Intégration et caractérisation d’une caméra optimisée pour l’OCT Plein Champ

Dans le cadre du projet CAReIOCA, nos partenaires ont réalisé les premiers prototypes de capteur et de caméra spécifiés précédemment. La Figure 72 illustre le résultat de ce développement, à la fois du capteur 2D CMOS et de la caméra rapide associée.

Figure 72 : capteur CMOS (à gauche) et caméra rapide (à droite) optimisés pour l’OCT Plein Champ développés.

Le tableau suivant présente les caractéristiques finales de cette première version de capteur et de caméra, mesurées par nos partenaires :

Valeur

technologie CMOS

FWC ≈2Me-

Fréquence d’acquisition max. 750Hz

Taille pixel 12µm

Nb pixels 1440x1440 (2Mpixels)

Taille de la zone photosensible 17,28x17,28mm

Efficacité quantique @700 nm x taux de remplissage 35%

Pixel mode 10 bits

Readout mode Global shutter

Taille caméra 80x80x30mm

Interface CoaxPress

Discussion : Nous remarquons d’emblée qu’un certain nombre de paramètres montrent un écart significatif avec les spécifications initiales. Nous discutons ici ces points, et en particulier leurs conséquences sur les performances finales d’un dispositif d’OCT Plein Champ utilisant ces caméras.

 La fréquence d’acquisition maximale est de 750Hz, due à une instabilité du signal d’horloge interne à haute fréquence (propagation du bruit et perte de synchronisation conduisant à une corruption irréversible de l’image). Il conviendra d’évaluer par l’expérience la sensibilité du (des) système(s) d’OCT Plein Champ intégrant cette caméra aux mouvements par la suite.

 La caméra ne peut être sous la forme d’une électronique et d’une tête déportées. Ceci est dû aux trop fortes contraintes d’isolation électronique et CEM liées au transport de signaux très hautes fréquences entre le capteur et l’interface de transfert, qui ne pourraient pas permettre l’intégrité des signaux. De plus cette taille ne permet pas en l’état actuel d’envisager une intégration dans un endoscope répondant au besoin clinique. Nous utilisons donc cette première version de caméra pour valider les gains en performances du capteur et concevoir un premier dispositif portable utilisable en recherche pour valider l’approche d’imagerie (voir 4.4).

 A ce sujet la taille du capteur est conséquente, ce qui définit des limites de miniaturisation à terme, et impose des grandissements optiques significatifs entre le plan d’imagerie et le plan du capteur, nécessitant possiblement des conjugaisons coûteuses en encombrement.

 L’efficacité de conversion des photons en électrons (efficacité quantique x taux de remplissage pixel), est inférieure à la spécification initiale (35% au lieu de 45%). Ceci est principalement dû à une limite technologique relative à la flèche maximale réalisable pour les microlentilles déposées sur chaque pixel afin d’améliorer la collection de photons. Ce paramètre réduit a pour conséquence d’augmenter la luminance minimale requise d’une source capable de saturer les pixels.

De manière à effectuer une première caractérisation de ces caméras, nous avons intégré ce premier prototype sur un microscope FFOCT, tel que développé au chapitre 1. Nous avons caractérisé les paramètres principaux de performance de manière à évaluer le gain apporté par ce composant clé.

Sensibilité : La Figure 73 montre 2 images FFOCT d’un échantillon de peau acquises avec 2 microscopes FFOCT, l’un étant basée sur la nouvelle caméra ici développée, l’autre sur la caméra commerciale initialement intégrée au dispositif (PhotonFocus), les 2 images correspondant au même plan de coupe (profondeur : 30 µm). On observe un gain évident en signal sur bruit, que nous avons mesuré égal à 3, soit très proche de la valeur théorique basée sur l’augmentation de la Full-Well Capacity.

Figure 73 : images FFOCT ex-vivo d’un échantillon de peau, imagé à l’aide de la caméra optimisée pour FFOCT (à gauche), et de la caméra commerciale utilisée dans le microscope FFOCT développé au Chapitre 1 (PhotonFocus), pour un même nombre d’accumulations.

Vitesse d’acquisition des images tomographiques : L’amélioration de la sensibilité bénéficie à cette vitesse, puisqu’il est possible d’obtenir une même qualité d’images pour un nombre d’images accumulé inférieur (facteur 3 mesuré précédemment). On bénéficie de même de l’augmentation de la taille du champ élémentaire capturé par la caméra, porté ici à 1,1mm de côté du fait de l’augmentation du nombre de pixels. Ce champ, de diagonale 1,55 mm, reste inclus dans le champ pour lequel l’objectif conserve sa qualité optique (champ corrigé de diamètre 2mm pour l’objectif Olympus UMPLFLN 10XW0,3). Il n’a pas été possible de bénéficier du gain en vitesse d’acquisition du capteur, par manque d’une source de luminance suffisamment élevée. La source halogène guidée ne permet en effet pas de saturer les pixels au temps d’intégration correspondant à la fréquence d’acquisition maximale (timax= 1/750=1,3ms).

Pour cette comparaison d’images nous avons conservé cette source de manière à ne pas modifier la résolution axiale.

Cependant, de manière à évaluer le gain maximal en vitesse d’obtention des images, nous avons cherché une source incohérente de luminance supérieure à cette source halogène guidée. L’optimum trouvé correspond aux sources LEDs haute puissance : nous avons intégré une source (Thorlabs M660L3, λ0=660 nm, Δλ=25 nm, zone d’émission 1mm², Puissance de sortie

max. 700mW @ 1A). Même avec ce type de sources il s’avère impossible de travailler en limite de saturation à la fréquence maximale de la camera. La fréquence maximale pour laquelle une saturation reste possible est d’environ 450Hz.

Nous avons donc pu mesurer, à taille de champ donné, un gain effectif en vitesse d’obtention des images de:

Cette limitation liée à la source semble d’ores et déjà problématique en vue d’une intégration endoscopique, puisque la configuration de Linnik est particulièrement performante du point de vue photométrique, et que le microscope FFOCT développé intègre une référence de forte réflectivité (Rr=17,5%) facilitant la saturation du détecteur. Ces 2 points nécessitant très

probablement un compromis défavorable pour le design d’un endoscope, il est à craindre l’apparition d’une limite technologique liée aux sources de lumière disponibles aujourd’hui. Vitesse de mise à disposition d’images grand champ pour le clinicien : nous avons par ailleurs pu bénéficier en fin de ces travaux des avancées réalisées par nos partenaires (projet ADOC – Feder cité au Chapitre 1) concernant le développement d’algorithmes de stitching rapides et leur portage sur GPU. Cette intégration logicielle permet de diminuer le temps de calcul d’une image grand champ reconstruite d’un facteur a minima 5.

En considérant l’ensemble de ces optimisations, il est maintenant possible de réaliser une image grand champ de 10x10mm, et de la mettre à disposition du clinicien en moins de 1 minute.