Montage et caractéristiques

A partir de l’ensemble des considérations précédentes, la figure 3.29 représente un schéma du montage final du système FF-OCM basé sur une configuration Linnik pour l’imagerie in vivo, ainsi qu’une photo du montage construit. On remarquera que le support de la cuve objet a été modifié de manière à ne pas nécessiter de plaque comme dans les montages précédents, cela permettant de placer plus simplement les échantillons sous le microscope. La cuve est vissée dans un support attaché à la platine PZT, et le réglage de la position de la lame de verre du bras objet se fait sans platine de translation, en vissant plus ou moins la cuve.

La figure3.30représente les mesures à partir desquelles les caractéristiques du système peuvent être mesurées, de la même manière que pour les systèmes précédents. Du fait de la nécessité d’une vitesse élevée et de l’amélioration de la sensibilité par l’utilisation d’un cube incliné, seules 5 accumulations sont effectuées pour les mesures.

Figure 3.31 – Interface du logiciel développé pour piloter le montage de FF-OCM haute vitesse.

et mesurées. On peut voir que le système présente une résolution spatiale similaire aux systèmes précédentes, tout en ayant une résolution temporelle bien plus élevée et une meilleure sensibilité. L’interféromètre est par ailleurs très compact, le support de cube réalisé ayant été pensé pour limiter au maximum l’encombrement de l’interféromètre.

Notons par ailleurs que du fait de l’utilisation du FPGA et du nouveau schéma de démodulation, le logiciel d’acquisition et de visualisation précédemment écrit en C++ ne peut pas être utilisé sur ce système. Un nouveau logiciel a donc été réalisé en collaboration avec un stagiaire de l’Institut d’Optique (Grégoire Kachaner) pour pouvoir paramétrer la caméra, piloter la platine PZT, pouvoir passer du mode d’acquisition linéaire au mode sinusoïdal, afficher les images issues du FPGA et les enregistrer. La figure 3.31 présente une vue de l’interface du nouveau logiciel. Celui-ci est globalement plus simple et plus facile à prendre en main que le précédent présenté à l’annexeD, tous les calculs étant effectués par le FPGA.

Figure 3.32 – Images tomographiques de peau humaine in vivo à quatre profondeurs différentes : a) 10 µm, b) 40 µm, c) 80 µm, d) 110 µm. Champ : 240 µm × 240 µm.

3.4.6 Exemples d’images

A partir de ce nouveau système FF-OCM et du logiciel associé, des images de peau humaine in vivo ont pu être obtenues. La figure3.32représente ainsi quatre images tomo- graphiques17 _{de ma peau obtenues à des profondeurs de 10 µm, 40 µm, 80 µm et 110 µm,}

correspondant respectivement au stratum corneum, stratum granulosum, stratum spino- sum et stratum basale. On retrouve une qualité d’imagerie similaire à celle obtenue pour l’imagerie de la peau ex vivo, bien que le champ soit bien plus faible. Comme précédem- ment, la profondeur de pénétration est suffisante pour imager l’intégralité de l’épiderme, voire le derme superficiel.

En conservant un temps d’exposition de 1 ms, des images sur l’intégralité du champ (1024 × 1024 pixels) ont aussi été obtenues, nécessitant un temps d’acquisition de 7.2 ms (résolution temporelle du système : 144 ms). Le temps d’exposition est alors assez faible pour éviter le brouillage des franges, mais les mouvements latéraux du sujet peuvent être assez importantes pour générer du signal indésirable, ou une perte de signal. Les images obtenues (aux mêmes profondeurs que précédemment) sont présentées à la figure3.33.

On voit alors qu’il est possible d’imager la peau superficiellement, mais que le signal est perdu en profondeur. Ceci est probablement dû au fait que la partie superficielle de la peau est plaquée contre la lame de verre de la cuve objet et donc bien stabilisée, mais plus on pénètre dans la peau, plus il peut y avoir de mouvements latéraux, à l’origine de la perte de signal et des artefacts observés.

17. Notons que ces images ont été obtenues à des positions axiales fixes. Obtenir des images 3D sans stabilisation du sujet est compliqué du fait du mouvement sur la durée de l’acquisition : si chaque image en face est effectivement obtenue sans artefacts, il peut y avoir un mouvement global entre la première et la dernière image d’une pile, ce qui se traduira par une image 3D distordue.

Figure 3.33 – Images tomographiques de peau humaine in vivo grand champ à quatre profondeurs différentes : a) 10 µm, b) 30 µm, c) 60 µm, d) 110 µm. Champ : 990 µm × 990 µm.

