OPTIƒNA KOHERENƒNA TOMOGRAFIJA

Transcription

1 Univerza v Ljubljani Fakulteta za matematiko in fiziko Oddelek za fiziko Seminar - 4.letnik OPTIƒNA KOHERENƒNA TOMOGRAFIJA Avtor: Marjeta Tu²ek Mentor: izr. prof. Igor Poberaj Ljubljana, februar 2011 Povzetek V seminarju je predstavljen na in delovanja opti ne koheren ne tomograje (OCT) in njene uporabe. Pri tej tehnologiji se izkori² ajo lastnosti svetlobe (koherentnost, interferenca... ) in svetlobno prepustnih tkiv ter uporabo opti nih vlaken, kar omogo a prou evanje tkiv na nivoju nekaj mikronov znotraj telesa. OCT se uporablja na razli nih podro jih medicine in tudi drugje v industriji. 1

2 Kazalo 1 UVOD 2 2 ZGODOVINA RAZVOJA OCT 3 3 DELOVANJE OCT Koherenca Koheren ni as in koheren na dolºina NAƒINI MERJENJA OCT ƒasovno odvisna OCT - TDOCT Frekven no odvisna OCT - FDOCT UPORABNOST OCT V MEDICINI 11 6 PREDNOSTI IN SLABOSTI OCT Primerjava tehnologij ZAKLJUƒEK 14 1 UVOD Uporaba opti nih tehnologij v medicini in v biologiji ima zelo dolgo zgodovino. Od 18. stoletja naprej je mikroskop prakti no nepogre²ljivo orodje v biologiji in medicini. Z izumom laserja v za etku 70ih let prej²njega stoletja so znanstveniki pridobili novo orodje, ki ima pomembno vlogo tudi v medicini. Razvoj opti nih vlaken je privedel do izdelave endoskopov, ki omogo ajo direkten vpogled v organe. V sodobnih klini nih laboratorijih nove opti ne tehnologije olaj²ujejo kemi ne analize vzorcev tkiv in preu evanje krvnih celic. Kljub temu je v medicini zelo malo opti nih orodij, ki bi izkori² ale koherentnost svetlobe. Opti na koheren na tomograja je ena izmed njih in je pritegnila veliko pozornost, tako inºenirjev kot znanstvenikov. Od njene prve uporabe v letih 1990 pa do danes dosegla izjemen in hiter razvoj. [11] Opti na koheren na tomograja (OCT) omogo a slikanje pre nih prerezov ter anatomskih struktur, ki vsaj delno prepu² ajo svetlobo. V primerjavi z magnetno resonanco ali ultrazvokom, zagotavlja prikaz struktur v veliko ve ji lo ljivosti (manj kot 10µm). Visoka lo ljivost pa je posledica tega, da OCT temelji na svetlobi. Opti ni ºarek je usmerjen v tkivo in majhen del svetlobe, ki se odbije od notranjih struktur tkiva, se detektira. Treba je vedeti, da se ve ina svetlobe ne odbije, ampak se siplje in sipani del svetlobe izgubi svojo prvotno smer in ne prispeva k prikazovanju notranjih struktur, ampak prispeva k ble² anju. Z uporabo OCT-ja lahko sipano svetlobo odltriramo in popolnoma odstranimo ble² anje. Z napravo OCT lahko zaznamo ºe zelo majhen del odbite svetlobe, s katero tvorimo sliko notranjih struktur tkiva. Filtriranje sipane svetlobe pa omogo a opti na koherenca, saj je le odbita svetloba koherenta. Opti ni interferometer znotraj OCT naprave je uporabljen na tak na in, da zazna samo koherentno svetlobo, torej samo odbito svetlobe. [5] OCT se uporablja predvsem za slikanje oziroma diagnosticiranje napak na koºi in o esih, pri kardiovaskularnih terapijah kot so angioplastika in vstavljanje 2

