Coerență a tomografiei optice

Optic tomografia coerenta sau tomografie computerizata cu coerenta optica ( TCO sau (in) octombrie ) este o tehnica de imagistica medicala bine stabilit faptul că utilizează un val de lumină pentru a captura imagini tridimensionale ale unui material care difuzează lumina ( de exemplu, un țesut biologic) , cu o rezoluție de ordinul unui micrometru (1 µm). Tomografia cu coerență optică se bazează pe o tehnică interferometrică cu coerență scăzută, de obicei folosind lumină în infraroșu apropiat. Într-adevăr, absorbția de lumină a țesuturilor biologice imaginate este limitată în acest interval de lungimi de undă, ceea ce face posibilă pătrunderea până la aproximativ 1 mm . Această tehnică este astfel situată la jumătatea distanței dintre ultrasunete prin ultrasunete (rezoluție 150 microni, penetrare 10 cm ) și microscopie confocală (rezoluție 0,5 um, 200 um penetrare).

În funcție de proprietățile sursei de lumină (a diodelor superluminescente (en) , a laserelor ultrarapide (In) și a laserelor la supercontinuu ), tomografia cu coerență optică atinge un micrometru de rezoluție mai mică (cu surse de spectru de emisii foarte largi în interval de 100 nm lungime de undă ).

Tomografia prin coerență optică (OCT) este un tip de tehnică de tomografie optică. Relativ recent implementat, tomografia cu coerență optică în domeniul frecvenței oferă avantajele unui raport semnal-zgomot mai bun , rezultând o achiziție mai rapidă a semnalului. Sistemele disponibile comercial sunt utilizate într-o varietate de aplicații, inclusiv medicina conservatoare și de diagnosticare , inclusiv oftalmologie, unde pot fi utilizate pentru a obține imagini detaliate ale interiorului retinei. În 2009, a început să fie utilizat și în cardiologie pentru a ajuta la diagnosticarea bolilor coronariene .

Introducere

Imagistica țesuturilor biologice, în special a ochiului uman, a fost opera multor grupuri de cercetare din întreaga lume. Începând cu interferometria luminii albe pentru măsurători oculare pe ochi „ in vivo ”, prima imagine „ in vivo ” a fundului uman într-o secțiune sudică a fost prezentată pentru prima dată la conferința ICO 15 SAT în 1990.

Dezvoltat mai detaliat în anul 1990 de Naohiro Tanno, pe atunci profesor la Universitatea Yamagata, și în special din 1991 de Huang și colab., În laboratorul Prof. James Fujimoto (in) Massachusetts Institute of Technology (MIT), aducând octombrie o rezoluție micrometri și o capacitate de imagistica transversală a devenit o tehnologie dominanta in cercetarea biomedicala. Este deosebit de potrivit pentru aplicații oftalmice și pentru imagistica țesuturilor care necesită rezoluție micrometrică și penetrare la câțiva milimetri adâncime.

Primele imagini OCT " in vivo " (care se ocupă de structurile retiniene) - au fost publicate în 1993, nu a fost până în 1997 pentru primele imagini endoscopice.

OCT a fost, de asemenea, utilizat pentru multe cazuri de restaurare-conservare a operelor de artă, în care sunt analizate diferite straturi de vopsea pe o pânză. Această particularitate de a putea imagina mai multe straturi în profunzime oferă acestei tehnici un mare avantaj față de alte tehnici de imagistică biomedicală.

Ultrasunete ultrasunete, Imagistica prin rezonanta magnetica (IRM), microscopie confocală și OCT toate au caracteristici diferite pentru imagini de tesut biologic: tehnic prima imagine două pot întregul corp uman , dar sunt limitate în rezoluție ( de obicei , la milimetru), în timp ce al treilea permite pentru a obține rezoluții sub-micrometrice, dar pătrunde doar cel mult sute de micrometri. OCT este, prin urmare, o tehnică complementară acestora, deoarece pătrunde câțiva centimetri și are o rezoluție de până la 20 micrometri (endocopie) sau chiar 10 micrometri lateral (oftalmologie)).

OCT se bazează pe interferometrie cu coerență redusă. În interferometria convențională, adică cu o lungime de coerență mare, interferențele au loc pe câțiva metri (de exemplu cu lasere continue). În OCT, aceste interferențe sunt reduse la o distanță de câțiva micrometri grație utilizării surselor de lumină pe bandă largă (adică surse cu un spectru larg, cu multe culori diferite). Aceste surse pot fi diode superluminescente (in) sau lasere cu impuls ultracurte (in) . Dacă o putere mai mică este suficientă, poate fi utilizată și o lumină albă.

