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tomografía de coherencia óptica

Una exploración OCT de dominio espectral de alta resolución ( 3 × 3 mm) de un ojo con degeneración macular seca relacionada con la edad que muestra atrofia geográfica y drusas...

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Una exploración OCT de dominio espectral de alta resolución ( 3 × 3  mm) de un ojo con degeneración macular seca relacionada con la edad que muestra atrofia geográfica y drusas en la mácula tanto en sección transversal como en vista frontal.

La tomografía de coherencia óptica ( OCT ) es una técnica de imagen de alta resolución con la mayoría de sus aplicaciones en medicina y biología. La OCT utiliza luz infrarroja cercana coherente para obtener imágenes con resolución de profundidad a nivel micrométrico de tejido biológico u otros medios dispersores . Emplea técnicas de interferometría para detectar la amplitud y el tiempo de vuelo de la luz reflejada.

La OCT utiliza el escaneo transversal de la muestra del haz de luz para obtener imágenes bidimensionales y tridimensionales. 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 . [ 1 ] El artículo introdujo el término "OCT" para reconocer su derivación de la reflectometría de dominio de coherencia óptica , en la que la resolución axial se basa en la coherencia temporal . [ 2 ] Las primeras demostraciones de imágenes OCT in vivo siguieron rápidamente. [ 3 ] [ 4 ] [ 5 ]

Las primeras patentes estadounidenses sobre OCT, obtenidas por el grupo del MIT/Harvard, describían un sistema OCT de dominio temporal (TD-OCT). [ 6 ] [ 7 ] Zeiss obtuvo la licencia de estas patentes, que sirvieron de base para las primeras generaciones de productos OCT hasta 2006.

En la década anterior a la invención de la OCT, se había investigado la interferometría con luz de longitud de coherencia corta para diversas aplicaciones. [ 8 ] [ 9 ] [ 10 ] [ 11 ] [ 12 ] [ 13 ] [ 14 ] [ 15 ] [ 16 ] [ 17 ] [ 18 ] [ 19 ] Se propuso el potencial de utilizar la interferometría para la obtención de imágenes, [ 19 ] y se había demostrado la medición del perfil de elevación y el grosor de la retina . [ 18 ]

Los primeros sistemas OCT clínicos comerciales se basaban en la tecnología TD-OCT de escaneo puntual, que producía principalmente imágenes transversales debido a la limitación de velocidad (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 escaneos axiales por segundo) sin sacrificar la intensidad de la señal. La mayor velocidad permitió la obtención de imágenes tridimensionales, que pueden visualizarse tanto en vista frontal como transversal. También se hicieron posibles nuevos contrastes, como la angiografía , la elastografía y la optoretinografía, mediante la detección de cambios en la señal a lo largo del tiempo. En las últimas tres décadas, la velocidad de los sistemas OCT clínicos comerciales se ha multiplicado por más de 1000, duplicándose cada tres años y rivalizando con la ley de Moore en el rendimiento de los chips informáticos. El desarrollo de enfoques de adquisición de imágenes en paralelo, como la tecnología de campo lineal y de campo completo, podría permitir que la tendencia de mejora del rendimiento continúe.

La OCT se utiliza ampliamente en oftalmología , donde ha transformado el diagnóstico y el seguimiento de enfermedades de la retina, del nervio óptico y de la córnea . Ha mejorado notablemente el manejo de las tres principales causas de ceguera: degeneración macular , retinopatía diabética y glaucoma , previniendo así la pérdida de visión en muchos pacientes. Desde 2012, octubre se considera el "mes de reconocimiento de la OCT", donde se celebran las notables contribuciones de la OCT a la atención clínica y la investigación, incluyendo el énfasis en las publicaciones basadas en OCT en clubes de lectura de revistas y la organización de conferencias de educación/investigación médica sobre la tecnología OCT. [ 20 ] Para 2016, se estimaba que la OCT se utilizaba en más de 30 millones de procedimientos de imagen por año en todo el mundo. [ 21 ]

La tomografía de coherencia óptica intravascular (OCT) se utiliza en la evaluación intravascular de placas de arterias coronarias y para guiar la colocación de stents . [ 22 ] Más allá de la oftalmología y la cardiología, también se están desarrollando aplicaciones en otras especialidades médicas como la dermatología , la gastroenterología , [ 23 ] la neurología y la neuroimagen vascular, [ 24 ] [ 25 ] la oncología y la odontología . [ 26 ] [ 27 ]

Introducción

Tomografía de coherencia óptica de la yema de un dedo. Es posible observar las glándulas sudoríparas, que presentan una apariencia de sacacorchos.