3 stentov, saj nam zagotavlja prikaz oºilja v realnem asu. Je neinvazivna in brezkontaktna oblika tomograje, ki izkori² a koheren ne lastnosti svetlobe. [1] Slika 1: OCT naprava. [1] 2 ZGODOVINA RAZVOJA OCT Razvoj opti ne tomograje je potekal zelo hitro, predvsem zaradi njene uporabnosti in neinvazivnosti. Sam razvoj lahko razdelimo na tri obdobja: tomograja loma ºarka, tomograja razpr²itve ºarka in opti na koheren na tomograja. V preteklosti se je OCT uporabljal na treh podro jih opti nega slikanja, in sicer pri preiskavah makroskopskih struktur, katere je moºno videti s prostim o esom, mikroskopskih in endoskopskih preiskavah. Prve preiskave o interferenci bele svetlobe privedejo do razvoja enodimenzionalne opti ne tehnike OCDR (optical coherence-domain reectrometry). Pri tej tehniki se uporablja svetloba s kratko koheren no dolºino, s imer so dosegli visoko ob utljivost in visoko lo ljivost pridobljenih informacij. OCDR je bil razvit z namenom odkrivanja napak na opti nih vlaknih in mreºnih komponentah, vendar so kmalu ugotovili tudi veliko uporabno vrednost pri raziskavah o esne mreºnice in o esnih struktur. Naslednja stopnja razvoja je bila raz²iritev enodimenzionalnega sistema v tomografski na in slikanja, tako imenovan OCT sistem. Ta tehnika omogo a veliko ²tevilo serijskih slik pre nih prerezov vzdolº objekta, ki jih nato sestavi v dvodimenzionalno ali tridimenzionalno sliko. Prvi OCT sistemi so temeljili na principu delovanja Michelsonovega interferometra iz opti nih vlaken, ki je deloval kot obi ajen interferometer, le da so v tem primeru izvor ºarkov opti na vlakna. Svetlobni ºarek je bil iz izvora usmerjen na polprepustno zrcalo, ki predstavlja delilnik ºarkov, kjer se za etni ºarek razdeli na dva dela. Prvi ºarek je bil preko le e poslan na objekt oziroma vzorec (vzor ni ºarek), drugi pa na referen no ogledalo (referen ni ºarek). Odboj teh ºarkov je bil zbran in usmerjen nazaj v opti no vlakno. Odbita ºarka sta bila nato zdruºena na detektorju, ki je meril intenziteto njune interference. Z zapisovanjem poloºaja referen nega ogledala so pridobili podatke o svetlobnih odbojih na razli nih globinah vzorca. Ker se konstruktivna interferenca pojavi le takrat, ko sta referen ni in vzor ni ºarek v fazi ter se hrbta valovanj popolnoma ujemata, je to omogo alo lo evanje odbojev iz razli nih globin. Za pre no sliko pa so se uporabljali podatki interferen nega signala v odvisnosti od poloºaja referen nega ogledala. Za tomografski prikaz je bilo potrebno opraviti veliko pre nih interferen nih prerezov, katere so nato s pomo jo ra unalni²ke tehnike 3