Lumina dintr-un sistem OCT este împărțită în 2 brațe: un braț eșantion (care conține obiectul care trebuie imaginat) și un braț de referință (cel mai adesea o oglindă). Combinația luminii reflectate din eșantion și cea din referință are ca rezultat interferențe, dar numai dacă lumina a parcurs aceeași distanță în fiecare dintre brațe, într-o lungime de coerență. Prin scanarea oglinzii brațului de referință, se poate obține un profil de reflectivitate al probei (acesta este OCT temporal). Părțile din eșantion care reflectă multă lumină vor da mai multă interferență decât celelalte, creând contrast. Orice lumină reflectată dintr-un alt plan adânc în probă va parcurge o distanță prea mare (mai mare decât lungimea coerenței sursei) și nu va interfera.

Acest profil de reflectivitate, cunoscut sub numele de scanare A (in) , conține informații despre structură și dimensiunile spațiale ale probei de testare. O tomografie transversală ( scanare B (in) ) poate fi realizată prin combinarea laterală a unei serii a acestor profiluri scanare A (in) . O imagine „de față” cu o anumită adâncime este posibilă în funcție de mașina utilizată.

Explicaţie

Tomografia cu coerență optică (OCT) este o tehnică pentru obținerea de imagini în profunzime a materialelor opace sau transparente cu o rezoluție apropiată de un microscop optic. Este echivalentul unei "ultrasunete optice", care imaginează lumina reflectată din material pentru a face secțiuni transversale.

TTPM a atras interesul comunității medicale, deoarece face posibilă imaginea morfologiei unui țesut cu o rezoluție mult mai bună (sub 10 µm ) decât alte tehnici convenționale de imagistică medicală ( RMN , ultrasunete etc.).

Caracteristicile cheie ale TTPM sunt:

Imagistica în timp real a zonelor superficiale cu rezoluție aproape micrometrică
Imagistica directă și instantanee a morfologiei țesutului biologic
Nu există o pregătire prealabilă a probei imaginate
Fără radiații ionizante (ca în raze X de exemplu)

OCT permite rezoluția înaltă, deoarece folosește lumina mai degrabă decât sunetul sau frecvențele radio. Un fascicul optic este direcționat către probă și se colectează o mică porțiune a luminii care este reflectată de unul dintre straturile materialului. Se poate observa că cea mai mare parte a luminii reflectate nu este colectată (deci se pierde), deoarece este împrăștiată („scattering” în engleză) în multe direcții. Există, de asemenea, lumină vagabondă colectată, deoarece provine din împrăștierea dintr-o zonă a eșantionului în afara zonei imaginate. Cu toate acestea, OCT folosește o tehnică interferometrică pentru a măsura calea pe care a parcurs-o lumina recepționată de la reflecția sa asupra eșantionului și poate astfel respinge majoritatea fotonilor care sunt împrăștiați multipli înainte de a fi detectați. OCT face astfel posibilă reconstituirea imaginilor 3D ale probelor relativ groase prin respingerea luminii rătăcite atunci când este reprezentată o suprafață de interes.

Dintre toate tehnicile de imagistică medicală 3D, OCT trebuie clasificat printre tehnicile care utilizează fenomenul ecou (cum ar fi ultrasunetele cu ultrasunete). Alte tehnici precum tomografia computerizată (sau scanerul), RMN sau tomografia cu emisie de pozitroni nu utilizează acest fenomen. Această tehnică este limitată pentru imaginile cu 1 până la 2 mm sub suprafața țesuturilor biologice, deoarece dincolo de aceasta proporția semnalului detectat este prea mică. Nu este necesară pregătirea eșantionului și se poate realiza imagini „fără contact” sau printr-o fereastră transparentă. De asemenea, se poate observa că laserul (sau lumina inconsistentă) utilizată are o putere relativ redusă: este inofensiv pentru ochi și nu provoacă daune probei.

Teorie

Principiul TTPM este cel al interferometriei luminii albe (și interferometriei cu coerență redusă). Setarea optică constă dintr-un interferometru (Fig. 1, de obicei un interferometru Michelson ) iluminat de lumină cu spectru larg, cu coerență redusă. Lumina este împărțită (apoi recombinată) în două brațe: referință și, respectiv, eșantion.