La reflectometría interferométrica de tejido biológico, especialmente del ojo humano, mediante luz de corta longitud de coherencia (también denominada luz parcialmente coherente, de baja coherencia, de banda ancha, de amplio espectro o blanca) ha sido investigada en paralelo por múltiples grupos en todo el mundo desde la década de 1980. Tomando ideas de la imagen por ultrasonido y combinando la detección por tiempo de vuelo con la interferometría óptica para detectar retardos ópticos en el rango de pico- y femtosegundos, como se conocía del autocorrelador en la década de 1960, el desarrollo de la técnica estuvo y está estrechamente ligado a la disponibilidad de nuevas capacidades electrónicas, mecánicas y fotónicas. Partiendo de la interferometría de baja coherencia de un solo punto lateral, la incorporación de una amplia gama de tecnologías permitió alcanzar hitos clave en esta técnica de imagen computacional. Los escáneres axiales y laterales de alta velocidad, los láseres de espectro ultra amplio o ultrarrápidos sintonizables espectralmente u otras fuentes de radiación de alto brillo, los detectores cada vez más sensibles, como las cámaras de alta resolución y alta velocidad o los convertidores A/D rápidos que recogieron e impulsaron ideas en el campo de la fotónica en rápido desarrollo, junto con la creciente disponibilidad de potencia de cálculo, fueron esenciales para su nacimiento y éxito. En 1991, David Huang , entonces estudiante en el laboratorio de James Fujimoto en el Instituto Tecnológico de Massachusetts , trabajando con Eric Swanson en el Laboratorio Lincoln del MIT y colegas en la Facultad de Medicina de Harvard, demostró con éxito la obtención de imágenes y denominó a la nueva modalidad de imagen "tomografía de coherencia óptica". [ 28 ] Desde entonces, la OCT con resolución axial micrométrica e inferior [ 29 ] y capacidades de imagen transversal, se ha convertido en una técnica de imagen biomédica prominente que ha mejorado continuamente en rendimiento técnico y rango de aplicaciones. La mejora en la velocidad de adquisición de imágenes es particularmente espectacular, desde la  velocidad de repetición de escaneo axial original de 0,8 Hz [ 1 ] hasta los sistemas OCT clínicos comerciales actuales que operan a varios cientos de kHz y los prototipos de laboratorio a varios MHz. El rango de aplicaciones se ha expandido desde la oftalmología hasta la cardiología y otras especialidades médicas. Por su contribución a la invención de la OCT, Fujimoto, Huang y Swanson recibieron el Premio Lasker-DeBakey de Investigación Médica Clínica 2023 y la Medalla Nacional de Tecnología e Innovación. [ 30 ] Estos avances se han revisado en artículos escritos para el público general [ 21 ], científico [ 31 ] y médico [ 32 ].número de lectores.

Es particularmente adecuado para aplicaciones oftálmicas y otras imágenes de tejidos que requieren resolución micrométrica y profundidad de penetración milimétrica. [ 33 ] La OCT también se ha utilizado para varios proyectos de conservación de arte , donde se utiliza para analizar diferentes capas en una pintura. La OCT tiene ventajas interesantes sobre otros sistemas de imágenes médicas. La ultrasonografía médica , la resonancia magnética (RM), la microscopía confocal y la OCT son diferentes en cuanto a su idoneidad para la obtención de imágenes morfológicas de tejidos: mientras que las dos primeras tienen capacidad de imagen de cuerpo entero pero de baja resolución (típicamente una fracción de milímetro), la tercera puede proporcionar imágenes con resoluciones muy inferiores a 1 micrómetro (es decir, subcelulares), entre 0 y 100 micrómetros de profundidad, y la cuarta puede sondear hasta 500 micrómetros de profundidad, pero con una resolución menor (es decir, arquitectónica) (alrededor de 10 micrómetros en lateral y unos pocos micrómetros de profundidad en oftalmología, por ejemplo, y 20 micrómetros en lateral en endoscopia). [ 34 ] [ 35 ]

La OCT se basa en la interferometría de baja coherencia. [ 36 ] [ 37 ] [ 38 ] En la interferometría convencional con una longitud de coherencia larga (es decir, interferometría láser), la interferencia de la luz ocurre a una distancia de metros. En la OCT, esta interferencia se acorta a una distancia de micrómetros, debido al uso de fuentes de luz de banda ancha (es decir, fuentes que emiten luz en un amplio rango de frecuencias). La luz con bandas anchas se puede generar utilizando diodos superluminiscentes o láseres con pulsos extremadamente cortos ( láseres de femtosegundos ). La luz blanca es un ejemplo de una fuente de banda ancha con menor potencia.