4 zdruºili v tri dimenzionalno sliko. Pri prvih OCT sistemih so uporabljali diodo z visoko svetilnostjo. Dobljena svetloba je imela koheren no dolºino 17µm in sredinsko valovno dolºino 830nm. OCT omogo a prodornost v tkivu do nekaj milimetrov z mikrometrsko osno in pre no lo ljivostjo, kar pomeni, da lahko s to metodo razlo imo delce manj²e od enega mikrometra. Ko je bila tehnika prvi predstavljena, so imele slike pribliºno 30 mikrometrsko osno lo ljivost. Dana²njimi OCT sistemi omogo ajo 5 do 15 mikrometrsko osno lo ljivost. Z razvojem v zadnjem obdobju so dosegli bistveno manj²o resolucijo predvsem zaradi odkritij na podro ju ²irokopasovnih svetlobnih virov. Do danes se je OCT v medicini uveljavila kot ²iroko uporabna tehnika. 3 DELOVANJE OCT OCT temelji na nizko koheren ni interferometriji in najpogosteje uporabljen interferometer je Michelsonov interferometer (Slika 2). Pri obi ajni interferometriji, kjer se uporablja dolga koheren na dolºina (laserska interferometrija), se pojav interference vidi ²ele na razdalji nekaj metrov. V OCT je ta razdalja skraj²ana na razdaljo nekaj mikrometrov, predvsem po zaslugi ²irokopasovnih svetlobnih virov, ki lahko svetlobo emitirajo v ²irokem frekven nem pasu. Nizko koheren na interferometrija uporablja svetlobni izvor z nizko asovno koherenco kot je bela svetloba (npr. LED/SLD diode, halogenske svetilke) ali laserje z izjemno kratkim svetlobnim pulzom (femtosekundne laserje). [7] Slika 2: Michelsonov interferometer. [3] 3.1 Koherenca Da bi lahko razumeli delovanje OCT-ja, moramo vedeti, kaj je koherenca. Dve koherentni valovanji imata enako frekvenco, med njima je dolo ena fazna razlika in z njima dobimo interferen no sliko. Valovanji iz dveh izvirov na istem vzvodu pri valovanju na vodni povr²ini in valovanji iz dveh zvo nikov, ki ju napaja isti tonski generator, sta koherentni. Pri svetlobi pa valovanji iz dveh razli nih virov nista vedno koherentni (izjema so laserji). Interference ne moremo opaziti, e uporabljamo razli ni svetili. Vzeti moramo eno samo to kasto svetilo in valovanje iz njega razdeliti na delni valovanji. Delni valovanji sta koherentni. Vsaka valovna poteza (t.j. kratkotrajno valovanje, ki ga svetilo izseva v eni potezi) iz svetila se namre razdeli na obe delni valovanji. Med deli iste valovne poteze pa je dolo ena fazna povezava. Delni valovanji prete eta razli ni poti in 4

5 med njima nastane fazna razlika. Ta se ne spremeni zaznavno v asu, v katerem se odzove merilnik. Tako je poleg lenov 1 2 E E2 02 v povpre ju kvadrata jakosti elektri nega polja v novem valovanju od ni razli en tudi interferen ni len E 01 E 02 cos δ. Ta vsebuje fazno razliko, ki je odlo ilna za interferenco. [12] Slika 3: Razlika med koherentnim in nekoherentnim svetilom. [4] 3.2 Koheren ni as in koheren na dolºina Vzemimo, da seva to kasto telo valovne poteze, ki v povpre ju trajajo as δt. Jakost elektri nega polja v izsevanem elektromagnetnem valovanju je odvisna od kraja in od asa. Tako lahko re emo, da med trenutnimi vrednostma jakosti elektri nega polja ob asu t in ob asu t ni nobene povezave, e je t > t + δt. Po asu, ki je dalj²i kot δt, sledi namre na izbranem kraju valovni potezi druga valovna poteza s popolnoma neodvisno fazo in polarizacijo. Podobno velja za razdalje valovne poteze. V asu δt prepotuje elo valovne poteze razdaljo δl = c 0 δt. Zato je δl dolºina valovne poteze. Med vrednostma jakosti elektri nega polja v to ki x in v to ki x ni nobene povezave, e je x > x + δl in e je druga to ka v razdalji x x od prve v smeri raz²irjanja valovanja. V razdalji, ki je ve ja kot δl, sledi ob izbranem trenutku valovni potezi druga valovna poteza s popolnoma neodvisno fazo in polarizacijo. [12] Po tem sklepamo, da odlo ata povpre ni as trajanja valovne poteze δt in povpre na dolºina valovne poteze δl v valovanju o tem, ali dobimo interferen no sliko z delnimi valovanji, na katera razdelimo to valovanje. Interferen na slika je jasna, e je zakasnitev prvega delnega valovanja za drugim manj²a kot δt ali e je razlika poti obeh delnih valovanj manj²a kot δl. Interferen ne slike pa sploh ne moremo opaziti, e je zakasnitev mnogo ve ja kot δt ali razlika poti mnogo ve ja kot δl. Zaradi tega ima δt vlogo koheren nega asa in δl vlogo koheren ne dolºine. Koheren ni as in koheren no dolºino lahko ocenimo po spektru svetila. [12] Opti ni koheren ni tomograf vsebuje interferometer z nizko koheren nim ²irokopasovnim svetlobnim izvorom, super luminescentne diode (SLD), konveksno le o (L1), 50/50 delilec ºarka (BS), kamero (CAM) z objektivom (CO), referen no ogledalo (REF) in vzorec (SMP) (Slika 4). [5] 5