Temporal OCT (TD-OCT)

În OCT temporală, diferența de cale a brațului de referință variază în timp (oglinda de referință este tradusă longitudinal). În interferometria cu coerență scăzută, interferențele, adică seriile de franjuri luminoase și întunecate, au loc numai atunci când diferența de cale între cele 2 brațe ale interferometrului este mai mică decât lungimea de coerență a sursei de lumină. Această interferență se numește autocorelație în cazul în care interferometrul este simetric (cele două brațe au aceeași reflectivitate) sau corelație încrucișată în caz contrar. Anvelopa acestei modulații variază în funcție de diferența de cale, maximul anvelopei corespunzând egalității căilor optice (contact optic). Interferența a două fascicule parțial coerente poate fi exprimată în termeni de intensități ale luminii , cum ar fi: $ESTE}$

{\ 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)}

unde reprezintă raportul de divizare (intensitatea) fasciculului și se numește gradul de coerență complexă, adică anvelopa și purtătorul interferenței care depinde de scanarea de pe brațul de referință sau de întârziere și a cărei măsurare este scopul OCT. Datorită efectului de blocare a coerenței OCT, gradul de coerență complexă este reprezentat de o funcție gaussiană exprimată prin ${\ displaystyle k_ {1} + k_ {2} <1}$ ${\ displaystyle \ gamma (\ tau)}$ ${\ displaystyle \ tau}$

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

unde reprezintă lățimea spectrală a sursei în domeniul frecvenței și este frecvența centrală a sursei. În ecuația (2), învelișul Gaussian este amplitudine modulată de un purtător optic. Maximul acestui anvelopă reprezintă poziția eșantionului imaginat, cu o amplitudine dependentă de reflectivitatea suprafeței. Purtătorul optic se datorează efectului Doppler rezultat din scanarea unui braț al interferometrului, iar frecvența modulației depinde de viteza scanării. Astfel, traducerea unuia dintre brațele interferometrului are două efecte: scanarea adâncimii și o deplasare Doppler a purtătorului optic. În OCT, deplasarea Doppler a purtătorului optic este exprimată prin ${\ displaystyle \ Delta \ nu}$ ${\ displaystyle \ nu _ {0}}$

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

unde este frecvența optică centrală a sursei, este viteza de scanare a diferenței de cale și este viteza luminii. ${\ displaystyle \ nu _ {0}}$ ${\ displaystyle v_ {s}}$ $vs.$

Rezoluțiile laterale și axiale în OCT sunt independente una de alta: prima în funcție de optica ansamblului și a doua în funcție de lungimea de coerență a sursei de lumină. Rezoluția axială în OCT este definită de:

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

unde și sunt respectiv lungimea de undă centrală și lățimea spectrală a sursei de lumină. ${\ displaystyle \ lambda _ {0}}$ ${\ displaystyle \ Delta \ lambda}$

Frecvență OCT (FD-OCT)

În frecvența OCT (sau OCT în domeniul Fourier), interferența în bandă largă (FD-OCT) este înregistrată cu detectoare de separare a spectrului (fie prin codificarea frecvenței optice în timp cu o sursă de scanare a frecvenței, fie cu un detector de dispersie, cum ar fi o rețea de difracție sau un detector liniar 2D). Datorită relației Fourier ( teorema Wiener-Khintchine ) care leagă autocorelația și densitatea spectrală de putere), adâncimea poate fi calculată imediat printr-o transformată Fourier din spectrul înregistrat, fără nici o mișcare a brațului de referință. Acest efect accelerează foarte mult viteza imagistică, în timp ce reducerea pierderilor îmbunătățește semnificativ raportul semnal-zgomot proporțional cu numărul de elemente de detecție. Detectarea în paralel a mai multor lungimi de undă limitează intervalul de scanare, în timp ce lățimea de bandă spectrală dictează rezoluția axială.

Codificat spațial

Frecvența codificată spațial OCT (SEFD-OCT în limba engleză, pentru domeniul Fourier codificat spectral OCT) efectuează o măsurare spectrală distribuind, utilizând un element dispersiv, diferite frecvențe optice pe benzile unui detector (un senzor CMOS sau 2D CCD împărțit în linii ), vezi Fig. 4 de mai sus. Astfel, informațiile din întreaga scanare aprofundată pot fi obținute într-o singură expunere. Cu toate acestea, raportul mare semnal-zgomot care caracterizează în mod normal FD-OCT este redus de gama dinamică mai mică a detectoarelor de benzi, comparativ cu diodele fotosensibile unice: acest lucru are ca rezultat un SNR ( raport semnal-zgomot ) mai mic de ~ 10 dB la viteze mari. Aceasta nu este o problemă atunci când lucrați la lungimea de undă de 1300 nm, deoarece un interval dinamic scăzut nu este o problemă în acest interval de lungime de undă.