En un sistema OCT, la luz se divide en dos brazos: un brazo de muestra (que contiene el elemento de interés) y un brazo de referencia (generalmente un espejo). La combinación de la luz reflejada del brazo de muestra y la luz de referencia del brazo de referencia genera un patrón de interferencia, pero solo si la luz de ambos brazos ha recorrido la misma distancia óptica ("igual" significa una diferencia menor que la longitud de coherencia). Al escanear el espejo del 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 mayor interferencia que las áreas que no lo hacen. Cualquier luz que esté fuera de la corta longitud de coherencia no interferirá. [ 39 ] Este perfil de reflectividad, llamado escaneo A , contiene información sobre las dimensiones espaciales y la ubicación de las estructuras dentro del elemento de interés. Se puede obtener un tomograma de sección transversal ( escaneo B ) combinando lateralmente una serie de estos escaneos axiales de profundidad (escaneo A). La obtención de imágenes en plano a una profundidad adquirida es posible dependiendo del motor de imagen utilizado.

Explicación para el público general

Mapa de espesor retiniano mediante OCT ocular , ojo derecho
OCT en el dominio del tiempo del área macular de una retina a 800  nm, resolución axial de 3  μm.
Exploración de sección transversal de la mácula mediante OCT de dominio espectral

La tomografía de coherencia óptica (OCT) es una técnica para obtener imágenes subsuperficiales de materiales translúcidos u opacos con una resolución equivalente a la de un microscopio de baja potencia. Es, en esencia, una "ecografía óptica", que capta las reflexiones del interior del tejido para proporcionar imágenes transversales. [ 40 ]

La OCT ha despertado interés en 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 [ 41 ] ) que otras modalidades de imágenes como la resonancia magnética o la ecografía.

Los principales beneficios de la OCT son:

  • Imágenes subsuperficiales en tiempo real con resolución casi microscópica.
  • Visualización instantánea y directa de la microestructura y morfología de los tejidos.
  • No se requiere preparación de la muestra ni del sujeto, ni contacto.
  • Sin radiación ionizante

La OCT ofrece alta resolución porque se basa en la luz, en lugar del sonido o la radiofrecuencia. Un haz óptico se dirige al tejido y se recoge la pequeña porción de luz que se refleja directamente en las estructuras subsuperficiales. Cabe destacar que la mayor parte de la luz se dispersa en ángulos amplios. En la imagenología convencional, esta luz dispersada contribuye a un fondo que oscurece la imagen. Sin embargo, en la OCT, se utiliza una técnica llamada interferometría para registrar la longitud del recorrido óptico de los fotones recibidos, lo que permite rechazar la mayoría de los fotones que se dispersan varias veces antes de ser detectados. De esta manera, la OCT puede generar imágenes 3D nítidas de muestras gruesas al rechazar la señal de fondo y recoger la luz reflejada directamente en las superficies de interés.

Dentro del abanico de técnicas de imagen tridimensional no invasivas introducidas en la comunidad de investigación médica, la OCT, como técnica ecográfica, es similar a la ecografía . Otras técnicas de imagen médica, como la tomografía axial computarizada, la resonancia magnética o la tomografía por emisión de positrones, no utilizan el principio de ecolocalización. [ 42 ]

Esta técnica se limita a la obtención de imágenes  a una profundidad de 1 a 2 mm en tejido biológico, ya que a mayores profundidades la proporción de luz que escapa sin dispersarse es demasiado pequeña para ser detectada. No se requiere ninguna preparación especial de la muestra biológica, y las imágenes pueden obtenerse sin contacto o a través de una ventana o membrana transparente.

La salida láser de los instrumentos utilizados es baja ( infrarrojo cercano o luz visible, segura para los ojos [ 43 ] ) y, por lo tanto, no es probable que se produzcan daños en la muestra.  

Teoría

El principio de la OCT se basa en la interferometría de luz blanca o de baja coherencia. El sistema óptico suele constar de un interferómetro (Fig. 1, generalmente de tipo Michelson ) con una fuente de luz de baja coherencia y amplio ancho de banda. La luz se divide y se recombina en los brazos de referencia y de muestra, respectivamente.

Dominio del tiempo

FODT(ν)=2S0(ν)Kr(ν)Ks(ν)(3){\displaystyle F_{O}DT\left(\nu \right)=2S_{0}\left(\nu \right)K_{r}\left(\nu \right)K_{s}\left(\nu \right)\qquad \quad (3)}

En la OCT de dominio temporal, la longitud del recorrido del brazo de referencia varía con el tiempo (el espejo de referencia se desplaza longitudinalmente). Una propiedad de la interferometría de baja coherencia es que la interferencia, es decir, la serie de franjas oscuras y brillantes, solo se produce cuando la diferencia de recorrido se encuentra dentro de la longitud de coherencia de la fuente de luz. Esta interferencia se denomina autocorrelación en un interferómetro simétrico (ambos brazos tienen la misma reflectividad) o correlación cruzada en el caso común. La envolvente de esta modulación cambia al variar la diferencia de longitud de recorrido, donde el pico de la envolvente corresponde a la coincidencia de la longitud de recorrido.