6 Slika 4: Postavitev OCT sistema. [5] šarek je pri OCT razbit na dva dela, in sicer na vzor ni ºarek, ki nosi podatke o objektu, in na referen ni ºarek, ki je navadno narejen z zrcalom. S kombinacijo odbite razpr²ene svetlobe iz vzor nega ºarka in s svetlobo referen nega ºarka lahko dobimo interferen ni vzorec le, e oba ºarka prepotujeta enako opti no pot, kar pomeni, da je razlika med njima manj²a od koheren ne dolºine. S premikanjem ogledala pri referen nem ºarku je mo dobiti odbojnostni prol vzorca. Podro ja na vzorcu, ki bodo odbila ve svetlobe, bodo ustvarila ve je interference kot ostala podro ja. Svetloba, ki pa je izven obmo ja kratke interferen ne dolºine, pa sploh ne bo interferirala. [9] Slika 5: Potek globinskega slikanja; s premikanjem referen nega zrcala je dolo eno iz kak²ne globine mora priti vzor ni ºarek, za nastanek konstruktivne interference. [1] 4 NAƒINI MERJENJA OCT Signal v interferometru najprej razdelimo na dva dela oblike E(t) = s(ω)e iωt dω, kjer je funkcija s(ω) spekter signala. Prvi del signala E r se odbije od referen nega zrcala, drugi del signala E s pa od tkiva. Signala se nato v interferometru zdruºita. Zdruºeni signal E o = E r + E s nam pove informacije o zgradbi 6

7 tkiva. To informacijo pridobimo iz analize zdruºenega signala. Opisali bomo dve metodi analize zdruºenega signala, asovno odvisna OCT in frekven no odvisna OCT. Slika 6: Primerjava signala pri asovno in frekven no odvisni OCT. [5] 4.1 ƒasovno odvisna OCT - TDOCT Pri TDOCT merimo intenziteto zdruºenega signala v odvisnosti od pomika referen nega zrcala. Pri dolo enih pomikih refren ega zrcala signala E r in E s interferirata, kar nam beleºi strukturne spremembe v tkivu. Slika 7: Sestava TDOCT. [6] Imamo torej signal E r, ki se odbije od referen nega zrcala E r (t) = s(ω)e iωt e i 2ω z c dω, kjer je z pomik referen nega zrcala in e i 2ω z c sprememba v fazi. Signal E s, ki se odbije od tkiva, pa opi²emo z E s (t) = s(ω)e iωt H(ω)dω, 7

8 kjer je H(ω) funkcija, ki opisuje interakcijo signala s tkivom, pove namre, kako se spremeni amplituda in faza signala po interakciji s tkivom. V interferometru zdruºeni signal E o je potem oblike E o (t) = s(ω)(h(ω) + e i 2ω z c )e iωt dω. Koli ina, ki jo izmerimo, je intenziteta I signala E o, kar zapi²emo kot (intenziteta je odvisna od z): 1 T I( z) = lim E o E T 2T odt, T kjer je Eo konjugirana vrednost signala E o. Upo²tevamo, da je E o = E r + E s in po dalj²em ra unu pridemo do kon nega izraza = I( z) = s(ω)s(ω) (H(ω) + e i 2ω z c )(H(ω) 2ω z i + e c )dω = s(ω)s(ω) (1+H(ω)H(ω) )dω+ s(ω)s(ω) (H(ω) e i 2ω z c +H(ω)e 2ω z i c Prvi len v zgornji formuli je konstanten (neodvisen od z) in ne vpliva na poloºaje intenzitet, zato v nadaljevanju obravnavajmo le len, ki je odvisen od z. Dobimo kon en izraz za intenziteto: I( z) = s(ω)s(ω) (H(ω) e i 2ω z c + H(ω)e 2ω z i c )dω. Pri TDOCT torej pomikamo refren no zrcalo, z prete e nek interval in merimo intenziteto I( z). Iz izmerjenih intenzitet ho emo rekonstruirati globinsko sestavo tkiva. Tkivo obi ajno predstavimo kot serijo plasti debelin z j, lomnih koli nikov n j in reeksivnosti r j. Od tod dobimo izraz za funkcijo H(ω) [6]: H(ω) = N j=1 r j e i 2ω j m=1 nmzm c. Iz meritev intenzitete I( z) nato posku²amo dolo iti parametre r j, n j in z j. Primer: Oglejmo si primer, ko je sestava tkiva kar se da poenostavljena. Denimo, da tkivo sestavlja serija polprepustnih plasti na opti nih globinah h j. V tem primeru se izraz za H(ω) glasi: )dω. H(ω) = 1 N N j=1 e i 2ωh j c. To formulo vstavimo v izraz za intenziteto I( z) in dobimo I( z) = 2 N s(ω)s(ω) N j=1 cos( 2ω c ( z h j))dω. Recimo, da je spekter vhodnega signala s(ω) oblike (Slika 8) { 1 ; ω (ω0, ω s(ω) = 1 ) 0 ; sicer 8

