Imagerie
optique en milieux diffusants
Présidents de Session: Messieurs
C. Boccara et G. Wagnières
Towards Phased
Array Diffuse Optical Tomography
Xavier Intes§,
Arjun Yodhª
et Britton Chance§
§Dpt.
of Biochemistry & Biophysics
ªDpt.
of Physics & astronomy
University of Pennsylvania
Philadelphia, PA 19104
Tel : (215) 898-3296 - Fax
: (215) 898-1806
intes@mail.med.upenn.edu
Les
applications optiques pour le diagnostique médical connaissent un
engouement majeur depuis le début des années 90.[i]
Après le stade de validation expérimentale dans le cadre
díexpérimentations en laboratoire, les premières campagnes
cliniques ont prouvé le potentiel des méthodes optiques.
Les applications spectroscopiques pour évaluer la concentration
sanguine et le taux díoxygénation sanguin, et les reconstructions
tomographiques pour localiser des tumeurs du sein ou des zones díactivation
fonctionnelles cérébrales, apparaissent comme des méthodes
de diagnostique viables.
Le
principal intérêt des méthodes optiques, en plus de
leur relatif faible coûts, est leur capacité à détecter,
quantifier et imager des composants intrinsèques et exogènes
de tissus biologiques. Dans la fenêtre NIR, il est bien connu que
le coefficient díabsorption est principalement du à la concentration
en hémoglobine. La quantification du coefficient díabsorption à
plusieurs longueur díondes, permet donc de remonter aux deux fonctions
tissulaires de première importance : la concentration en hémoglobine
[Hb] et líoxygénation relative du volume sanguin [Y] ([HbO] ; [HbO2]).
Dans le but de détecter ces deux composants, la technique dite de
« phased array » (PA) est extrêmement prometteuse. Cette
technique basée sur líutilisation de deux sources « out of
phase », est extrêmement sensible à la présence
díinhomogénéités díabsorption.[ii],[iii]
Des résultats in-vivo ont déjà été obtenus
dans notre laboratoire.[iv]
Cependant, à ce stade, la technique est capable uniquement de détecter
et ne peut, faute de développement théorique, quantifier
et imager [Y] et [Hb]. Nous présentons ici une approche théorique
permettant de réaliser des reconstructions tomographiques dans le
cas particulier de deux sources interférant.
La
méthode est basée sur la résolution analytique de
líéquation de diffusion hétérogène par la technique
perturbative du premier ordre de Rytov.[v]
Sa validité est testée par des simulations utilisant des
mesures synthétiques provenant díun code aux éléments
finis.
Nous
présenterons ce développement théorique et discuterons
de líutilité de cette nouvelle approche pour les PA et pour le D.O.T
en général.
[[1]]
A.Yodh & B.Chance, ìSpectroscopy and imaging with diffusing lightîPhysics
Today 48 (3), 34-40 (1995).
[[1]]
M.Erickson, J.Reynolds & K.Webb, ìComparison of sensitivity for
single-source and dual-interfering-source configurations in optical diffusion
imagingî, J.Opt.Soc.Am.A 14
(11), 3083-3092 (1997).
[[1]]
B.Chance, K.Kang, L.He, J.Weng & E.Sevick, ìHighly sensitive object
location in tissue models with linear in-phase and anti-phase multi-element
optical arrays in one and two dimensionsî,
Proc. Nat. Acad. Sci. USA 90, 3423-3427
(1993)
[[1]]
Y.Chen, S.Zhou, S.Nioka, M.Delivoria-Papadopoulos, E.Anday & B.Chance
ìA novel portable system for neonatal brain imagingî,
SPIE 3597, 262-269 (1999)
[[1]]
A.Kak & M.Slaney, îComputerized tomographic Imagingî,
IEE Press, N-Y (1987).
Imagerie photoacoustique des tissus
biologiques
Miloud OUDRER, Patrick POULET
Institut de Physique Biologique (IPB)
UPRES-A CNRS 7004,
Université Louis Pasteur, Faculté de
Médecine, 4 rue Kirschléger,
67085 Strasbourg Cedex, France
Tèl.: 03 88 14 48 55, Fax : 03 88 37 14 97,
E-mail : oudrer@ipb.u-strasbg.fr, poulet@ipb.u-strasbg.fr
La tomographie optique des tissus biologiques se heurte
aux difficultés posées par la diffusion de la lumière.
