Оптическая когерентная томография (ОКТ) представляет собой неразрушающий оптический метод послойной визуализации внутренней микроструктуры полупрозрачных объектов, основанный на интерференции когерентного света. В классической реализации используется низкокогерентный источник излучения (широкополосный суперлюминесцентный диод, светодиод или фемтосекундный лазер), разделённый на два пучка: один направляется на исследуемый объект, другой — в опорную ветвь интерферометра.
Отражённый от различных глубин объекта сигнал интерферирует с опорным пучком. Благодаря малой длине когерентности света, интерференция возникает только тогда, когда оптическая разность хода двух пучков укладывается в пределах когерентной длины. Таким образом, измеряя интенсивность интерференционного сигнала при сканировании оптической длины опорного плеча, можно восстановить распределение отражательной способности вдоль глубины объекта.
Наиболее распространённой конфигурацией интерферометра является схема типа Майкельсона с переменной длиной опорного плеча (в так называемой временной доменной ОКТ) либо с фиксированной геометрией при спектральном анализе интерференционной картины (спектральная ОКТ).
Временная доменная ОКТ (TD-OCT) основана на механическом сканировании опорного плеча интерферометра. Это позволяет локализовать отражённый сигнал по глубине. Однако наличие движущихся элементов ограничивает быстродействие системы и может вносить шумы.
Спектральная ОКТ (SD-OCT) или фурье-ОКТ реализует анализ интерференционного сигнала с помощью спектрометра. При фиксированной длине опорного плеча интерференция происходит одновременно от всех глубин. Спектральная интерференционная картина содержит информацию о распределении отражающих структур вдоль глубины. Применение обратного преобразования Фурье позволяет получить аксильное распределение отражательной способности без необходимости сканирования. Это обеспечивает существенное увеличение скорости и чувствительности по сравнению с временной доменной ОКТ.
Аксильное разрешение определяется длиной когерентности источника излучения и обратно пропорционально его спектральной ширине:
$$ \delta z \approx \frac{2\ln 2}{\pi} \cdot \frac{\lambda_0^2}{\Delta \lambda} $$
где λ0 — центральная длина волны, Δλ — спектральная ширина. Для источников с широким спектром (например, суперлюминесцентных диодов с Δλ ≈ 100 нм при λ₀ ≈ 800 нм) можно достигать аксиального разрешения порядка 2–3 мкм.
Поперечное разрешение зависит от оптической системы фокусировки и обычно находится в диапазоне 5–20 мкм. Повышение поперечного разрешения сопровождается уменьшением глубины фокуса, что требует компромисса при проектировании сканирующей оптики.
Глубина проникновения в образец ограничена как поглощением, так и рассеянием света в ткани. В биологических тканях на длине волны 800–1300 нм она составляет от 1 до 2 мм, что делает ОКТ особенно пригодной для офтальмологии и дерматологии.
Наиболее востребованными являются суперлюминесцентные диоды (SLD) и т.н. swept-source лазеры. SLD обеспечивают широкую спектральную полосу, необходимую для высокого аксиального разрешения. Swept-source лазеры применяются в swept-source ОКТ (SS-OCT) — разновидности спектральной ОКТ, где вместо спектрометра используется быстро перестраиваемый лазер и фотоприёмник. Это позволяет существенно увеличить глубину сканирования и частоту кадров.
В спектральной ОКТ используются линейные массивы ПЗС или CMOS-матриц с высокой скоростью считывания и чувствительностью. В swept-source схемах применяется один фотоприёмник с высоким отношением сигнал/шум.
Типичная конфигурация — интерферометр Майкельсона или Маха-Цендера. Опорное и измерительное плечо должны быть согласованы по дисперсии, чтобы избежать искажений интерференционного сигнала.
После детектирования интерференционного сигнала проводится его цифровая обработка. В спектральной ОКТ данные сначала интерполируются по равномерной шкале волнового числа k = 2π/λ, после чего применяется быстрое преобразование Фурье (БПФ). Результат — аксильное распределение отражательной способности (A-скан). Сканирование пучка по поперечному направлению даёт двумерное сечение (B-скан), а трёхмерное сканирование — объёмное изображение (C-скан).
Обработка включает коррекцию дисперсии, подавление шума, выравнивание сигнала и визуализацию. Расширенные методы включают фазовую ОКТ, позволяющую измерять микроскопические смещения и пульсации, а также поляризационно-чувствительную ОКТ (PS-OCT) и спектроскопическую ОКТ.
Офтальмология. ОКТ стала стандартным методом диагностики сетчатки и зрительного нерва. Она позволяет выявлять патологические изменения в макуле, гляжу зрительного нерва, а также отслеживать течение глаукомы, диабетической ретинопатии и возрастной макулодистрофии. Разрешение и неинвазивность делают ОКТ незаменимой для клинических наблюдений.
Кардиология. С помощью внутрисосудистых катетеров, основанных на ОКТ, можно получать изображения стенок коронарных артерий с разрешением порядка 10–15 мкм. Это используется для оценки атеросклеротических бляшек и контроля установки стентов.
Дерматология. ОКТ применяется для анализа структуры кожи, диагностики новообразований, оценки глубины повреждений, определения границ опухолей до хирургического вмешательства.
Онкология. Разработка методов оптической биопсии на основе ОКТ открывает перспективы для диагностики ранних стадий онкологических заболеваний в ЖКТ, мочевом пузыре, шейке матки и других органах.
Преимущества:
Ограничения:
Оптическая когерентная томография занимает уникальное положение среди методов визуализации, сочетая микрометровое разрешение с глубинным послойным зондированием. Благодаря своей универсальности, развитию источников излучения, быстродействующих приёмников и алгоритмов цифровой обработки, ОКТ продолжает активно внедряться в медицину, материаловедение, оптоэлектронику и другие смежные области.