În plus față de SNR ( raportul semnal / zgomot ) inferior , această tehnică implică și o reducere a sinusului cardinal (sinc) al rezoluției de adâncime, datorită limitării benzii de detectare (un pixel detectează o porțiune cvasi-dreptunghiulară a lui „a gama de lungimi de undă în loc de o frecvență foarte precisă, conducând la un sinus cardinal (sinc (z)) pe transformata Fourier). În plus, în majoritatea cazurilor, elementele dispersive din detectorul spectral nu distribuie lumină peste detector cu frecvențe distribuite uniform, chiar dacă cele mai noi au o dependență inversă. Prin urmare, semnalul trebuie repranșat înainte de a fi procesat, iar acest proces nu poate lua în considerare diferențele de lățime de bandă locale (dependente de la pixel la pixel), rezultând o degradare suplimentară. Cu toate acestea, această degradare nu mai este o problemă cu dezvoltarea de noi generații de senzori CCD sau ansambluri de fotodiode care au un număr mult mai mare de pixeli.

De detectare optice heterodine (în) oferă o altă abordare a acestei probleme , fără a fi nevoie de dispersie largă.

Timpul codificat

Frecvența codată în timp OCT (TEFD-OCT înseamnă OCT cu domeniu Fourier codificat în timp) încearcă să combine anumite avantaje ale OCT standard și FD-OCT codate spațial. Aici componentele spectrale nu sunt codificate printr-o separare spațială, ci temporar. Spectrul este fie generat, fie filtrat prin pași de frecvență succesivi, apoi reconstruiți înainte de a suferi transformata Fourier. Prin combinarea unei surse de lumină de scanare în frecvență, sursa optică devine mai simplă decât cea a FD-OCT codat spațial, dar problema scanării care a fost, în cazul TD-OCT, în esență în brațul de referință, se găsește acum în sursă de lumină FD-OCT codificată în timp. Aici avantajul constă în tehnologia SNR ridicată ( raport semnal / zgomot ), în timp ce sursele de scanare realizează lățimi de bandă instantanee foarte mici la frecvențe foarte mari (20-200 kHz ). Dezavantajele sunt neliniaritatea lungimii de undă (în special la frecvențe înalte), lărgirea lățimii de bandă la frecvențe înalte și sensibilitatea ridicată la elementele de scanare a probelor.

Câmp complet OCT (FF-OCT)

O abordare alternativă la OCT temporală și de frecvență a fost dezvoltată de echipa lui Claude Boccara în 1998, cu achiziție de imagini fără scanare fascicul. În această tehnică numită full-field OCT (full-field OCT, FF-OCT), spre deosebire de alte tehnici OCT care dobândesc secțiuni transversale ale eșantionului, imaginile sunt aici „în față”, ca și imaginile din microscopia convențională.: Ortogonale la fascicul luminos de iluminare.

Mai precis, imaginile interferometrice sunt create de un interferometru Michelson în care diferența de cale optică este scanată de o componentă electrică rapidă (de obicei o oglindă piezoelectrică în brațul de referință). Aceste imagini dobândite de o cameră CCD sunt combinate în post-procesare (sau în direct) prin metoda de schimbare de fază interferometrică, unde de obicei sunt achiziționate 2 sau 4 imagini pe perioadă de modulație în funcție de algoritmul utilizat.

Imaginile tomografice „de față” sunt astfel produse prin iluminarea pe câmp larg, asigurată de configurația Linnik a interferometrului Michelson unde un obiectiv de microscop este utilizat în ambele brațe. În plus, în timp ce coerența temporală a sursei ar trebui menținută scăzută ca în TTPM convenționale (adică spectru larg), coerența spațială ar trebui să fie, de asemenea, scăzută pentru a evita interferențele false (adică - să spunem o sursă mare).