Pour résoudre ce problème, diverses approches sont proposées,
parmi lesquelles la détection résolue en temps de la lumière
diffusée. Une alternative à cette approche est fournie par
la détection des ondes acoustiques générées
par l'absorption optique.
Une impulsion électromagnétique
génère, lors de son absorption et de la conversion partielle
de son énergie en chaleur, une onde acoustique: c'est l'effet photoacoustique.
La détection de cette onde par un capteur adapté permet de
recouvrir deux informations: la quantité d'énergie convertie
en chaleur et la distance séparant la source du détecteur.
Une méthode d'imagerie
basée sur ce principe doit utiliser une source pulsée, un
ou plusieurs capteurs piézoélectriques et un système
de balayage. L'ensemble des profils temporels mesurés doit ensuite
être traité, en particulier déconvolué, avant
d'être utilisé pour la reconstruction des images de l'objet
analysé. La conception du tomographe photoacoustique offre plusieurs
alternatives: source électromagnétique dont la longueur d'onde
déterminera la nature du contraste, type de capteur acoustique,
céramique PZT résonante ou film PVDF non résonant,
étendue du faisceau, nombre et disposition des capteursÖ
La reconstruction des images
à partir des signaux détectés est basée sur
la faible diffusion des ondes acoustiques, une première étape
de rétroprojection fournit une image de la densité spatiale
d'énergie absorbée et convertie en chaleur. Une seconde étape
est nécessaire, si la distribution spatiale d'énergie n'est
pas homogène, pour calculer une image de l'absorption électromagnétique.
Cette étape doit tenir compte de la diffusion des ondes électromagnétiques.
Nous
présenterons les travaux réalisés au laboratoire dans
la but de concevoir un tomographe photoacoustique Le schéma de l'instrumentation
utilisée est présenté figure 1. Une première
étape a consisté en l'analyse comparative des capteurs PZT
et PVDF. Les premiers sont plus sensibles, les seconds offrent une meilleure
résolution temporelle. La comparaison des signaux après déconvolution
permet de définir des critères de choix des capteurs en fonction
de la source d'excitation, durée, étendue... Les méthodes
de reconstruction des images photoacoustiques par rétro-projection
et rétroprojection filtrée seront illustrées par des
exemples de profils d'absorption 1D et d'images 2D obtenus à partir
de données expérimentales et simulées.
Les avantages et limitations
de la détection acoustique seront analysés et comparés
avec les techniques de tomographie optique.
Imagerie acousto-optique des tissus
biologiques à grande profondeur et haute résolution
S.Lévêque-Fort, J. Selb, L. Pottier
and A.C. Boccara,
Laboratoire d'Optique Physique, Ecole Supérieure
de Physique et Chimie Industrielle,
Centre National de la Recherche Scientifique UPR A0005,
10 rue Vauquelin, F-75005 Paris, France
Phone : 33 1 40 79 45 91 Fax : 33 1 43 36 23 95
fort@optique.espci.frselb@optique.espci.fr
pottier@optique.espci.fr boccara@optique.espci.fr
L'échographie est une technique d'imagerie
non-invasive courante. Un protocole très simple donne rapidement
une image liée aux propriétés mécaniques des
tissus. Cependant le contraste acoustique n'est pas toujours suffisant
pour fournir un diagnostic définitif. Depuis plusieurs années
une technique complémentaire basée sur l'interaction entre
la lumière et les ultrasons est développée [1-3].
Cette imagerie acousto-optique nous permet de révéler avec
une résolution millimétrique un contraste optique dans des
tissus biologiques de plusieurs centimètres d'épaisseurs.
