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La tomografía de coherencia óptica de doble eje ( DA-OCT ) es una modalidad de imagen basada en los principios de la tomografía de coherencia óptica (OCT). Estas técnicas se utilizan ampliamente en diagnóstico por imagen médica . La OCT es no invasiva y sin contacto. Permite la obtención de imágenes en tiempo real y en el mismo lugar, y proporciona una alta resolución de imagen . La OCT es análoga a la ecografía , pero se basa en ondas de luz (típicamente infrarrojas cercanas), lo que la hace más rápida que la ecografía. [ 1 ] En general, la OCT ha demostrado ser compacta y portátil. Es compatible con catéteres arteriales y endoscopios, lo que ayuda a diagnosticar enfermedades en cavidades internas largas, como el esófago ( esófago de Barrett ) y las arterias coronarias ( enfermedad cardiovascular ). [ 2 ]
La principal limitación de la OCT tradicional radica en que se basa en la detección de fotones balísticos (no dispersos), que pueden tener un recorrido libre medio de tan solo 100 micras, o fotones retrodispersados una sola vez. Esto restringe considerablemente la penetración en profundidad en tejidos biológicos con alta dispersión, lo que provoca una relación señal-ruido (SNR) insatisfactoria en regiones profundas. Para superar este problema, la DA-OCT utiliza componentes de fuente y detección angulares y una lente sintonizable para crear una mayor profundidad de enfoque y mejorar la penetración en profundidad en el tejido biológico. [ 3 ] [ 4 ]
Diseño
Arquitectura de doble eje
DA-OCT aplica una arquitectura de doble eje a un sistema OCT de dominio espectral. El objetivo es mejorar la profundidad de visión dentro del tejido biológico. La arquitectura de doble eje con imágenes de coherencia se introdujo a principios de la década de 2010. Antes del desarrollo de DA-OCT, el diseño de doble eje se utilizaba comúnmente con la interferometría de baja coherencia multiespectral de dispersión múltiple (ms2/LCI), una técnica que también analiza la luz dispersada múltiplemente para obtener imágenes con resolución de profundidad de medios de dispersión óptica. [ 5 ]
En esta arquitectura, la fuente de luz y el detector se inclinan en ángulos iguales y opuestos para crear un eje dual. El ligero ángulo de dispersión aumenta la probabilidad de captar más fotones dispersos dentro del tejido. Cuanto mayor sea el ángulo entre la fuente y el detector, más profunda será la zona focal. Sin embargo, también existe un problema: cuanto mayor es el ángulo, menor es la zona focal. Si bien aumenta la probabilidad de detectar un fotón difuso, el tamaño de la región disminuye. [ 3 ]
Lente ajustable
Para solucionar el problema de la disminución del tamaño de la zona focal, se utiliza una lente sintonizable. Esta lente permite un enfoque dinámico, donde la zona focal puede escanearse a diferentes profundidades del tejido. Los datos de diferentes escaneos se combinan en una sola imagen mediante un algoritmo similar al utilizado en la microscopía de coherencia óptica de dominio de Gabor. Esto genera una mayor profundidad de enfoque, lo que permite una mayor penetración en medios turbios. [ 3 ]
Configuración del instrumento
La luz de un láser de supercontinuo de banda ancha se filtra a un rango de 1240 a 1390 nm y se dirige a un acoplador de fibra. Este acoplador incorpora un interferómetro , el elemento distintivo de la OCT, que divide la luz de entrada en brazos de muestra y de referencia. Se añadió una arquitectura de doble eje al brazo de muestra, lo que permite angular tanto la luz proveniente de la fuente láser como la dirigida al detector. Al modificar el ángulo, se incrementa la probabilidad de captar más luz dispersa en ángulos aleatorios en las profundidades del medio. La DA-OCT también utiliza un espejo de sistema microelectromecánico (MEMS) para un escaneo del haz más rápido. Esto contribuye a reducir el tiempo de integración, ya que la DA-OCT debe recopilar escaneos a múltiples profundidades para formar una sola imagen. [ 3 ]
Aplicaciones experimentales
Para DA-OCT y OCT, el grupo de investigación obtuvo imágenes de las muestras con y sin la lente sintonizable. En sus resultados, se refirieron a DA-OCT con la lente sintonizable como DA-DOF+ y a DA-OCT sin la lente sintonizable como simplemente DA-OCT. (DOF+ indica "profundidad de enfoque mejorada"). El grupo se refirió a OCT en el eje con la lente sintonizable como On-Axis OCT DOF+. Se refirieron a OCT en el eje sin la lente sintonizable como OCT o On-Axis OCT. [ 3 ]
Para los experimentos cuantitativos, se utilizó la relación contraste-ruido (CNR) como métrica principal para determinar la calidad de la imagen. Normalmente, se obtenía una imagen de una aguja dentro del medio dispersor, por lo que la CNR se expresaba de la siguiente manera:
donde μ s es el recuento medio de píxeles del perfil de la aguja, μ m es el recuento medio de píxeles del medio circundante, σ s y σ m son las desviaciones estándar correspondientes. [ 3 ]