Scanare liniară Confocal OCT (LC-OCT)

Tomografia de coerență optică confocală cu scanare liniară, desemnată prin acronimul LC-OCT („Line-field Confocal OCT”), este o tehnică de imagistică bazată pe principiul OCT temporal cu iluminare de-a lungul unei linii și detectare cu o cameră liniară. Imaginile în secțiune verticală (scanare B) sau în secțiune orizontală (în față) sunt obținute în timp real prin scanarea liniei de iluminare. Folosind un obiectiv cu microscop cu deschidere numerică mare și un laser supercontinuu ca sursă de lumină cu coerență temporală scăzută, a fost demonstrată o rezoluție spațială cvasi-izotropă de aproximativ 1 µm. Pe de altă parte, iluminarea și detectarea liniară, combinate cu utilizarea obiectivului microscopului, produc un efect confocal care reduce cantitatea de lumină multi-împrăștiată detectată de cameră. Această filtrare confocală, absentă în tehnica OCT cu câmp complet, conferă un avantaj LC-OCT în ceea ce privește sensibilitatea de detectare și penetrarea în medii difuze, cum ar fi țesutul pielii.

Unele aplicații

Tomografia cu coerență optică este o tehnică de imagistică medicală bine stabilită și este utilizată în mai multe specialități medicale, inclusiv oftalmologie și cardiologie, pe lângă faptul că este utilizată pe scară largă în cercetarea biomedicală.

Oftalmologie

OCT este utilizat pe scară largă de oftalmologi și ortoptiști pentru a obține imagini de înaltă rezoluție ale segmentului anterior al ochiului uman și al retinei . Folosind puterea sa de rezolvare transversală, OCT oferă o metodă simplă de evaluare a integrității axonale în scleroza multiplă și glaucom . OCT este, de asemenea, foarte potrivit pentru evaluarea degenerescenței maculare legate de vârstă și este considerat noul standard pentru evaluarea stării edemului macular diabetic . Mai recent, dispozitivele OCT oftalmice au fost concepute pentru a efectua angiografii sau pentru a evalua patologiile microvasculaturii retiniene, implicate în boli precum glaucomul și retinopatia diabetică.

Cardiologie

În cardiologie, OCT este utilizat pentru a imagina arterele coronare , pentru a vizualiza morfologia și microstructura vaselor la o rezoluție de 10 ori mai mare decât alte modalități existente, cum ar fi ultrasunetele intravasculare și angiografia prin raze X (tomografie de coerență optică intracoronară). Pentru acest tip de aplicație, catetere cu fibră optică cu diametrul de aproximativ 1 milimetru sunt utilizate pentru a accesa lumenul arterei prin proceduri semi-invazive, adică intervenție coronariană percutanată . Prima realizare a TTP endoscopic a fost raportată în 1997 de cercetătorii de la laboratorul James Fujimoto al Institutului de Tehnologie din Massachusetts, inclusiv prof. Guillermo James Tearney și prof. Brett Bouma. Primul cateter și sistem de imagistică TD-OCT a fost comercializat de LightLab Imaging, Inc., o companie fondată în Massachusetts în 2006. Primul studiu de imagistică FD-OCT a fost raportat de laboratorul Prof. Guillermo James Tearney și Prof. Brett Bouma la Spitalul General din Massachusetts în 2008 FD-OCT intravascular a fost introdus pentru prima dată pe piață în 2009 de LightLab Imaging, Inc. și Terumo Corporation a lansat o a doua soluție pentru imagistica arterelor coronare în 2012. Întrucât FD-OCT permite o viteză mai mare a imaginii, au fost adoptate pe scară largă pentru imagistica arterelor coronare. Se estimează că peste 100.000 de cazuri de imagistică coronariană FD-OCT sunt efectuate în fiecare an, iar piața crește cu aproximativ 20% anual.

Oncologie

OCT endoscopic a fost aplicat la detectarea și diagnosticarea cancerului și a leziunilor precanceroase , cum ar fi esofagul Barrett și displazia esofagiană .

Dermatologie

Prima utilizare a TTPM în dermatologie datează din 1997. De atunci, TTPM a fost aplicat cu succes la diagnosticul leziunilor cutanate, cum ar fi carcinoamele. Pe de altă parte, diagnosticul melanomului utilizând TTPM este dificil din cauza rezoluției insuficiente a imaginilor. Apariția noilor tehnici OCT de înaltă rezoluție, cum ar fi LC-OCT, deschide perspective promițătoare, permițând atât detectarea precoce a tumorilor maligne ale pielii - inclusiv melanomul -, cât și reducerea numărului de excizii chirurgicale ale leziunilor benigne. Alte domenii interesante de aplicare includ imagistica leziunilor în care exciziile sunt periculoase sau chiar imposibile, precum și ajutorul pentru intervențiile chirurgicale prin identificarea marginilor tumorale.

Vezi și tu

Referințe

( fr ) Acest articol este preluat parțial sau în totalitate din articolul din Wikipedia în engleză intitulat „ Optical_coherence_tomography ” (a se vedea lista autorilor ) .