Notre approche est basée
sur le « marquage » de la trajectoire des photons par un champ
ultrasonore focalisé. Une diode laser monomode à 840 nm illumine
l'échantillon biologique et engendre une figure de speckle. Le transducteur
ultrasonore (diamètre 38 mm, focale 69 mm, fréquence 2.3
MHz) induit dans sa zone focale un déplacement périodique
des diffuseurs qui module le speckle. Pour chaque position de la zone focale
des ultrasons dans l'échantillon, on calcule l'amplitude de la lumière
modulée. Les différents niveaux de lumière modulée
sont reliés aux propriétés optiques locales et permettent
ainsi de localiser une zone optiquement absorbante. Le système de
détection reposant sur une caméra CCD et une détection
synchrone multiplexée, permet de traiter en parallèle la
modulation d'un grand nombre de grains de speckle. On obtient ainsi très
rapidement une valeur statistique du niveau de modulation du speckle, avec
un rapport signal/bruit de deux ordres de grandeur supérieur à
une détection basée sur un monodétecteur.
Nous
avons obtenu différentes images à 2D ou 3D, permettant de
révéler la présence d'objets optiquement absorbants
placés à l'intérieur de milieux biologiques.. Des
contrastes optiques propres aux tissus ont également été
détectés dans des tissus animaux et humains.Ces
différentes expériences ont été obtenues pour
une configuration du montage par transillumination d'échantillons
de 15 à 35 mm d'épaisseur. En géométrie de
rétrodiffusionnous avons
également obtenu des images acousto-optiques de résolution
quasiment identique.
Nous optimisons actuellement
notre système en terme de rapport signal/bruit et de temps díacquisition
en vue de le coupler à un échographe. Un examen unique permettra
ainsi díobtenir simultanément des images relatives aux contrastes
optiques et acoustiques pour un diagnostic plus complet.
[1] L. Wang and X. Zhao, « Ultrasound-modulated
optical tomography of absorbing objects buried in dense tissue-simulating
turbid media », Appl. Opt. 36,
7277 (1997).
[2] M. Kempe, M. Larionov, D. Zaslavsky and A.Z. Genack,
« Acousto-optic tomography withmultiply
scattered light », J. Opt. Soc. Am. A,14,
1151 (1997).
[3] S. Lévêque, A.C. Boccara, M. Lebec,
and H. Saint-Jalmes, « Ultrasonic tagging of photons
paths in scattering
media : parallel speckle modulation processing », Opt. Lett.24,
181 (1999).
Holographie
de cohérence: Aspects théoriques et expérimentaux.
C.Depeursinge,
E.Cuche, P.Dahlgren,
Institut
d'Optique Appliquée, École Polytechnique Fédérale
de Lausanne, CH-1015 Lausanne, Suisse
Cette
communication passe en revue les concepts importants relatifs à
la propagation cohérente des photons en milieux désordonnés
et plus particulièrement dans les tissus vivants. Nous développerons
pour cela líapproche de Saajev John, voir par exemple [1]. Basée
sur la propagation de la fonction de cohérence mutuelle du champ
photonique, il a été démontré théoriquement
et expérimentalement que la propagation du champ cohérent
pouvait síétendre potentiellement sur un volume significativement
plus large que ce que laisse prévoir líéquation du transport
radiatif : 1/µt. Plus
précisément le recours à la distribution de Wigner
de la fonction de cohérence mutuelle est un outil de choix pour
la description de la propagation cohérente, tant du point de vue
théorique quíexpérimental. Les conséquences concernant
líusage de líonde cohérente pour sonder, sur une certaine profondeur
(env.1.5 mm), le milieu biologique en particulier sont tirées des
différents travaux publiés. Elles permettent de poser les
bases des procédés dits díimagerie de cohérence.
Le recours à la tomographie de diffraction pour former une image
3D des objets contrastés, par leur indice de réfraction et
plus généralement par leurs caractéristiques de diffusion,
constituent une approche généralisée du problème
de líimagerie des tissus en couche épaisse. La Tomographie Optique
de Cohérence (OCT) constitue en fait une technique díimagerie cohérente
simplifiée en ce sens que seule la propagation en « ligne
droite » [2]. est retenue dans un système optique à
faible ouverture numérique permettant une image relativement bien
résolue latéralement sur une profondeur appréciable
des tissus. La circuiterie optique et la technique de détection
hétérodyne associée au filtrage fréquentiel
permet díobtenir une dynamique suffisante pour pénétrer la
matière vivante à plus díun millimètre. Par contre
un balayage mécanique est nécessaire. De bonnes performances
ont été obtenues cependant en champ large par une approche
parallèle [3].