Imágenes de medios dispersores
El grupo de investigación de Wax desarrolló fantomas de hidrogel basados en Intralipid , que fueron visualizados con DA-OCT, On-Axis OCT y DA-DOF+. Para imitar tejido biológico con alta dispersión frontal, un fantoma de hidrogel tenía un coeficiente de dispersión reducido de 1,6 mm −1 y una anisotropía de 0,9. El otro fantoma de hidrogel tenía un valor de anisotropía cercano a cero para actuar como control. Se colocó una aguja en ambos fantomas de hidrogel para su visualización. En el caso de alta anisotropía, no hubo mejora en la CNR de DA-OCT en comparación con On-Axis OCT. Al comparar DA-DOF+ con On-Axis OCT, hubo un aumento del 17% en la CNR. En el caso de baja anisotropía, no hubo un aumento significativo en la relación señal-ruido (CNR) de DA-OCT con respecto a On-Axis OCT, pero sí hubo un aumento del 31% para DA-DOF+ con respecto a On-Axis OCT. [ 3 ]
Imágenes in vivo
El grupo de investigación de Wax también observó el perfil CNR de una aguja a diferentes profundidades (~0 mm, 1,3 mm, 2,5 mm) dentro de la piel de ratón. Obtuvieron imágenes con On-Axis OCT, DA-OCT, On-Axis OCT DOF+ y DA-DOF+. Para mayores profundidades (>1 mm), DA-OCT y DA-DOF+ produjeron un mejor CNR que On-Axis OCT y On-Axis OCT DOF+. Por ejemplo, el grupo encontró un aumento del 195 % con DA-OCT en comparación con On-Axis OCT, y un aumento del 169 % con DA-DOF+ en comparación con On-Axis OCT DOF+. DA-OCT y DA-DOF+ no mostraron un CNR fuerte a profundidades menores en comparación con On-Axis OCT y On-Axis OCT DOF+ porque la superficie de la aguja estaba ubicada demasiado lejos de la zona focal del sistema. En todos los casos, los modos con mayor profundidad de campo (DOF+) presentaron una relación señal-ruido (CNR) significativamente mejor que los modos correspondientes sin la lente ajustable. En general, las tendencias coinciden con las conclusiones del grupo: DA-OCT DOF+ proporciona la mejor CNR a mayores profundidades. [ 3 ]
Imágenes ex vivo
El grupo de investigación liderado por Wax realizó un par de estudios cualitativos. En primer lugar, examinaron piel de oreja de cerdo ex vivo utilizando DA-OCT y OCT tradicional. La epidermis aparece más brillante en la imagen de DA-OCT, mientras que se fusiona con la capa de la dermis en la imagen de OCT tradicional. DA-OCT detectó una señal más fuerte de los fotones que la OCT tradicional. Además, la capa de la epidermis aparece más gruesa en la imagen de DA-OCT, lo que significa que se detectaron más fotones con dispersión múltiple con DA-OCT en comparación con la OCT tradicional. [ 4 ]
El grupo comparó imágenes DA-OCT de piel de rata lesionada con preparaciones histopatológicas de las mismas muestras. Según las preparaciones histopatológicas, la base de la piel de la rata está sana (el control), mientras que la parte media y la punta indican lesión y daño estructural. Las imágenes DA-OCT coinciden con estas conclusiones. En la base sana, la imagen DA-OCT muestra una intensidad de retrodispersión homogénea . En la parte media y la punta, las imágenes DA-OCT muestran regiones de retrodispersión no homogénea, indicativas de necrosis tisular . [ 4 ]
Véase también
Referencias
- ↑ Fujimoto, James G.; Pitris, Costas; Boppart, Stephen A.; Brezinski, Mark E. (2000-01-01). "Tomografía de coherencia óptica: una tecnología emergente para imágenes biomédicas y biopsia óptica" . Neoplasia . 2 ( 1): 9– 25. doi : 10.1038/sj.neo.7900071 . ISSN 1476-5586 . PMC 1531864. PMID 10933065 .
- ↑ Gora, Michalina J.; Suter, Melissa J.; Tearney, Guillermo J.; Li, Xingde (2017-05-01). "Tomografía de coherencia óptica endoscópica: tecnologías y aplicaciones clínicas [ Invitado ] " . Biomedical Optics Express . 8 (5): 2405– 2444. doi : 10.1364/BOE.8.002405 . ISSN 2156-7085 . PMC 5480489. PMID 28663882 .
- 1 2 3 4 5 6 7 8 Jelly, Evan T.; Zhao, Yang; Chu, Kengyeh K.; Price, Hillel; Crose, Michael; Steelman, Zachary A.; Wax, Adam (2021). "Imágenes profundas con tomografía de coherencia óptica de doble eje de 1,3 µm y una profundidad de enfoque mejorada" . Biomed . Opt. Express . 12 (12): 7689– 7702. doi : 10.1364/BOE.438621 . PMC 8713684. PMID 35003860. S2CID 243903588 .
- 1 2 3 Zhao, Yang; Eldridge, Will J.; Maher, Jason R.; Kim, Sanghoon; Crose, Michael; Ibrahim, Mohamed; Levinson, Howard; Wax, Adam (2017). "Tomografía de coherencia óptica de doble eje para imágenes de tejidos profundos" . Opt . Lett . 42 (12): 2302– 2305. Bibcode : 2017OptL...42.2302Z . doi : 10.1364/OL.42.002302 . PMC 5639437. PMID 28614337 .
- ↑ Matthews, Thomas E.; Medina, Manuel; Maher, Jason R.; Levinson, Howard; Brown, William J.; Wax, Adam (2014). "Imágenes de tejidos profundos mediante análisis espectroscópico de luz dispersada múltiplemente" . Optica . 1 (2): 105– 111. Bibcode : 2014Optic...1..105M . doi : 10.1364/OPTICA.1.000105 .
- tomografía de coherencia óptica