo la muestra bajo prueba. Un escaneo lineal producirá un conjunto de datos bidimensional correspondiente a una imagen transversal (escaneo de ejes X-Z), mientras que un escaneo de área logra un conjunto de datos tridimensional correspondiente a una imagen volumétrica (escaneo de ejes X-Y-Z).

Punto único

Los sistemas basados en OCT de dominio temporal de punto único, confocal o de punto volador deben escanear la muestra en dos dimensiones laterales y reconstruir una imagen tridimensional utilizando información de profundidad obtenida mediante puerta de coherencia a través de un brazo de referencia de escaneo axial (Fig..2). El escaneo lateral bidimensional se implementó electromecánicamente moviendo la muestra usando una etapa de traslación y usando un novedoso escáner de sistema microelectromecánico.

OCT de campo de línea

La tomografía de coherencia óptica confocal de campo lineal (LC-OCT) es una técnica de imagen basada en el principio de OCT en el dominio del tiempo con iluminación lineal mediante un láser de banda ancha y detección de líneas mediante una cámara de escaneo lineal. LC-OCT produce exploraciones B en tiempo real a partir de múltiples exploraciones A adquiridas en paralelo. También se pueden obtener imágenes frontales y tridimensionales escaneando lateralmente la línea de iluminación. 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. Al utilizar un láser supercontinuo como fuente de luz, se logra una resolución espacial casi isotrópica de ~ 1 μm en 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 OCT de campo completo, otorga a LC-OCT una ventaja en términos de sensibilidad de detección y penetración en medios altamente dispersos, como los tejidos de la piel. Hasta ahora, esta técnica se ha utilizado principalmente para obtener imágenes de la piel en los campos de la dermatología y la cosmetología.

OCT de campo completo

En 1998, el equipo de Claude Boccara desarrolló un enfoque de imágenes para la OCT temporal, con la adquisición de las imágenes sin escaneo del haz. En esta técnica denominada OCT de campo completo (FF-OCT), a diferencia de otras técnicas de OCT que adquieren secciones transversales de la muestra, las imágenes se muestran aquí "en cara"; es decir, como imágenes de microscopía clásica: ortogonales al haz de luz de iluminación.

Más precisamente, las imágenes interferométricas se crean mediante un interferómetro de Michelson donde la diferencia de longitud de trayectoria varía mediante un componente eléctrico rápido (normalmente un espejo piezoeléctrico en el brazo de referencia). Estas imágenes adquiridas por una cámara CCD se combinan en postratamiento (u online) mediante el método de interferometría de desplazamiento de fase, donde habitualmente se adquieren 2 o 4 imágenes por periodo de modulación, dependiendo del algoritmo utilizado. 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. El OCM en el dominio del tiempo de un solo disparo está limitado únicamente por la velocidad de fotogramas de la cámara y la iluminación disponible.

El "en-face" Las imágenes tomográficas 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, si bien 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 parásitas (es decir, una fuente de gran tamaño).

Aplicaciones seleccionadas

La tomografía de coherencia óptica es una técnica de imágenes médicas establecida y se utiliza en varias especialidades médicas, incluidas la oftalmología y la cardiología, y se usa ampliamente en aplicaciones de investigación científica básica.

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 resolución micrométrica, la OCT proporciona un método sencillo para evaluar la organización celular, la integridad de los fotorreceptores y el grosor axonal en glaucoma, degeneración macular, edema macular diabético, esclerosis múltiple, óptica. neuritis y otras enfermedades oculares o patologías sistémicas que presenten signos oculares. Además, los oftalmólogos aprovechan la OCT para evaluar la salud vascular de la retina mediante una técnica llamada angiografía por OCT (OCTA). En cirugía oftalmológica, especialmente en cirugía de retina, se puede montar un OCT en el microscopio. Este sistema se denomina OCT intraoperatoria (iOCT) y brinda apoyo durante la cirugía con beneficios clínicos. Recientemente se aplicó OCT sensible a la polarización en la retina humana para determinar las propiedades de polarización óptica de las paredes de los vasos cerca del nervio óptico.

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 las ecografías intravasculares y la angiografía por rayos X (coherencia óptica intracoronaria). tomografía). Para este tipo de aplicación, se utilizan catéteres de fibra óptica de aproximadamente 1 mm de diámetro para acceder a la luz arterial mediante intervenciones semiinvasivas, como intervenciones coronarias percutáneas.