9 Slika 8: Spekter vhodnega signala s(ω). [13] Dobimo in od tod I( z) = 2 N ω1 N ω 0 j=1 cos 2ω c ( z h j)dω I( z) = 2 N N j=1 sin 2ω1 c ( z h j) sin 2ω0 c ( z h j) 2 c ( z h. j) Za konkreten primer izberemo npr. ω 0 = 10, ω 1 = 100 ter imamo ²tiri plasti na globinah h 1 = 1, h 2 = 4, h 3 = 9 in h 4 = 16. Pri teh podatkih izmerimo intenziteto I, katere graf v odvisnosti od z je prikazan na sliki Slika 9: Intenziteta I( z). [13] Iz slike 9 se jasno vidi, da izmerimo maksimalne intenzitete ravno na odmikih z, ki ustrezajo globinam plasti v tkivu. Zaklju imo lahko, da iz meritve intenzitete I( z) prakti no direktno dobimo globine razli nih plasti v tkivu. 9

10 4.2 Frekven no odvisna OCT - FDOCT Pri postopku FDOCT referen no zrcalo miruje, z = 0, merimo pa intenziteto spektra zdruºenega signala E o. Slika 10: Sestava FDOCT. [6] Podobno kot pri TDOCT za nemo s signalom E r, ki se odbije od referen nega zrcala E r (t) = s(ω)e iωt dω, kjer smo ºe upo²tevali, da je z = 0. Signal E s, ki se odbije od tkiva pa ima obliko E s (t) = Zdruºeni signal E o je potem oblike E o (t) = s(ω)e iωt H(ω)dω. s(ω)(1 + H(ω))e iωt dω. Od tod preberemo spekter signala E o, ki je oblike σ(ω) = s(ω)(1 + H(ω)). Pri metodi FDOCT izmerimo intenziteto spektra I(ω) na posameznem frekven nem intervalu, kar pomeni, da izmerimo koli ino od koder dobimo 1 T I(ω) = lim σ(ω)σ(ω) dt T 2T T I(ω) = σ(ω)σ(ω) (1 + H(ω))(1 + H(ω) ). 10

