Introduction contexte

Au contraire de la majorité des approches d’OCT pouvant utiliser des composants fibrés, l’OCT Plein Champ est une technique d’interférométrie en espace libre, selon une géométrie d’acquisition en face. Son adaptation instrumentale à un dispositif d’endoscopie pose donc plusieurs problématiques techniques :

 Il est nécessaire d’effectuer un transport de l’image le long d’une sonde, par absence de méthodes de balayage point par point de l’image pouvant se permettre de transporter chaque point de l’image dans une fibre unique.

 Il est nécessaire d’utiliser une approche interférométrique permettant de ne pas être sensible aux perturbations liées à l’utilisation d’un système portable soumis à de nombreuses contraintes environnementales (sollicitations mécaniques, changement de la sonde, nettoyage).

L’approche la plus élémentaire, basée sur l’utilisation d’un interféromètre similaire aux systèmes de microscopie FFOCT, consiste à insérer une sonde permettant un transport de l’image dans chaque bras de l’interféromètre, par exemple d’un interféromètre de Linnik. Cette approche présente plusieurs inconvénients rédhibitoires [96], lorsque l’on considère non pas uniquement la faisabilité d’un dispositif FFOCT endoscopique, mais aussi le développement d’un dispositif transférable en clinique, qui est l’objet des présents travaux :

 Les 2 sondes font alors partie de l’interféromètre. Il est donc nécessaire dans ce cas de conserver des propriétés de chemin optique et de dispersion totalement équivalentes pour les 2 sondes au cours de l’utilisation du dispositif, que ce soit dans le cas de sondes flexibles (faisceau de fibres) ou de sondes rigides. Cette contrainte est très difficilement réalisable en pratique :

o Les faisceaux de fibres ne présentent pas d’homogénéité spatiale reproductible et sont le lieu de phénomènes parasites (ex : couplage de modes, variation de chemin optique différente d’une fibre à l’autre) lorsque des sollicitations mécaniques sont appliquées (flexion, torsion). o Même dans le cas de sondes rigides, les variations environnementales

(température, torsion, nettoyage) induisent des changements de propriétés optiques d’une sonde, non nécessairement identiques sur la sonde équivalente de l’autre bras de l’interféromètre. De plus il faut dans ce cas être capable de garantir la reproductibilité exacte des propriétés optiques des sondes lors de leur fabrication, de manière à pouvoir les remplacer après un certain nombre d’usage.

 La miniaturisation s’en trouve fortement pénalisée, que ce soit avec l’utilisation de faisceaux de fibres de longueur typique de 1m ou avec l’emploi de sonde rigide de longueur typique de 25cm, puisqu’il est alors nécessaire de dupliquer cet élément.

Il est donc nécessaire de considérer une approche pour laquelle une seule sonde est nécessaire, et pour laquelle cette sonde ne participe pas à la formation du signal interférométrique (c’est-à-dire n’est pas présente dans l’un ou l’autre ou les deux bras d’un interféromètre) mais sert uniquement à transporter une image. Plusieurs montages ont été proposés pour cela, tous basés sur l’utilisation de 2 interféromètres : un interféromètre

contrôleur en amont de la sonde permettant de définir la profondeur du plan de cohérence dans

l’échantillon et d’induire une modulation de chemin optique, et un interféromètre imageur en bout de sonde qui recueille la lumière rétrodiffusée par l’objet.

Figure 74 : principe d’un système d’OCT à 2 interféromètres incluant une sonde. D’après [96]

L’idée d’utiliser 2 interféromètres en cascade – ou interférométrie Tandem – a été introduite pour la première fois pour la conception de capteurs à fibre optique en interférométrie à faible longueur de cohérence [97]. En bout de fibre, le signal d’interférence provient de la superposition du signal réfléchi sur la surface distale et du signal rétrodiffusé par l’échantillon sur une distance Lc, Lc étant la longueur de cohérence de la source. En l’absence d’un 2nd

interféromètre, le signal est maximal pour la portion de l’objet en contact avec la fibre, c’est-à- dire pour une différence de marche nulle. Le 2nd interféromètre – dans ce cas de type Fabry- Perot – pour lequel on introduit une différence de marche de contrôle entre les 2 bras, permet de décaler la position du plan de cohérence du 1er interféromètre. Le détecteur reçoit en effet la superposition de ces 2 signaux d’interférences, qui est maximale lorsque le déséquilibre de chemin optique des 2 interféromètres est égal. Cette configuration permet de rendre la fibre

totalement passive vis-à-vis des signaux d’interférence, et sert uniquement de transport de la lumière entre les 2 interféromètres. Le remplacement de la fibre par une sonde permettant un

relais d’image (faisceau de fibres, micro-optiques, lentilles GRIN) permet d’utiliser la même approche sur plusieurs points d’un champ en parallèle et donc de réaliser une image OCT endoscopique.