La primera demostración de OCT endoscópica fue informada en 1997 por investigadores del laboratorio James Fujimoto del Instituto Tecnológico de Massachusetts, incluidos el Prof. Guillermo James Tearney y el Prof. Brett Bouma. El primer catéter y sistema de imágenes TD-OCT fue comercializado por LightLab Imaging, Inc., una empresa con sede en Massachusetts en 2006. El primer estudio de imágenes FD-OCT fue informado por el laboratorio del Prof. Guillermo J. Tearney y el Prof. Brett Bouma. con sede en el Hospital General de Massachusetts en 2008. La FD-OCT intravascular fue introducida por primera vez en el mercado en 2009 por LightLab Imaging, Inc. y Terumo Corporation lanzó una segunda solución para imágenes de arterias coronarias en 2012. La mayor velocidad de imágenes de FD-OCT permitió 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.

También se ha investigado el uso de la OCT intravascular en aplicaciones neurovasculares, incluidas las imágenes para guiar el tratamiento endovascular del accidente cerebrovascular isquémico y los aneurismas cerebrales. El uso clínico se ha limitado a la anatomía intracraneal proximal de pacientes con tortuosidad limitada, lo que muestra el potencial de la OCT para la obtención de imágenes de enfermedades neurovasculares. En 2020 se propuso un diseño de catéter de imágenes de OCT intravascular diseñado para su uso en anatomía neurovascular tortuosa.

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 simultáneamente. De manera similar, también se ha demostrado la combinación con espectroscopia de infrarrojo cercano.

Oncología

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

Dermatología

El primer uso de la OCT en dermatología se remonta a 1997. Desde entonces, la OCT se ha aplicado al diagnóstico de diversas lesiones cutáneas, incluidos los carcinomas. Sin embargo, el diagnóstico de melanoma mediante OCT convencional es difícil, especialmente debido a una resolución de imagen insuficiente. Las técnicas emergentes de OCT de alta resolución, como la LC-OCT, tienen el potencial de mejorar el proceso de diagnóstico clínico, permitiendo la detección temprana de tumores cutáneos malignos (incluido el melanoma) y una reducción en el número de escisiones quirúrgicas de lesiones benignas. Otras áreas de aplicación prometedoras incluyen la obtención de imágenes de lesiones donde la escisión es peligrosa o imposible y la guía de 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.

Aplicaciones de investigación

Los investigadores han utilizado OCT para producir imágenes detalladas de cerebros de ratones, a través de una "ventana" hecho de circonio que ha sido modificado para ser transparente e implantado en el cráneo. La tomografía de coherencia óptica también es aplicable y se utiliza cada vez más en aplicaciones industriales, como pruebas no destructivas (END), mediciones del espesor de materiales y, en particular, mediciones del espesor de obleas delgadas de silicio y obleas de semiconductores compuestos, caracterización de la rugosidad de la superficie, imágenes de superficie y sección transversal y pérdida de volumen. mediciones. Los sistemas OCT con retroalimentación se pueden utilizar para controlar los procesos de fabricación. Con adquisición de datos de alta velocidad y resolución submicrónica, OCT se puede adaptar para funcionar tanto en línea como fuera de línea. Debido al gran volumen de comprimidos producidos, un interesante campo de aplicación es la industria farmacéutica para controlar el recubrimiento de comprimidos. Los sistemas OCT basados en fibra son particularmente adaptables a entornos industriales. Estos pueden acceder y escanear interiores de espacios difíciles de alcanzar y pueden operar en entornos hostiles, ya sean radiactivos, criogénicos o muy calientes. Actualmente se están desarrollando nuevas tecnologías ópticas de diagnóstico e imagen biomédicas para resolver problemas en biología y medicina. 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 del microscopio operatorio dental. Una investigación realizada en 2015 logró utilizar un teléfono inteligente como plataforma OCT, aunque aún queda mucho trabajo por hacer antes de que dicha plataforma sea comercialmente viable. Los circuitos integrados fotónicos pueden ser una opción prometedora para la OCT miniaturizada. De manera similar a los circuitos integrados, se pueden utilizar técnicas de fabricación basadas en silicio para producir sistemas fotónicos miniaturizados. Recientemente se ha publicado la primera imagen in vivo de la retina humana