La interferometría de baja coherencia de resolución de ángulos ( a / LCI ) es un emergente [ ¿cuándo? ]tecnología de imágenes biomédicas que utiliza las propiedades de la luz dispersada para medir el tamaño promedio de las estructuras celulares, incluidos los núcleos celulares . La tecnología es prometedora como herramienta clínica para la detección in situ de tejido displásico o precanceroso .
Introducción [ editar ]
A / LCI combina la interferometría de baja coherencia con la dispersión de resolución en ángulo para resolver el problema inverso de determinar la geometría del dispersor en función de los patrones de difracción de campo lejano . Similar a la reflectometría del dominio de coherencia óptica (OCDR) y la tomografía de coherencia óptica(OCT), a / LCI utiliza una fuente de luz de banda ancha en un esquema de interferometría para lograr el corte óptico con una resolución de profundidad establecida por la longitud de coherencia de la fuente. Las medidas de dispersión resueltas en ángulo capturan la luz como una función del ángulo de dispersión e invierten los ángulos para deducir el tamaño promedio de los objetos dispersos a través de unmodelo computacional de dispersión de la luz , como la teoría de Mie , que predice ángulos según el tamaño de la esfera dispersora . La combinación de estas técnicas permite la construcción de un sistema que puede medir el tamaño de dispersión promedio a varias profundidades dentro de una muestra de tejido .
En la actualidad, la aplicación médica más importante de la tecnología es determinar el estado de salud del tejido basándose en las mediciones del tamaño promedio de los núcleos celulares. Se ha encontrado que a medida que el tejido cambia de normal a canceroso, el tamaño promedio de los núcleos celulares aumenta. [1] Varios estudios recientes [2] han demostrado que a través de las mediciones de los núcleos celulares, a / LCI puede detectar la presencia de displasia de bajo y alto grado con una sensibilidad del 91% y distinguir entre normal y displásica con una especificidad del 97%.
Historia [ editar ]
Desde el año 2000, los sistemas de dispersión de luz se han utilizado para aplicaciones biomédicas como el estudio de la morfología celular [3] , así como el diagnóstico de displasia . [4] Las variaciones en las distribuciones de dispersión en función del ángulo o la longitud de onda se han utilizado para deducir información sobre el tamaño de las células y los objetos subcelulares, como los núcleos y los orgánulos . Estas medidas de tamaño se pueden usar diagnósticamente para detectar cambios en los tejidos, incluidos los cambios neoplásicos (los que conducen al cáncer).
La espectroscopia de dispersión de luz se ha utilizado para detectar displasia en el colon , la vejiga , el cuello uterino y el esófago de pacientes humanos. [2] La dispersión de la luz también se ha usado para detectar el esófago de Barrett , una condición metaplásica con una alta probabilidad de conducir a displasia. [5]
Sin embargo, en contraste con a / LCI, todas estas técnicas se basan en mediciones basadas en la intensidad total, que carecen de la capacidad de proporcionar resultados en función de la profundidad en el tejido.
Primeros modelos a / LCI [ editar ]
La primera implementación de a / LCI [6] utilizó un interferómetro de Michelson , el mismo modelo utilizado en el famoso experimento de Michelson-Morley . El interferómetro de Michelson divide un haz de luz en dos trayectorias, una de referencia y una de muestreo, y las recombina nuevamente para producir una forma de onda resultante de la interferencia . La diferencia entre el haz de referencia y el haz de muestreo revelan las propiedades de la muestra en la forma en que dispersa la luz.
El dispositivo a / LCI anterior usó un espejo y una lente móviles en el brazo de referencia para que los investigadores pudieran replicar diferentes ángulos y profundidades en el haz de referencia a medida que ocurrían en la luz retrodispersada recolectada. Esto permitió el aislamiento de la luz retrodispersada a diferentes profundidades de reflexión en la muestra. Para transformar los datos en medidas de la estructura celular, las distribuciones de dispersión angular se comparan con las predicciones de la teoría de Mie, que calcula el tamaño de las esferas en relación con sus patrones de dispersión de la luz.
La técnica a / LCI se validó por primera vez en estudios de microesferas de poliestireno, [6] cuyos tamaños eran conocidos y relativamente homogéneos. Un estudio posterior amplió el método de procesamiento de señales para compensar la naturaleza no esférica e inhomogénea de los núcleos celulares. [7]
Este sistema inicial requirió hasta 40 minutos para adquirir los datos para un punto de 1 mm² en una muestra, pero demostró la viabilidad de la idea.