La
théorie de la propagation cohérente permet de valider également
une approche díimagerie de cohérence basée sur la reconstruction
numérique du front díonde à partir de líhologramme mesuré
en surface (voir par exemple [4 et 5]: nous proposons de parler dans ce
cas díholographie optique de cohérence. Par similitude avec le terme
díOCT, le terme díOCH paraît correspondre aux objectifs díimagerie
en milieux biologique. Líutilisation de source de faible cohérence
permet díisoler le plan tissulaire pour lequel la reconstruction peut être
effectuée. Les fondements de cette approche ont líobjet díune publication
[6] lors du précédent symposium OPTDIAG.
[1] S. John, G.Pang
and Y. Yang. "Optical propagation and Imaging in a multiple scattering
medium".J.Biomed.Opt. 1,180-191 (1996).
[2] A.F.Fercher,"Optical
Cohernce Tomography"J.Biomed.Opt. 1,157-173,(1996).
[3] E. Beaurepaire,
A. C. Boccara, M. Lebec, L. Blanchot, and H. Saint-Jalmes, ìFull-field
optical coherence microscopy,î Opt. Lett. 23, 244-245 (1998).
[4].
E. Cuche, P. Poscio, and C. Depeursinge, ìTomographie optique par une technique
díholographie numérique en faible cohérence,î J. Opt. 28,
260-264 (1997).
[5]. E.
Cuche, F. Bevilacqua, and C. Depeursinge, ìDigital holography for quantitative
phase contrast imaging,î Opt. Lett. 24, 291-293 (1999).
[6]. E. Cuche, P. Marquet,
C. Depeursinge, ìSimultaneous amplitude and quantitative phase-contrast
microscopy by numerical reconstruction of Fresnel off-axis hologramsî,
Applied Optics, 38, 6994-7001, (1999).
Imagerie
de polarisation par holographie digitale
T.
Colomb, P. Dahlgren , E. Cuche, D. Beghuin, C.Depeursinge
Tél.: +41.21.693 37 30, Fax: +41.21.693.37.30,
E-mail: pia.dahlgren@epfl.ch
Institut d'Optique Appliquée, Bâtiment
de Microtechnique
École Polytechnique Fédérale
de Lausanne
CH-1015 Lausanne, Suisse
Une nouvelle méthode
d'imagerie de l'état de polarisation d'une onde lumineuse par holographie
digitale a été développée. Elle est bien adaptée
aux exigences de l'imagerie tissulaire et cellulaire, car tous les paramètres
nécessaires pour la description complète du front d'onde
sont obtenus à partir d'un seul hologramme, enregistré instantanément
sur une caméra CCD. La méthode permet en théorie de
retrouver toute l'information sur une onde enregistrée, i.e. l'amplitude,
la phase et la polarisation, résolues spatialement.
Deux ondes de référence
avec des polarisations orthogonales sont utilisées pour former l'hologramme
dans une configuration hors axe. Deux fronts d'ondes, un pour chaque état
de polarisation orthogonale, sont numériquement reconstruits en
amplitude et en phase à partir de cet hologramme. La connaissance
des amplitudes et des phases de ces deux fronts d'onde permet de déterminer
l'état de polarisation de l'onde initiale à travers son vecteur
de Jones. Des expériences sur des objets biréfringents simples
ont permis de valider la méthode.
Un nouveau montage microscopique
permettant d'étudier des couches monocellulaires et des tissus transparents
en transmission et des couches épaisses en réflexion est
en cours de développement dans notre laboratoire.
Imagerie 3D de cellules nerveuses en cultures par reconstruction numérique
díhologrammes digitaux
P.
Marquet1, E. Cuche2, J.-Y. Chatton1,
Ch. Depeursinge2, et P.J. Magistretti1.