11 Informacijo o globinski sestavi tkiva dobimo tako, da na izmerjeni koli ini I(ω) izvedemo Fourierovo transformacijo [6]. Primernost Fourierove transformacije najlaºje utemeljimo na primeru. Primer: Kot v primeru pri TDOCT imejmo tkivo, ki ga sestavlja serija polprepustnih plasti na opti nih globinah h j. Vemo, da je funkcija H(ω) v tem primeru oblike: H(ω) = 1 N N j=1 e i 2ωh j c. Kot v prej²njem primeru naj bo spekter vhodnega signala s(ω) oblike (Slika 8) { 1 ; ω (ω0, ω s(ω) = 1 ) 0 ; sicer Potem je intenziteta spektra I(ω) = σ(ω)σ(ω) (1 + H(ω))(1 + H(ω) ) enaka I(ω) = 2 N N j=1 cos 2ωh j c + 2 N 2 j k cos 2ω(h j h k ) c Zgornjo formulo preuredimo v obliko I(ω) = 2 N N j=1 cos 2h j c ω + 2 N 2 j k cos 2(h j h k ) ω c Iz tega zapisa je jasno, da imajo globine h j in (h j h k ) vlogo frekvenc v signalu I(ω), torej bo Fourierova transformacija signala I(ω) (glede na spremenljivko h = globina) imela oja itve ravno na globinah h j in (h j h k ). V praksi bi na eloma lahko lo ili med oja itvami pri h j in med oja itvami pri h j h k, e predpostavimo, da so plasti blizu skupaj. Potem imamo oja itve pri h j h k na za etku spektra (blizu 0) ter nato z nekaj presledka oja itve pri h j. Za konkreten primer izberemo ω 0 = 1, ω 1 = 5 in globine h 1 = 5, h 2 = 5.5, h 3 = 6 in h 4 = 7. Intenziteta izmerjenega spektra I(ω) je prikazana na sliki 11, na sliki 12 pa je prikazana Fourierova transformacija (FFT) intenzitete spektra. Iz slike 12 se vidi, da dobimo nekaj oja itev na za etku spektra, ki ustrezajo razlikam h j h k, nato pa nekoliko bolj v desno ²e oja itve pri h j (te nas tudi zanimajo). 5 UPORABNOST OCT V MEDICINI OCT je bila razvita za neinvazivno, visoko lo ljivostno slikanje biolo²kih tkiv. Uporablja se predvsem v: Oftalmologiji: s pomo jo OCT laºje odkrivajo napake na slepi pegi in glavkome, uporablja se za merjenje debeline o esne mreºnice, za merjenje pretoka v o esni mreºnici itd. (Slika 13). Dermatologiji: z OCT napravo, lahko ºe zelo zgodaj odkrivajo koºnega raka, saj ko se rakavo tkivo razvije, raztrga sloj zdravega tkiva, kar je lepo vidno z OCT tehnologijo (Slika 14). 11

12 Slika 11: Intenziteta spektra I(ω). [14] Slika 12: Fourierova transformacija (FFT) intenzitete spektra I(ω). [14] Za endoskopske preiskave oºilja: prednost OCT-ja je predvsem v moºnosti identiciranja arterialnih peg oziroma v razlikovanju med stabilnimi in nestabilnimi pegami (nestabilne pege so premikajo i se krvni strdki). Tako je tudi moºno preciznej²e opazovanje stabilnih peg in identikacija potencialno nevarnih krvnih strdkov, preden pride do resnej²ih zapletov. Za endoskopske preiskave prebavil. Zobozdravstvo: hkrati se lahko slika zob in dlesen in tako se laºje vizualizira bakterijsko okuºbo. [6] OCT pa se ne uporablja samo v medicini, ampak se vedno bolj uveljavlja tudi v industriji, kot na primer pri meritvah debeline materialov, pri karakterizaciji hrapavosti povr²in, za slikanje povr²in in prerezov razli nih materialov itd. OCT sistemi s povratno informacijo se lahko uporabljajo za nadzor proizvodnih procesov. OCT sistemi se lahko posebej prilagajajo razli nim industrijskim 12

13 Slika 13: Primerjava zdravega o esa (zgornja slika) in po²kodovanega (spodnja slika)-odstop mreºnice. [15] Slika 14: Primerjava zdrave koºe (leva slika) in po²kodovane koºe (desna slika) slikane z OCT. [16] okoljem (npr. radioaktivnosti ali izredni vro ini itd), s katerimi lahko potem dostopamo in slikamo teºko dostopne predele. [5] 6 PREDNOSTI IN SLABOSTI OCT OCT uporablja ne ionizirajo o svetlobo iz bliºnjega infrarde ega (NIR) dela spektra, tako da niso mogo i kancerogeni efekti in posledice v genetskem zapisu. Intenziteta svetlobe je niºja od varnostne meje, tako da so prepre ene toplotne po²kodbe. Nevarni efekti zaradi kopi enja svetlobe niso znani, zato se OCT lahko uporablja tudi dalj asa. Glavni absorber svetlobe v NIR delu v tkivu pigment hemoglobin, ki se nahaja v rde ih krvni kah, je zelo koncentriran v krvi in zato zagotavlja velik opti ni kontrast, kar pomeni, da za samo slikanje kontrastna sredstva niso potrebna. OCT se lahko uporablja tudi za slikanje drugih sestavin tkiva, kot na primer vode, ma² ob in proteinov. Nadalje, OCT omogo a tudi slikanje zunanjih kontrastnih mehanizmov, ki so posledica lokalnih ziolo²kih faktorjev, kot so tip tkiva, metabolizem ali kemi no okolje. Poleg tega je raziskava z OCT neinvazivna, kar pomeni da ni nobenega direktnega kontakta med objektom in aparaturo. Na rezultate preiskave z OCT jem ni treba akati, saj omogo a hiter prikaz v realnem asu. Slabost OCT je, da intenziteta svetlobe v tkivu eksponentno pada z oddaljenostjo od izvora. Obmo je v katerem je meritev izvedljiva je odvisno od mo i 13