3.5

Conclusion

Un système de FF-OCM à haute résolution éclairé par une LED blanche a été déve- loppé. Ce montage est basé sur une version simple et compact de la FF-OCM, se présentant comme un microscope conventionnel (utilisant des objectifs à immersion dont le milieu d’immersion a été spécialement adapté à l’imagerie de la peau) et nécessitant un unique degré de liberté mécanique pour l’acquisition d’images 3D. Une résolution axiale de 0.7 µm a été mesuré pour le système à LED, identique à celle mesurée sur le même montage éclairé par une lampe halogène, la source de référence pour la FF-OCM à très haute résolution. Des images de têtard Xenopus laevis et de peau humaine ex vivo obtenues avec les deux sources ont validé que l’illumination à LED blanche pouvait remplacer l’illumination à lampe halogène dans le contexte de l’imagerie biomédicale, les images obtenues pour les deux sources étant identiques, et les LED ayant de nombreux avantages par rapport aux autres sources couramment utilisées en FF-OCM, en particulier un faible coût, une longue durée de vie, une grande efficacité énergétique et une grande compacité.

Afin de développer un montage adapté à l’imagerie de la peau in vivo tout en conservant les avantages de l’éclairage LED, la source du montage précédent a été remplacée par une LED de haute puissance, de luminance 4 fois supérieure à la LED précédemment utilisée. L’interféromètre a par ailleurs été modifié de manière à avoir un cube incliné rejetant de la lumière parasite et permettant de maximiser la sensibilité du système. La vitesse d’acquisition des images tomographiques du système ainsi proposé était finalement multipliée par 40, pour une sensibilité supérieure. Avec ce système à haute vitesse, des images de peau in vivo ont pu être obtenues, et étaient similaires aux images de peau ex vivoobtenues sur le montage précédent, prouvant qu’il était possible d’avoir un système de FF-OCM à éclairage LED, en configuration Linnik (configuration la plus flexible et simple à implémenter), acquérant les images selon un algorithme conventionnel, adapté à l’imagerie in vivo. De plus, l’interféromètre utilisé dans le système a été développé de manière à être le plus compact possible (11×11×5 cm3_{, 210 g), ouvrant la voie à la possibilité de développer} des systèmes de FF-OCM portatifs, la capacité d’imagerie in vivo étant plus intéressante si le système peut être utilisé pour sonder n’importe quelle partie du corps en temps réel, ce qui nécessite un outil portatif facile à manœuvrer. Les voies d’éclairage et d’imagerie du système proposé ne sont cependant pas encore assez compactes pour proposer un système portatif.

Un défaut de ce système adapté à l’imagerie in vivo est cependant son faible champ, dû au fait qu’il est nécessaire que le temps d’acquisition de la caméra soit assez faible pour éviter l’apparition d’artefacts et la dégradation du signal, ce qui implique d’utiliser moins de pixels du capteur pour pouvoir minimiser la différence entre temps d’acquisition et temps d’intégration. Malgré cela, il a été montré qu’il est possible d’obtenir des images sur tout le champ du capteur, mais que la pénétration était alors limitée. Une solution à ce problème serait de concevoir des caméras plus rapides, ayant en même temps une grande profondeur de puits de photons, comme cela a été proposé récemment [97].

Notons que le développement d’un système de FF-OCM haute vitesse permet non seulement d’imager des échantillons in vivo, mais aussi de s’intéresser à la dynamique d’évènements rapides, ce à quoi nous allons à présent nous intéresser.

Nouvelles sources de contraste en

microscopie par cohérence optique

4.1

Introduction

Les images tomographiques obtenues dans les montages conventionnels d’OCT (et donc de FF-OCM) sont des images donnant une information anatomique, ou structurelle : la seule « source de contraste » dans ces images est l’intensité rétrodiffusée par l’échantillon dans une gamme de longueurs d’onde donnée, liée à des variations d’indice optique, dont la distribution spatiale permet de donner des informations sur les structures de l’échantillon (leurs formes, limites, contenu . . .). A l’instar du microscope, l’OCT est ainsi, dans le domaine médical, principalement un outil d’anatomo-pathologie.

L’information sur l’intensité rétrodiffusée, si elle peut suffire pour certaines applications, ne permet finalement que d’obtenir des images structurelles, et l’aide au diagnostic peut être fortement améliorée si d’autres sources de contraste sont utilisées. C’est par exemple l’utilité des colorants se fixant à certains composants cellulaires utilisés en histologie, qui, couplés à l’utilisation d’un microscope ayant une caméra couleur, permet de distinguer plus aisément les différentes structures des tissus. Le but de l’OCT en dermatologie étant souvent présenté comme le fait de pouvoir remplacer les biopsies et l’examen histologique, il est nécessaire de développer des sources de contraste supplémentaires en OCT si l’on veut s’approcher de la sensibilité et spécificité de l’examen histologique conventionnel.