1Institut
de Physiologie et Département de Neurologie, Université de
Lausanne, CH-1005 Lausanne, Suisse. E-mail : Pierre.Marquet@iphysiol.unil.ch
2Institut
díOptique Appliquée, Ecole Polytechnique Fédérale
de Lausanne, CH-1005 Lausanne, Suisse. E-mail : christian.depeursinge@epfl.ch
Résumé
Nous
avons développé1 une nouvelle méthode pour
la reconstruction numérique díhologrammes digitaux qui permet díobtenir
simultanément les distributions díintensité et de phase à
la surface díun échantillon. Cette nouvelle méthode intitulée
Microscopie Holographique Digitale (MHD) comprend líenregistrement de líhologramme
au moyen díune caméra CCD située
à la sortie díun
interféromètre de type Mach-Zender. Pour líobservation díéchantillons
microscopiques, un objectif de microscope peut être inséré
dans le bras objet de líinterféromètre et la résolution
transverse est alors définie par líouverture numérique de
líobjectif, comme cíest le cas avec la microscopie optique classique.Pour
líimagerie en contraste de phase, une méthode numérique a
été développée pour corriger la déformation
parabolique du front díonde introduite par líobjectif de microscope. Líacquisition
des hologrammes síeffectue à la fréquence vidéo (25
Hz) et la reconstruction numérique à un taux díenviron 2
images par seconde.
Cette
nouvelle méthode est appliquée ici à líimagerie en
transmission de cellules nerveuses vivantes en cultures, immergées
dans un liquide physiologique. La distribution de phase reconstruite fournit
une mesure quantitative et précise de la distribution 2D de la longueur
des trajets optiques parcourus à travers líéchantillon. Des
informations concernant la morphologie et le volume des cellules peuvent
être obtenues sur la base de ces mesures. Un objectif de microscope
avec une grande ouverture numérique (1.4) a permis díatteindre une
résolution transverse inférieure au micron (360 nm). Une
limite de précision díenviron 1 degré a été
estimée expérimentalement pour les mesures de phase. Compte
tenu de la valeur des indices de réfraction du liquide physiologique
et de la cellule, cette précision correspond à une limite
de résolution díenviron 50 nanomètres pour la mesure de líépaisseur
de la cellule.
Cette
technique sera appliquée à líobservation et à la mesure
de faibles modifications du volume cellulaire de neurones et díastrocytes
au cours díune activité électrique ou métabolique.
Pour les neurones, des flux ioniques, à travers la membrane cellulaire,
sont associés à líactivité électrique et induisent
des processus osmotiques dont on désire mesurer líinfluence sur
líévolution du volume cellulaire dans des domaines spécifiques
tels les prolongements dendritiques. Pour les astrocytes, ces derniers
sont capables díassimiler rapidement les molécules de glutamate
libérées par les synapses, grâce à un système
de transport efficace utilisant un gradient électrochimique de Sodium.
Líentrée de Sodium síaccompagne díun flux osmotique díeau influence
le volume de líastrocyte.
Référence:
1) E. Cuche et al., Appl. Opt. 38, 6994-7001 (1999).
Holographie numérique hétérodyne
appliquée à líimagerie de milieux diffusants
Frédérique Le Clerc, Laurent Collot, Michel Gross
Thomson CSF Optronique, Rue Guynemer BP 55, 78 283
Guyancourt, France
Laboratoire Kastler Brossel, 24 Rue Lhomond, 75 231
Paris cedex 05, France
Líholographie
numérique hétérodyne est une technique permettant
la mesure complète díun champ optique, en amplitude et en phase,
à la surface díune matrice de photo détecteurs. Grâce
aux hologrammes enregistrés avec cette technique, des images de
haute résolution sont obtenues dans líespace libre, où les
lois de propagation des champs sont bien connues. Il nous semble donc intéressant
de travailler à appliquer líholographie hétérodyne
à líimagerie dans les milieux diffusants. Avant de faire de líimagerie
par trans-illumination, cíest à dire grâce au champ qui a
traversé le milieu, avec notre technique il est important de caractériser
sa sensibilité à sélectionner les photons balistiques
ou non-diffusés. En effet, ces photons marqueurs de líexistence
de structures diffusantes dans líéchantillon sont considérés
comme líinformation utile pour faire de líimagerie projective. Nous présentons
ici la technique générale díholographie hétérodyne
et líexpérience de sélection des photons balistiques, ainsi
que les résultats obtenus.