La interferencia de dos haces de luz parcialmente coherentes se puede expresar en términos de la intensidad de la fuente,IS{\displaystyle I_{S}}, como

I=k1IS+k2IS+2(k1IS)⋅(k2IS)⋅Rmi[γ(τ)](1){\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)}

dóndek1+k2<1{\displaystyle k_{1}+k_{2}<1}representa la relación de división del haz del interferómetro, yγ(τ){\displaystyle \gamma (\tau)}Se denomina grado de coherencia complejo, es decir, la envolvente de interferencia y la portadora dependen del escaneo del brazo de referencia o del retardo de tiempo.τ{\displaystyle \tau }y cuya recuperación es de interés en OCT. Debido al efecto de compuerta de coherencia de OCT, el grado complejo de coherencia se representa como una función gaussiana expresada como [ 38 ].

γ(τ)=exp⁡[−(πΔντ2ln⁡2)2]⋅exp⁡(−j2πν0τ)(2){\displaystyle \gamma \left(\tau \right)=\exp \left[-\left({\frac {\pi \Delta \nu \tau }{2{\sqrt {\ln 2}}}}\right)^{2}\right]\cdot \exp \left(-j2\pi \nu _{0}\tau \right)\qquad \quad (2)}

dóndeΔν{\displaystyle \Delta \nu }representa el ancho espectral de la fuente en el dominio de la frecuencia óptica, yν0{\displaystyle \nu _{0}}es la frecuencia óptica central de la fuente. En la ecuación (2), la envolvente gaussiana está modulada en amplitud por una portadora óptica. El pico de esta envolvente representa la ubicación de la microestructura de la muestra bajo prueba, con una amplitud que depende de la reflectividad de la superficie. La portadora óptica se debe al efecto Doppler resultante del escaneo de un brazo del interferómetro, y la frecuencia de esta modulación está controlada por la velocidad de escaneo. Por lo tanto, la traslación de un brazo del interferómetro tiene dos funciones: el escaneo de profundidad y una portadora óptica con desplazamiento Doppler se logran mediante la variación de la longitud del camino óptico. En OCT, la portadora óptica con desplazamiento Doppler tiene una frecuencia expresada como

FDopagpag=2⋅ν0⋅vsdo(3){\displaystyle f_{Dopp}={\frac {2\cdot \nu _{0}\cdot v_{s}}{c}}\qquad \qquad \qquad \qquad \qquad \qquad \qquad \quad (3)}

dóndeν0{\displaystyle \nu _{0}}es la frecuencia óptica central de la fuente,vs{\displaystyle v_{s}}es la velocidad de escaneo de la variación de la longitud del camino, ydo{\displaystyle c}es la velocidad de la luz.

Las resoluciones axial y lateral de la OCT están desacopladas entre sí; la primera es equivalente a la longitud de coherencia de la fuente de luz y la segunda es una función de la óptica. La resolución axial de la OCT se define como

dóndeλ0{\displaystyle \lambda _{0}}yΔλ{\displaystyle \Delta \lambda }son respectivamente la longitud de onda central y el ancho espectral de la fuente de luz. [ 44 ]

dominio de Fourier

Señales de interferencia en TD frente a FD-OCT

La OCT de dominio de Fourier (o dominio de frecuencia) (FD-OCT) tiene ventajas en velocidad y relación señal-ruido (SNR) sobre la OCT de dominio de tiempo (TD-OCT) y se ha convertido en el estándar en la industria desde 2006. La idea de usar modulación de frecuencia y detección coherente para obtener información de distancia ya se demostró en reflectometría de dominio de frecuencia óptica [ 8 ] y radar láser [ 13 ] en la década de 1980, aunque la resolución de distancia y el alcance eran mucho mayores que los de la OCT. Hay dos tipos de FD-OCT: OCT de fuente barrida (SS-OCT) y OCT de dominio espectral (SD-OCT), ambas adquieren interferogramas espectrales que luego se transforman de Fourier para obtener un escaneo axial de amplitud de reflectancia versus profundidad. En SS-OCT, el interferograma espectral se adquiere secuencialmente ajustando la longitud de onda de una fuente de luz láser. SD-OCT adquiere el interferograma espectral simultáneamente en un espectrómetro. Una implementación de SS-OCT fue descrita por el grupo del MIT ya en 1994. [ 6 ] [ 45 ]   Un grupo con sede en la Universidad de Viena describió la medición de la distancia intraocular utilizando tanto láser sintonizable como interferometría basada en espectrómetro ya en 1995. [ 46 ] [ 47 ] La imagen SD-OCT fue demostrada por primera vez tanto in vitro como in vivo por una colaboración entre el grupo de Viena y un grupo con sede en la Universidad Nicolás Copérnico en una serie de artículos entre 2000 y 2002. [ 48 ] [ 49 ] [ 50 ] La ventaja de SNR de FD-OCT sobre TD-OCT fue demostrada por primera vez en imágenes oculares [ 51 ] y analizada posteriormente por múltiples grupos de investigadores en 2003. [ 52 ] [ 53 ] [ 54 ]