Des systèmes d’OCT basés sur l’utilisation de plusieurs longueurs d’onde d’illumination ont par exemple été développés afin de proposer des images tomographiques structurelles « en couleur », les différents canaux de couleurs des images correspondant à des images tomographiques conventionnelles obtenue pour des voies d’illumination dont les spectres sont centrés à différentes longueurs d’onde. On parle ainsi d’OCT multispectral. Cependant, pour que les canaux apportent des informations véritablement complémentaires, il est nécessaire que les spectres d’illumination se chevauchent le moins possible, ce qui implique alors des limitations en résolution axiale1_{. De plus, cette implémentation complexifie les}

montages (besoin de capteur à réponse spectrale très large, voire de plusieurs capteurs, difficultés pour bien recaler les différents canaux . . .) et n’est finalement pas couramment 1. Notons que l’objectifs de certains systèmes à plusieurs canaux n’est pas d’apporter une information structurelle complémentaire, mais de combiner la haute résolution offerte par un système dont la voie d’illumination a un spectre centré dans le visible et la grande profondeur de pénétration offerte par un système dont la voie d’illumination a un spectre centré dans l’infrarouge

aussi sa phase, pouvant apporter de nombreuses informations complémentaires. Plusieurs techniques d’imagerie fonctionnelle ont été développées en OCT [109] :

L’OCT angiographie (OCT-A) permet de visualiser la vascularisation, voire de me- surer des vitesses d’écoulement sanguin (on parle généralement dans ce cas de Doppler OCT (D-OCT)). Cette technique permet d’étudier toutes les pathologies impliquant des modifications dans l’écoulement sanguin.

L’OCT polarimétrique (PS-OCT pour polarization sensitivive OCT ) permet de carac- tériser l’action des tissus sur la polarisation de la lumière et en particulier de mesurer la biréfringence des tissus, pouvant être altérée dans des cas pathologiques (cas des brûlures par exemple).

L’OCT elastographie (OCE, pour optical coherence elastography) permet de mesurer l’elasticité des tissus, pouvant être altérée dans des cas pathologiques (fibrose, calcifications . . .).

L’OCT spectroscopique (S-OCT) mesure localement le contenu spectral de la lumière rétrodifusée par l’échantillon, pouvant varier dans des cas pathologiques (par exemple en raison de brûlures ou de lésions précancereuses).

L’OCT à contraste moléculaire (MC-OCT), utilisant des bio-marqueurs affectant le contraste des images OCT conventionnelles et permettant de caractériser l’environnement moléculaire des tissus.

L’OCT-A, la PS-OCT et l’OCE sont aujourd’hui les méthodes d’imagerie fonctionnelles les plus développées en OCT, ayant donné lieu à des implémentations dans des systèmes cliniques.

Dans le domaine de la FF-OCM, les methodes de spectroscopie (S-FF-OCM) et de po- larimétrie (PS-FF-OCM) ont été largement étudiées [110], mais les méthodes d’angiogra- phie et d’elastographie restent anecdotiques [111, 112], malgré leur développement notable dans le domaine de l’OCT conventionnel. On notera cependant qu’une méthode d’imagerie fonctionnelle propre à la FF-OCM, appelée dynamic FF-OCT a récemment été develop- pée [113], basée sur un contraste lié au métabolisme des tissus à l’échelle sub-cellulaire. Cependant, contrairement aux méthodes d’imagerie fonctionnelle en OCT conventionnelle s’appliquant toutes à des échantillons in vivo, le dynamic FF-OCT est pour l’instant seule- ment appliqué sur des échantillons ex vivo frais.

Afin de se diriger vers des applications d’angiographie en FF-OCM, nous nous propo- sons dans ce chapitre d’adapter des méthodes d’OCT-A à la FF-OCM, à partir du système haute vitesse développé précédemment, adapté à l’étude d’événements dynamiques tels

que l’écoulement sanguin. Afin de poursuivre le développement des méthodes de contraste augmenté en FF-OCM, ce chapitre présentera dans une seconde partie une implémentation d’un montage de FF-OCM polarimétrique à contraste optimisé, permettant d’adapter le montage de PS-FF-OCM conventionnel à des applications données pour y maximiser le contraste polarimétrique.