Chiar dacă găsim adesea „par” sau „de” în loc de „en”, dicționarul Academiei de medicină franceză folosește „en”.
Bezerra, Hiram G.; Costa, Marco A.; Guagliumi, Giulio; Rollins, Andrew M.; Simon, Daniel I. (noiembrie 2009). „Tomografie intracoronară cu coerență optică: o revizuire cuprinzătoare” . JACC: Intervenții cardiovasculare 2 (11): 1035-1046. doi : 10.1016 / j.jcin.2009.06.019 . PMID 19926041 .
(în) AF Fercher și E. Roth , " Interferometrie laser oftalmică " , Proc. SPIE , voi. 658,15 septembrie 1986, p. 48-51 ( DOI 10.1117 / 12.938523 )
(en) AF Fercher , K. Mengedoht și W. Werner , „ Măsurarea lungimii ochiului prin interferometrie cu lumină parțial coerentă ” , Optics Letters , vol. 13, n o 3,1988, p. 186–8 ( PMID 19742022 , DOI 10.1364 / OL.13.000186 , Bibcode 1988OptL ... 13..186F )
(în) AF Fercher (12-16 august 1990) „Interferometrie oftalmică”: 221-228 p ..
Naohiro Tanno, Tsutomu Ichikawa, Akio Saeki: "Lightwave Reflection Measurement", brevet japonez # 2010042 (1990) (limba japoneză)
(ja) (1991) „Backscattering Optical Heterodyne Tomography” în al 14-lea simpozion cu laser .
(în) D Huang , EA Swanson , CP Lin , JS Schuman , WG Stinson , W Chang , R. Hee , T Fleet , K Gregory , C. Puliafito și colab. Și , „ Tomografie cu coerență optică ” , Știință , vol. 254, nr . 50351991, p. 1178–81 ( PMID 1957169 , PMCID 4638169 , DOI 10.1126 / science.1957169 , Bibcode 1991Sci ... 254.1178H )
(în) AM Zysk FT Nguyen , G Oldenburg , DL Marks și SA Boppart , " Tomografie cu coerență optică: o revizuire a dezvoltării clinice de la bancă la pat. ” , Journal of biomedical optics , vol. 12, nr . 5,2007, p. 051403 ( PMID 17994864 , DOI 10.1117 / 1.2793736 , Bibcode 2007JBO .... 12e1403Z )
(în) AF Fercher , CK Hitzenberger , W. Drexler , G. Kamp și H. Sattmann , " In Vivo Optical Coherence Tomography " , American Journal of Ophthalmology , vol. 116, n o 1,15 iulie 1993, p. 113-114 ( PMID 8328536 , DOI 10.1016 / S0002-9394 (14) 71762-3 )
(în) EA Swanson , JA Izatt , MR Hee , D. Huang , CP Lin , JS Schuman , CA Puliafito și JG Fujimoto , " Imaginea retiniană in vivo prin tomografie cu coerență optică " , Optics Letters , Vol. 18, n o 21,1993, p. 1864–6 ( PMID 19829430 , DOI 10.1364 / OL.18.001864 , Bibcode 1993OptL ... 18.1864S )
(în) Wolfgang Drexler , Uwe Morgner , Ravi K. Ghanta , Franz X. Kärtner , Joel S. Schuman și James G. Fujimoto , " Tomografie cu coerență optică oftalmică de înaltă rezoluție " , Nature Medicine , Vol. 7, n o 4,2001, p. 502–7 ( PMID 11283681 , PMCID 1950821 , DOI 10.1038 / 86589 )
(în) S Kaufman , DC Musch , W. Belin , EJ Cohen , DM Meisler , WJ Reinhart , IJ Udell și WS Van Meter , " Microscopia confocală: O întârziere de Academia Americană de Oftalmologie " , Oftalmologie , vol. 111, n o 22004, p. 396–406 ( PMID 15019397 , DOI 10.1016 / j.ophtha.2003.12.002 )
(în) SJ Riederer , „ Dezvoltarea tehnică actuală a imagisticii prin rezonanță magnetică ” , Revista IEEE Engineering in Medicine and Biology , vol. 19, nr . 5,2000, p. 34–41 ( PMID 11016028 , DOI 10.1109 / 51.870229 )
(în) M. Born și E. Wolf, Principiile opticii: teoria electromagnetică a propagării, interferenței și difracției luminii , Cambridge University Press ,2000( ISBN 0-521-78449-2 , citit online )
(în) JG Fujimoto , C. Pitris , SA Boppart și ME Brezinski , " Tomografie de coerenta optica: O tehnologie emergente pentru Biomedical Imaging si Biopsia optice " , neoplazia , vol. 2,2000, p. 9-25 ( PMCID PMC1531864 )