OCT de dominio espectral

La OCT de dominio espectral (OCT de dominio de frecuencia con codificación espacial) extrae información espectral distribuyendo diferentes frecuencias ópticas en una franja detectora (CCD lineal o CMOS) mediante un elemento dispersivo (véase la figura 4). De este modo, se puede adquirir la información del escaneo de profundidad completa en una sola exposición. Sin embargo, la gran ventaja de la relación señal-ruido de la FD-OCT se reduce debido al menor rango dinámico de los detectores de franja en comparación con los diodos fotosensibles individuales, lo que resulta en una ventaja de SNR de ~10 dB a velocidades mucho mayores. Esto no supone un gran problema al trabajar a 1300 nm, ya que el rango dinámico no es un problema grave en este rango de longitud de onda. [ 44 ]  

Las desventajas de esta tecnología radican en una fuerte caída de la relación señal/ruido (SNR), proporcional a la distancia del retardo cero, y una reducción de la sensibilidad dependiente de la profundidad de tipo sinc 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 da lugar al comportamiento sinc(z)). Además, los elementos dispersivos del detector espectroscópico no suelen distribuir la luz de forma uniforme en frecuencia sobre el detector, sino que generalmente presentan una dependencia inversa. Por lo tanto, la señal debe remuestrearse antes del procesamiento, lo que no compensa la diferencia en el ancho de banda local (píxel a píxel), lo que resulta en una mayor reducción de la calidad de la señal. Sin embargo, la caída de la señal no representa un problema grave con el desarrollo de una nueva generación de CCD o matrices de fotodiodos con un mayor número de píxeles.

La detección heterodina mediante arreglos sintéticos ofrece otro enfoque para este problema sin necesidad de una alta dispersión.

OCT de fuente de barrido

La OCT de fuente barrida (OCT de dominio de frecuencia codificada en el tiempo) intenta combinar algunas de las ventajas de la OCT de dominio temporal (TD) y la OCT de dominio espectral. En este caso, los componentes espectrales no se codifican mediante separación espacial, sino en el tiempo. El espectro se filtra o se genera en pasos de frecuencia sucesivos y se reconstruye antes de la transformada de Fourier. Al incorporar una fuente de luz de barrido de frecuencia (es decir, un láser de barrido de frecuencia), la configuración óptica (véase la figura 3) se simplifica con respecto a la OCT de dominio espectral, pero el problema del barrido se traslada esencialmente del brazo de referencia de la OCT de dominio temporal a la fuente de luz de la OCT de fuente barrida. La ventaja reside en la tecnología de detección de alta relación señal-ruido (SNR) ya probada, mientras que las fuentes láser de barrido alcanzan anchos de banda instantáneos muy pequeños (anchos de línea) a frecuencias muy altas (20-200  kHz). Los inconvenientes son las no linealidades en la longitud de onda (especialmente a altas frecuencias de barrido), el ensanchamiento del ancho de línea a altas frecuencias y una alta sensibilidad a los movimientos de la geometría de barrido o de la muestra (por debajo del rango de nanómetros dentro de los pasos de frecuencia sucesivos).

Esquemas de escaneo

Al enfocar el haz de luz en un punto de la superficie de la muestra analizada y recombinar la luz reflejada con la de referencia, se obtiene un interferograma con información de la muestra correspondiente a un escaneo A (solo en el eje Z). El escaneo de la muestra se puede realizar mediante el barrido de la luz sobre ella o moviendo la muestra. Un escaneo lineal produce un conjunto de datos bidimensionales correspondiente a una imagen transversal (escaneo en los ejes XZ), mientras que un escaneo de área genera un conjunto de datos tridimensionales correspondiente a una imagen volumétrica (escaneo en los ejes XYZ).

Punto único

Los sistemas basados ​​en OCT de dominio temporal de punto único, confocal o de punto móvil, deben escanear la muestra en dos dimensiones laterales y reconstruir una imagen tridimensional utilizando la información de profundidad obtenida mediante la activación de coherencia a través de un brazo de referencia de escaneo axial (Fig. 2). El escaneo lateral bidimensional se ha implementado electromecánicamente moviendo la muestra [ 55 ] mediante una etapa de traslación y utilizando un novedoso escáner de sistema microelectromecánico. [ 56 ]