Implementación dominio de Fourier [ editar ]
Al igual que la OCT, las primeras implementaciones de un / LCI se basaron en cambiar físicamente la longitud del camino óptico (OPL) para controlar la profundidad en la muestra a partir de la cual se obtienen los datos. Sin embargo, se ha demostrado [8] que es posible utilizar una implementación del dominio de Fourierpara obtener una resolución profunda en una sola adquisición de datos. Se utiliza una fuente de luz de banda ancha para producir un espectro de longitudes de onda a la vez, y la luz retrodispersada es recogida por una fibra óptica coherente en la ruta de retorno para capturar diferentes ángulos de dispersión simultáneamente. [9] La intensidad se mide a través de un espectrómetro: un solo cuadro del espectrómetro contiene la intensidad de dispersión en función de la longitud de onday el ángulo. Finalmente, los datos se transforman por Fourier línea por línea para generar la intensidad de dispersión como una función de OPL y ángulo. En la imagen resultante, el eje x representa la OPL y el eje y el ángulo de reflexión, lo que produce un mapa 2D de intensidades de reflexión.
Usando este método, la velocidad de adquisición está limitada solo por el tiempo de integración del espectrómetro y puede ser tan corta como 20 ms. Los mismos datos que inicialmente requerían decenas de minutos para adquirir pueden adquirirse ~ 10 5 veces más rápido. [9]
Descripción esquemática [ editar ]
La versión de dominio Fourier del sistema a / LCI utiliza un diodo superluminiscente (SLD) con una salida de fibra acoplada como fuente de luz. Un divisor de fibra separa la ruta de la señal al 90% de intensidad y la ruta de referencia al 10%.
La luz del SLD pasa a través de un aislador óptico y, posteriormente, un controlador de polarización . Se ha demostrado que el control de la polarización de la luz es importante para maximizar la señal óptica y comparar la dispersión angular con el modelo de dispersión Mie. [10] Se utiliza una fibra que mantiene la polarización para llevar la luz de iluminación a la muestra. Un segundo controlador de polarización se usa de manera similar para controlar la polarización de la luz que pasa a través de la ruta de referencia.
La salida de la fibra de la derecha se colima utilizando la lente L1 e ilumina el tejido. Pero debido a que la fibra de entrega está desplazada del eje óptico de la lente, el haz se entrega a la muestra en un ángulo oblicuo. La luz retrodispersada luego es colimada por la misma lente y recolectada por el haz de fibras. Las fibras están a una distancia focal de la lente, y la muestra es una distancia focal en el otro lado. Esta configuración captura la luz del máximo rango de ángulos y minimiza el ruido de la luz debido a los reflejos especulares.
En el extremo distal del haz de fibras, la luz de cada fibra se graba en el espectrómetro. La luz de la muestra y los brazos de referencia se mezclan mediante un cubo de división de haz (BS), y son incidentes en la ranura de entrada de un espectrómetro de imágenes. Los datos del espectrómetro de imágenes se transfieren a una computadora a través de una interfaz de bus serie universal para el procesamiento de la señal y la visualización de los resultados. La computadora también proporciona control del espectrómetro de imágenes.
Prototipo de dispositivo clínico [ editar ]
El sistema a / LCI se ha mejorado recientemente para permitir el funcionamiento en un entorno clínico con la adición de una varita de mano. Al controlar cuidadosamente la polarización en la fibra de suministro, utilizando fibras que mantienen la polarización y polarizadores en línea, el nuevo sistema permite la manipulación de la varilla portátil sin degradación de la señal debido a los efectos de la birrefringencia. Además, el nuevo sistema empleó una lente de bola recubierta antirreflectante en la punta de la sonda, lo que reduce los reflejos que de otra manera limitan el rango de profundidad del sistema.
El sistema portátil utiliza una placa de pruebas óptica de 2 pies por 2 pies como base, con la fuente, los componentes de fibra óptica, la lente, el divisor de haz y el espectrómetro de imágenes montado en la tabla de pruebas. Una cubierta de aluminio protege la óptica. Una sonda de fibra con una sonda de mano permite un fácil acceso a muestras de tejido para realizar pruebas. En el lado izquierdo se encuentra una plataforma de muestra blanca, donde se coloca el tejido para la prueba. El operador utiliza la sonda de mano para seleccionar sitios específicos en el tejido del cual se obtienen las lecturas de un LCI.
La apertura angular de una lente es el tamaño angular de la apertura de la lente visto desde el punto focal :
dónde
- es la distancia focal
- Es el diámetro de la abertura .
Relación con la apertura numérica [ editar ]
En un medio con un índice de refracción cercano a 1, como el aire, la apertura angular es aproximadamente igual al doble de la apertura numérica de la lente. [1]
Formalmente, la apertura numérica en el aire es:
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