Nous rappelons ici, pour la compréhension des développements à venir, le contexte théorique de la formation du signal tomographique pour cette configuration [96]. L’intensité provenant d’un interféromètre constitué de 2 surfaces réfléchissantes de réflectivités Rr et Ro,

déséquilibré par la présence d’une différence de marche δ entre ses 2 bras, et éclairé par une source de spectre I0(σ), σ=1/λ étant le nombre d’onde, peut s’exprimer par :

𝐼(𝜎) =𝐼0(𝜎)

4 ∙ 𝑅𝑟∙ (1 + 𝑅_𝑜 𝑅𝑟

𝑐𝑜𝑠(2𝜋𝛿𝜎))

Le spectre du signal d’interférence est donc un spectre modulé, appelé spectre cannelé, d’enveloppe I0(σ), de période de modulation 1/ δ. Ce phénomène est à la base de l’utilisation

de l’interféromètre de Michelson pour la spectroscopie par transformée de Fourier.

En chaque point du détecteur, le signal est la superposition de 2 signaux d’interférences de ce type, l’un provenant de l’interféromètre contrôleur, l’autre de l’interféromètre imageur (par interférence entre la lumière réfléchie par un plan de référence généralement également plan d’appui de l’échantillon et la lumière rétrodiffusée par un plan d’imagerie en profondeur dans l’objet). Soit une intensité résultante de la forme :

𝐼(𝜎)~𝐼0(𝜎) ∙ (1 +

𝑅_𝑜

𝑅_𝑟𝑐𝑜𝑠(2𝜋𝛿𝑐𝑜𝑛𝑡𝑟ô𝑙𝑒𝜎)) ∙ (1 + 𝑅

𝑅_𝑟𝑐𝑜𝑠(2𝜋𝛿𝑖𝑚𝑎𝑔𝑒𝜎))

où R est la réflectivité de l’objet au point considéré, c’est-à-dire la grandeur recherchée. Le détecteur intègre ensuite ce signal sur tous les nombres d’ondes. Pour δcontrôle=δimage, les

cannelures des 2 spectres modulés sont de même fréquence, les spectres sont donc parfaitement superposés et le signal maximal. Pour δcontrôle≠δimage les spectres ne sont pas parfaitement

superposés, le signal intégré est donc faible. La Figure 75 illustre ce comportement du signal détecté.

Figure 75 : représentation schématique du fonctionnement de l’interférométrie tandem en spectre large. D’après [96]

L’interféromètre contrôleur définit donc la profondeur d’imagerie, mais peut aussi être utilisé, en modulant sa différence de marche, pour extraire le signal tomographique au niveau de l’objet. L’utilisation d’un capteur 2D (caméra) permet d’obtenir une image d’OCT Plein Champ, sans balayage. En balayant la différence de marche de l’interféromètre contrôleur, il est ainsi possible d’explorer l’échantillon à diverses profondeurs. En réalisant ce balayage sur un miroir plan, on mesure la résolution axiale de la méthode, par mesure de la largeur à mi- hauteur de la courbe de signal en fonction de la différence de marche introduite.

Plusieurs approches instrumentales ont donc proposés des systèmes d’OCT Plein Champ à 2 interféromètres, visant à démontrer la faisabilité d’un système FFOCT endoscopique [98-100]. Les 2 premières approches utilisent un faisceau de fibres comme relais d’images, mais soit intègrent un interféromètre de Linnik à son extrémité distale, rendant impossible une exploration in-situ, soit rapportent une sensibilité très limitée du fait des signaux parasites liés à l’utilisation du faisceau de fibres. De plus le nombre limité de points d’imagerie lié à la densité maximale disponible de ces faisceaux de fibres (typiquement 30000) limitent la taille du champ imagé. La troisième étude propose un système basé sur une sonde rigide miniature, de manière à minimiser ces effets liés à la fibre, et de ce fait rapporte une bien meilleure sensibilité, ainsi qu’une bonne résolution (3,5µm x 2µm), suffisants pour produire des images de qualité dans les milieux biologiques. Cependant le temps d’obtention d’une image très long (1s) rend impossible tout usage en conditions réelles, et la miniaturisation limitée (emploi d’un interféromètre de Linnik encombrant comme interféromètre contrôleur) ne permet pas un usage portable.

Nous proposons ici le développement d’un système d’endoscopie par OCT Plein Champ portable, basé sur une sonde rigide, permettant de franchir certaines limitations précédemment évoquées dans le but d’un transfert en milieu clinique.