OCT de campo lineal

La tomografía de coherencia óptica confocal de campo lineal (LC-OCT) es una técnica de imagen basada en el principio de la OCT de dominio temporal con iluminación lineal mediante un láser de banda ancha y detección lineal mediante una cámara de escaneo lineal. [ 57 ] La LC-OCT produce escaneos B en tiempo real a partir de múltiples escaneos A adquiridos en paralelo. También se pueden obtener imágenes en plano frontal y tridimensionales escaneando lateralmente la línea de iluminación. [ 58 ] [ 59 ] 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 de supercontinuo como fuente de luz,  se logra una resolución espacial cuasi-isotrópica de ~1 μm a una longitud de onda central de ~800  nm. Por otro lado, la iluminación y detección lineal, combinadas con el uso de un objetivo de microscopio de alta NA, producen una puerta confocal que impide que la cámara detecte la mayor parte de la luz dispersa que no contribuye a la señal. Esta compuerta confocal, ausente en la técnica OCT de campo completo, otorga a la LC-OCT una ventaja en términos de sensibilidad de detección y penetración en medios altamente dispersivos como los tejidos cutáneos. [ 60 ] Hasta ahora, esta técnica se ha utilizado principalmente para la obtención de imágenes de la piel en los campos de la dermatología [ 61 ] [ 62 ] [ 63 ] [ 64 ] [ 65 ] [ 66 ] y la cosmetología. [ 67 ]

OCT de campo completo

Vista esquemática de un OCT de campo completo

En 1998, el equipo de Claude Boccara desarrolló un método de imagen para la OCT temporal [ 68 ] , mediante la adquisición de 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 obtienen en plano , es decir, como las imágenes de la microscopía clásica: ortogonales al haz de luz de iluminación [ 69 ] .

Más precisamente, las imágenes interferométricas se crean mediante un interferómetro de Michelson donde la diferencia de longitud de trayectoria se varía mediante un componente eléctrico rápido (generalmente un espejo piezoeléctrico en el brazo de referencia). Estas imágenes adquiridas por una cámara CCD se combinan en el postprocesamiento (o en línea) mediante el método de interferometría de desplazamiento de fase, donde generalmente se adquieren 2 o 4 imágenes por período de modulación, dependiendo del algoritmo utilizado. [ 70 ] [ 71 ] Más recientemente, se desarrollaron enfoques que permiten imágenes rápidas de una sola toma para capturar simultáneamente múltiples imágenes de desplazamiento de fase necesarias para la reconstrucción, utilizando una sola cámara. [ 72 ] La OCM de dominio temporal de una sola toma está limitada únicamente por la velocidad de fotogramas de la cámara y la iluminación disponible.

Las imágenes tomográficas "en-face" se producen mediante una iluminación de campo amplio, asegurada 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 espectro amplio), la coherencia espacial también debe ser baja para evitar interferencias parásitas (es decir, una fuente de gran tamaño). [ 73 ]

Aplicaciones seleccionadas

La tomografía de coherencia óptica es una técnica de imagen médica consolidada que se utiliza en diversas especialidades médicas, como la oftalmología y la cardiología, y se emplea ampliamente en aplicaciones de investigación científica básica.

Oftalmología

La OCT ocular (u oftálmica) es ampliamente utilizada por oftalmólogos y optometristas para obtener imágenes de alta resolución de la retina y el segmento anterior . Debido a la capacidad de la OCT para mostrar cortes transversales de capas de tejido con resolución micrométrica, la OCT proporciona un método directo para evaluar la organización celular , la integridad de los fotorreceptores , [ 74 ] [ 75 ] [ 76 ] [ 77 ] y el grosor axonal en el glaucoma , [ 78 ] la degeneración macular , [ 79 ] el edema macular diabético , [ 80 ] la esclerosis múltiple , [ 81 ] la neuritis óptica, [ 82 ] y otras enfermedades oculares o patologías sistémicas que tienen signos oculares. [ 83 ] Estudios experimentales recientes han ampliado la investigación sobre si la tomografía de coherencia óptica (OCT) también puede detectar firmas retinianas asociadas con la exposición a partículas ambientales [ 84 ] [ 85 ] . Tras la detección química de microplásticos poliméricos en tejido retiniano humano post mortem mediante cromatografía de gases-espectrometría de masas por pirólisis y técnicas de espectroscopia infrarroja [ 86 ] , se ha propuesto que ciertos focos hiperreflectantes retinianos (HRF) observados en la OCT podrían representar depósitos particulados exógenos persistentes en lugar de estructuras inflamatorias endógenas o derivadas de lípidos exclusivamente [ 87 ] . Estas propuestas siguen siendo investigativas y aún no han establecido una identificación química in vivo definitiva solo mediante imágenes de OCT. Además, los oftalmólogos utilizan la OCT para evaluar la salud vascular de la retina mediante una técnica llamada angiografía OCT (OCTA) [ 88 ] . Los marcos conceptuales emergentes han sugerido que los enfoques multimodales de OCT, que incluyen OCT estructural, angiografía OCT (OCTA) y autofluorescencia del fondo de ojo, pueden utilizarse en estudios longitudinales para evaluar la persistencia temporal, la estabilidad posicional y las características morfotexturales de los focos hiperreflectantes retinianos [ 89 ].Se han propuesto modelos analíticos basados ​​en inteligencia artificial para distinguir el HRF inflamatorio dinámico de partículas exógenas persistentes teóricamente inertes [ 90 ] . Estos enfoques actualmente generan hipótesis y están destinados a aplicaciones de investigación más que al diagnóstico clínico. En cirugía oftalmológica , especialmente en cirugía de retina, se puede montar un OCT en el microscopio. Dicho sistema se llama OCT intraoperatoria (iOCT) y proporciona apoyo durante la cirugía con beneficios clínicos. [ 91 ] [ 92 ] [ 93 ] 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. [ 94 ] La imagen hiperespectral de la retina y el OCT sensible a la polarización también se han discutido en la literatura metodológica como plataformas potenciales para la diferenciación espectroscópica de firmas de polímeros sintéticos de cromóforos retinianos endógenos como la hemoglobina, la melanina y la lipofuscina. Las líneas de investigación propuestas incluyen el desarrollo de bibliotecas espectrales de polímeros, experimentos de validación con fantomas y estudios de corregistro químico ex vivo [ 95 ] . Estas técnicas aún se encuentran en evaluación experimental y todavía no han demostrado la detección rutinaria in vivo de material microplástico en entornos clínicos.