(în) Michelessi milioane Lucenteforte E, Oddone M, Brazzelli M, Parravano milioane Franchi S Ng SM, Virgili G, " Imagistica capului nervului optic și a stratului de fibre pentru diagnosticarea glaucomului " , Cochrane Database Syst Rev , n o 11, În plus față de acest lucru, trebuie să știți mai multe despre asta.2015, CD008803 ( PMID 26618332 , DOI 10.1002 / 14651858.CD008803.pub2 )
(în) Necunoscut Necunoscut , " Tomografia cu coerență optică oferă o rezoluție mai bună decât un RMN ajută la diagnosticarea bolii corneene și a retinei și glaucomului, partea II " pe mastereyeassociates.com , mastereyeassociates,13 iunie 2017(accesat pe 13 iunie 2017 )
(ro) A. Garg , segment anterior și posterior OCT: tehnologie actuală și aplicații viitoare, ediția I ,2014
(ro) JM Schmitt , " Tomografia prin coerență optică (OCT): o recenzie " , IEEE Journal of Selected Topics in Quantum Electronics , Vol. 5, n o 4,1999, p. 1205–1215 ( DOI 10.1109 / 2944.796348 )
(în) A Fercher , CK Hitzenberger G. Kamp și SY El Zaiat , " Măsurarea distanțelor intraoculare prin interferometrie de retrodifuzare spectrală " , Optics Communications , vol. 117,1995, p. 43–48 ( DOI 10.1016 / 0030-4018 (95) 00119-S , Bibcode 1995OptCo.117 ... 43F )
(în) Johannes F. de Boer , R. Leitgeb și domnul Wojtkowski , „ Douăzeci și cinci de ani de tomografie cu coerență optică: schimbarea de paradigmă în sensibilitate și viteză oferită de domeniul Fourier în octombrie ” , Biomed. Opta. Express , vol. 8, n o 7,2017, p. 3248-3280 ( DOI 10.1364 / BOE.8.003248 )
(în) E. Beaurepaire și AC Boccara , „ Microscopie de coerență optică cu câmp complet ” , Optics Letter , Vol. 23, nr . 4,1998, p. 244-246
A. Dubois și AC Boccara , " L'OCT plein champ ", Medici / Științe , vol. 22, n o 10,2006, p. 859-864 ( DOI 10.1051 / medsci / 20062210859 )
(în) A. Dubois , G Moneron și AC Boccara , " Tomografie de coerență optică cu câmp complet luminos termic în zona lungimii de undă de 1,2 microni " , Optics Communications , vol. 266,2006, p. 738-743
(în) AC Boccara , F. Harms și A. Latrive , „ Full-field in octombrie: un instrument neinvaziv pentru diagnostic și selecția țesăturilor. " , Redacția SPIE ,2013( DOI 10.1117 / 2.1201306.004933 )
(ro) AC Boccara și A. Dubois , Optica în instrumente ,2013, 101-123 p. ( DOI 10.1002 / 9781118574386.ch3 ) , "Tomografie cu coerență optică"
A. Dubois , O. Levecq , H. Azimani , A. Davis , J. Ogien , D. Siret și A. Barut , „ Tomografie de coerență optică a domeniului de timp confocal cu linie de câmp cu focalizare dinamică ”, Opt. Express , vol. 26,2018, p. 33534-33542
Y. Chen , SW Huang , AD Aguirre și JG Fujimoto , „ Microscopie de coerență optică cu scanare de linie de înaltă rezoluție ”, Opt. Lett. , vol. 32,2007, p. 1971-1973
A. Davis , O. Levecq , H. Azimani , D. Siret și Dubois , „ Tomografie simultană de coerență optică confocală cu bandă duală simultană. Aplicare la imagistica pielii ”, Biomed. Opta. Express , vol. 10,2019, p. 694-706
(în) ianuarie Dörr , KD Wernecke , M Bock , G Gaede , JT Wuerfel , CF Pfueller , J Bellmann-Strobl , A Liberation , THE Brandt și P Friedemann , „ Asocierea leziunilor retiniene și maculare cu atrofia creierului în scleroza multiplă. » , PLoS ONE , vol. 6, n o 4, 8 aprilie 2011, e18132 ( PMID 21494659 , PMCID 3072966 , DOI 10.1371 / journal.pone.0018132 , Bibcode 2011PLoSO ... 618132D , citit online , accesat la 21 noiembrie 2012 )