14 izvora in ob utljivosti detektorja. Globina slikanja je odvisna tudi od zgradbe tkiva in geometrije merjenja. 6.1 Primerjava tehnologij V spodnji tabeli (tabela 1) in sliki 15 so prikazani parametri razli nih diagnosti nih tehnik, kjer so razvidne vse prednosti in slabosti OCT ja [1]: Slika 15: Primerjava resolucije in penetracijske globine OCT z drugimi tehnologijami. [1] 7 ZAKLJUƒEK Medicinsko slikanje ºivih tkiv je mogo e z uporabo mnogih obstoje ih tehnik kot na primer CT (ra unalni²ka rentgenska tomograja), PET (pozitronska emisijska tomograja), ultrazvo na ali MRI (magnetno resonan na tomograja). Vse te tehnike so zelo dobre in imajo veliko prednosti, vendar pa imajo tudi slabe strani, ki omejujejo njihovo uporabo. Vse prednosti svetlobe in neinvazivne tehnike slikanja postavijo opti no koheren no tomograjo ob bok ostalim tehnikam slikanja. Vendar pa ne smemo pozabiti, da opti na tomograja ²e ni dosegla efektivnega nivoja uporabe, zaradi zapletenih algoritmov rekonstrukcije sipane svetlobe tkiva. V prihodnosti razvoja OCT lahko pri akujemo doseganje ve jih globin, predvsem na ra un uporabe dalj²ih valovnih dolºin, s imer se bo pove ala tudi globina prodiranja, in ²e dodatne izbolj²ave lo ljivosti. Napredek na podro ju 14

15 opti nih vlaken pa bo ²e izbolj²al uporabo OCT v endoskopih in katetri, kar se uporablja pri kardiovaskularnih posegih. [2] Literatura [1] U. koberne. Opti na koheren na tomograja. Diplomsko delo, Ljubljana 2008 [2] Erkki Alarousu. Low Coherence Interferometry And Optical Coherence Tomography In Paper Measurements. Doktorska dizertacija, University of Oulu, Finska, isbn pdf, (februar, 2011) [3] (februar, 2011) [4] (februar, 2011) [5] (februar, 2011) [6] P.H. Tomlins in R.K.Wang. Theory, developments and applications of optical coherence tomography. Journal Of Physics D: Applied Physics, 38 (julij 2005) , wang/publications/2005/pete_tomlins.pdf [7] /DR_Project.pdf, (februar, 2011) [8] (februar, 2011) [9] (februar, 2011) [10] Anjul Maheshwari Davis. Development Of Fourier Domain Optical Coherence Tomography For Applications In Developmental Biology. Doktorska dizertacija, Department of Biomedical Engineering, Duke University, ZDA, handle/10161/702/d_davis_anjul_a_ pdf?sequence=1 [11] J.M.Schmitt. Optical Coherence Tomography (OCT): A Review. IEEE Journal of selected topics in quantum electronics, vol. 5, no. 4, julij/avgust (februar, 2011) [12] J. Strnad. Fizika. Del 2, Elektrika, optika. DMFA zaloºni²tvo, Ljubljana 2007 [13] Tu²ek Marjeta, program Mathematica, februar 2011 [14] Tu²ek Marjeta, program Matlab, februar 2011 [15] (februar, 2011) [16] (februar, 2011) 15