La OCT puede utilizarse para medir el grosor de la capa de fibras nerviosas de la retina (RNFL) . [ 96 ] La imagen retiniana con OCT del segmento posterior (PS-OCT) también ha demostrado cómo se podría cuantificar el grosor y la birrefringencia del tejido de la pared de los vasos sanguíneos de sujetos sanos, in vivo. [ 97 ] Basándose en estas capacidades de imagen cuantitativas, algunos investigadores han propuesto que la retina puede funcionar como un tejido centinela no invasivo para la exposición ambiental sistémica, dada su vascularización, estructura neural y accesibilidad a imágenes ópticas de alta resolución [ 98 ] . Se han aplicado modelos analíticos bayesianos para evaluar la plausibilidad de la deposición de partículas retinianas y para formalizar transiciones probabilísticas de hipótesis teóricas a programas de investigación anclados empíricamente [ 99 ] . Estos marcos enfatizan la interpretación consciente de la incertidumbre en lugar de la atribución definitiva de hallazgos de imágenes específicos a contaminantes ambientales. Posteriormente, se aplicó PS-OCT a pacientes con diabetes y sujetos sanos de edad similar, y se observó un aumento de casi el 100 % en la birrefringencia de la pared vascular debido a la diabetes, sin un cambio significativo en el grosor de la pared vascular. [ 100 ] Sin embargo, en pacientes con hipertensión, el grosor de la pared vascular retiniana aumentó un 60 %, mientras que la birrefringencia de la pared vascular disminuyó un 20 %, en promedio. [ 101 ] Las grandes diferencias medidas en sujetos sanos y pacientes sugieren que las mediciones retinianas con PS-OCT podrían utilizarse como herramienta de cribado para la hipertensión y la diabetes. [ 100 ] [ 101 ] [ 102 ]

Las plataformas OCT del segmento anterior (AS-OCT) se utilizan para delimitar estructuras en la parte frontal del ojo, [ 103 ] con aplicaciones en la salud y la enfermedad.

Cardiología

En cardiología, la OCT se utiliza para obtener imágenes de las arterias coronarias y visualizar la morfología y la microestructura de la luz vascular con una resolución aproximadamente 10 veces mayor que otras modalidades existentes, como la ecografía intravascular y la angiografía por rayos X ( tomografía de coherencia óptica intracoronaria ). Para este tipo de aplicación,  se utilizan catéteres de fibra óptica de 1 mm de diámetro o menores para acceder a la luz arterial mediante intervenciones semiinvasivas, como las intervenciones coronarias percutáneas .

La primera demostración de OCT endoscópica fue reportada en 1997 por investigadores en el laboratorio de Fujimoto en el Instituto Tecnológico de Massachusetts. [ 104 ] 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 reportado por el Hospital General de Massachusetts en 2008. [ 105 ] La FD-OCT intracoronaria fue introducida por primera vez en el mercado en 2009 por LightLab Imaging, Inc. [ 106 ] seguida por Terumo Corporation en 2012 y por Gentuity LLC en 2020. [ 107 ] La mayor velocidad de adquisición de FD-OCT permitió la adopción generalizada de esta tecnología de imágenes para imágenes de arterias coronarias. Se estima que se realizan más de 100 000 casos de imágenes coronarias FD-OCT anualmente, y que el mercado está creciendo aproximadamente un 20 % cada año. [ 108 ]

Otros avances de la OCT intracoronaria incluyeron la combinación con otras modalidades de imagen óptica para la obtención de imágenes multimodales. La OCT intravascular se ha combinado con la imagen molecular de fluorescencia de infrarrojo cercano (NIRF) para mejorar su capacidad de detectar simultáneamente información molecular/funcional y morfológica del tejido. [ 109 ] [ 110 ] De manera similar, se ha implementado la combinación con la espectroscopia de infrarrojo cercano (NIRS). [ 111 ]