(în) DS Grewal și AP Tanna , " Diagnosticul detectării glaucomului și progresia glaucomului utilizând tomografie de coerență optică în domeniu spectral. » , Opinia actuală în Oftalmologie , vol. 24, n o 2 Martie 2013, p. 150-61 ( PMID 23328662 , DOI 10.1097 / ICU.0b013e32835d9e27 )
(în) AP Keane , PJ Patel , S Liakopoulos , FM Heussen , SR Sadda și A Tufail , " Evaluarea degenerescenței maculare legate de vârstă cu tomografie cu coerență optică " , Studiul oftalmologiei , vol. 57, nr . 5, septembrie 2012, p. 389-414 ( PMID 22898648 , DOI 10.1016 )
(în) G Virgili , F Menchini , G Casazza , R Hogg , RR Das , X Wang și M Micnuti , " Tomografie de coerență optică (OCT) pentru detectarea edemului macular la pacienții cu retinopatie diabetică " , Cochrane Database Syst Rev , zbor . 1, 7 ianuarie 2015, CD008081 ( PMID 25564068 , PMCID 4438571 , DOI 10.1002 / 14651858.CD008081.pub3 )
(in) GJ Tearney , ME Brezinski , BE Bouma , SA Boppart , C Pitris , JF Southern și JG Fujimoto , " In vivo biopsie endoscopică optica cu tomografie optica coerenta " , Stiinta , vol. 276, nr . 5321, 27 iunie 1997, p. 2037–2039 ( PMID 9197265 , DOI 10.1126 / science.276.5321.2037 , http: //science.sciencemag.org/content/276/5321/2037.long)
(în) GJ Tearney , S Waxman , M Shishkov , BJ Vakoc , J. Suter , MI Freilich , AE Desjardins , WY Oh , THE Bartlett , M Rosenberg și BE Bouma , " Microscopie de arteră coronariană tridimensională prin domeniu de frecvență optică intracoronară Imagistica » , JACC Imagistica cardiovasculară , vol. 1, n o 6, Noiembrie 2008, p. 752-761 ( PMID 19356512 , PMCID 2852244 , DOI 10.1016 / j.jcmg.2008.06.007 , citiți online )
„ LightLab lansează FD-OCT în Europa ” (accesat la 9 septembrie 2016 )
Eric Swanson , „ Tomografia de coerență optică: dincolo de o mai bună îngrijire clinică: impactul economic al TTPM ” , pe BioOptics World , 13 iunie 2016(accesat pe 9 septembrie 2016 )
„ OCT de generație următoare pentru esofag ” , pe BioOptics World , 1 st mai 2013(accesat pe 9 septembrie 2016 )
Julia Welzel , " Tomografia de coerență optică a pielii umane ", J. Am. Acad. Dermatologie. , vol. 37,1997, p. 958–96
MA Boone , S. Norrenberg , GB Jemec și V. Del Marmol , „ Imagistica carcinomului bazocelular prin tomografie cu coerență optică de înaltă definiție: corelație histomorfologică. Un studiu pilot. », J. Dermatol. , vol. 167,2012, p. 856–864
AJ Coleman , TJ Richardson , G. Orchard , A. Uddin , MJ Choi și KE Lacy , „ Corelații histologice ale tomografiei de coerență optică în cancerul de piele non-melanom. », Skin Res. Tehnologie. , vol. 19,2013, p. 10-19
M. Ulrich , T. Von Braunmuehl , H. Kurzen , T. Dirschka , C. Kellner , E. Sattler , C. Berking , J. Welzel și U. Reinhold , „ Sensibilitatea și specificitatea tomografiei de coerență optică pentru asistenți Diagnosticul carcinomului bazocelular nepigmentat: un studiu observațional. », Fr. J. Dermatol. , vol. 173,2015, p. 428–435
A. Levine , K. Wang și O. Markowitz , „ Tomografia de coerență optică în diagnosticul cancerului de piele. », Dermatol. Clinici , vol. 35,2017, p. 465-488
A. Dubois , O. Levecq , H. Azimani , D. Siret , A. Barut , M. Suppa , V. Del Marmol și J. Malvehy , „ Tomografie de coerență optică confocală în câmp de linie pentru imagistica neinvazivă de înaltă rezoluție a pielii tumori ”, J. Biomed. Opta. , vol. 23,2018, p. 106007