Neurovascular

La OCT endoscópica/intravascular se ha desarrollado aún más para su uso en aplicaciones neurovasculares, incluyendo imágenes para guiar el tratamiento endovascular del accidente cerebrovascular isquémico y los aneurismas cerebrales. [ 112 ] [ 113 ] Las investigaciones clínicas iniciales con catéteres OCT coronarios existentes se han limitado a la anatomía intracraneal proximal de pacientes con tortuosidad limitada, ya que la tecnología OCT coronaria no fue diseñada para la tortuosa vasculatura cerebral que se encuentra en el cerebro. Sin embargo, a pesar de estas limitaciones, demostró el potencial de la OCT para la obtención de imágenes de enfermedades neurovasculares. [ 114 ] En 2020 se propuso un diseño de catéter de imágenes OCT intravascular adaptado para su uso en anatomía neurovascular tortuosa. [ 115 ] En 2024 se informó de un primer estudio en humanos que utiliza neuro OCT endovascular ( n OCT ). [ 116 ] [ 117 ] [ 118 ]

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 . [ 119 ] [ 120 ] [ 121 ]

Dermatología

El primer uso de OCT en dermatología se remonta a 1997. [ 122 ] Desde entonces, la OCT se ha aplicado al diagnóstico de varias lesiones cutáneas, incluidos los carcinomas. [ 123 ] [ 124 ] [ 125 ] Sin embargo, el diagnóstico de melanoma mediante OCT convencional es difícil, especialmente debido a la insuficiente resolución de imagen. [ 126 ] 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 malignos de la piel, incluido el melanoma, y ​​una reducción en el número de escisiones quirúrgicas de lesiones benignas. [ 127 ] Otras áreas de aplicación prometedoras incluyen la obtención de imágenes de lesiones donde las escisiones son peligrosas o imposibles y la guía de intervenciones quirúrgicas mediante la identificación de los márgenes del tumor.

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. [ 128 ]

Aplicaciones de investigación

Los investigadores han utilizado OCT para producir imágenes detalladas de cerebros de ratones, a través de una "ventana" hecha de zirconia que ha sido modificada para ser transparente e implantada en el cráneo. [ 129 ] [ 130 ] La tomografía de coherencia óptica también es aplicable y cada vez más utilizada en aplicaciones industriales , tales como ensayos no destructivos (END), mediciones de espesor de materiales, [ 131 ] y en particular mediciones de espesor de obleas delgadas de silicio [ 132 ] [ 133 ] y obleas de semiconductores compuestos [ 134 ] [ 135 ] caracterización de rugosidad de superficie, imágenes de superficie y sección transversal [ 136 ] [ 137 ] y mediciones de pérdida de volumen. [ 138 ] Los sistemas OCT con retroalimentación pueden utilizarse para controlar procesos de fabricación. Con adquisición de datos de alta velocidad, [ 139 ] y resolución submicrométrica, la OCT es adaptable para realizar tanto en línea como fuera de línea. [ 140 ] Debido al alto volumen de píldoras producidas, un campo de aplicación interesante es en la industria farmacéutica para controlar el recubrimiento de las tabletas. [ 141 ] Los sistemas OCT basados ​​en fibra son particularmente adaptables a entornos industriales. [ 142 ] Estos pueden acceder y escanear interiores de espacios de difícil acceso, [ 143 ] y son capaces de operar en entornos hostiles, ya sean radiactivos, criogénicos o muy calientes. [ 144 ] Actualmente se están desarrollando nuevas tecnologías de diagnóstico e imágenes biomédicas ópticas para resolver problemas en biología y medicina. [ 145 ] A partir de 2014, se han hecho intentos de utilizar la tomografía de coherencia óptica para identificar conductos radiculares en dientes, específicamente el conducto en el molar maxilar, sin embargo, no hay diferencia con los métodos actuales del microscopio operatorio dental. [ 146 ] [ 147 ] La investigación realizada en 2015 tuvo éxito en utilizar un teléfono inteligente como plataforma OCT, aunque aún queda mucho trabajo por hacer antes de que dicha plataforma sea comercialmente viable. [ 148 ] Los circuitos integrados fotónicos pueden ser una opción prometedora para la OCT miniaturizada. De manera similar a los circuitos integradosLas técnicas de fabricación basadas en silicio pueden utilizarse para producir sistemas fotónicos miniaturizados. Recientemente se han publicado los primeros resultados de imágenes de retina humana in vivo. [ 149 ] En la microfabricación 3D , la OCT permite realizar pruebas no destructivas e inspecciones en tiempo real durante la fabricación aditiva. Sus imágenes de alta resolución detectan defectos, caracterizan las propiedades del material y garantizan la integridad de las geometrías internas sin dañar la pieza. [ 138 ]

Véase también

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