Líholographie
hétérodyne [Ref. 1] mesure grâce à un détecteur
matriciel, capteur CCD dans notre montage, líinterférence entre
une onde diffusée par un objet et une onde de référence,
toutes deux issues du même laser. Les deux ondes sont décalées
en fréquence de façon à ce que la démodulation
du signal mesuré par chaque pixel du CCD à cette fréquence
donne líamplitude et la phase de líonde diffusée. On effectue en
fait une détection hétérodyne du signal en parallèle
sur líensemble des pixels de la caméra. La faible résolution
spatiale du CCD limite líacceptance angulaire de notre système.
La nécessité de filtrer spatialement la partie du champ diffusée
ne respectant pas cette limite a été démontrée
[Ref. 1] et un filtrage spatial adapté est mis en place dans le
système. Dans le cas de líespace libre, nous avons vérifié
que la résolution des images obtenues correspond bien à celle
attendue et que dans les conditions présentées il níy a pas
de perte díinformation, cíest à dire que le nombre de pixels résolus
est égal aux nombres de pixels du CCD.
Dans
le cas de líutilisation de ce système pour faire de líimagerie de
milieux diffusants par trans-illumination, líhologramme mesuré correspond
à la superposition díun champ multi-diffusé et díun champ
non-diffusé (photons balistiques). Le champ non-diffusé correspond
à une partie plus ou moins infime du champ incident. Notre système
mesure donc un signal, le champ non-diffusé, et un bruit, le champ
multi-diffusé.
Comme
le champ est aléatoirement diffusé dans toutes les directions
mesurables par notre système, ce bruit est aléatoirement
réparti dans tous les modes mesurés avec une probabilité
équivalente. Sélectionner les photons balistiques consiste
à sortir du bruit de diffusion un signal connu, pour cela il suffit
de comparer líénergie des composantes du champ total diffusé
correspondant à celles de líonde incidente avec la valeur moyenne
de líénergie répartie sur tous les autres modes mesurés
(bruit). Cette mesure est très sensible puisquíelle permet au mieux
de sélectionner avec un rapport signal / bruit égal à
un, un photon balistique parmi N photons diffusés, N étant
le nombre total de modes différents mesurés correspondant
aux N=5.105 pixels du CCD. Un autre avantage de la technique
étant que líon mesure simultanément le niveau de bruit et
de signal, en quelques mesures la limite de sélectivité est
facilement obtenue.
Nous avons
effectué des expériences de sélection de photons balistiques
avec notre système díholographie hétérodyne dans le
cas díéchantillons calibrés (billes de polystyrène)
solides ou liquides. Pour obtenir une variation de líépaisseur optique
du milieu traversé (nombre de longueurs de diffusion ls),
nous avons fait varier líépaisseur totale du milieu dans le cas
des échantillons solides alors que dans le cas des liquides cíest
la concentration en sphères qui varie. Pour chaque épaisseur
optique, un hologramme du champ diffusé est enregistré. Le
post-traitement permettant la mesure de líintensité balistique consiste
principalement à calculer líénergie de corrélation
entre les composantes mesurées du champ total diffusé et
celles de líonde díillumination mesurée séparément.
 |
 |
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Fig 1 et 2 :
Variation de líintensité des photons balistiques en fonction de
líépaisseur optique du milieu traversé pour une solution
de billes de polystyrène gélifiée (Fig.
1) et liquide (Fig.
2).
|
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Les
résultats sont présentés aux figures 1 et 2. Dans
les deux cas on observe la décroissance exponentielle attendue de
líintensité des photons balistiques en fonction de líépaisseur
optique du milieu traversé. Pour la solution gélifiée
(Fig. 1) le plancher de bruit apparaît pour des épaisseurs
de 16 ls (ls = 320µm) correspondant à
70 dB díatténuation alors que pour la solution liquide (Fig. 2)
il apparaît pour des épaisseurs de 27 ls soit 110
dB díatténuation. Cette différence de performance est liée
à líexistence dans les liquides du mouvement Brownien qui décale
en fréquence líonde multi-diffusée par effet Doppler. LíHolographie
hétérodyne qui effectue une mesure cohérente dans
une bande passante étroite en fréquence (inverse du temps
de mesure qui est de líordre díune seconde) est insensible à toute
la partie du champ multi-diffusé dont la fréquence a changée.
Le mouvement Brownien diminue le bruit de diffusion.
Ces résultats
très intéressants permettent de situer líholographie hétérodyne
comme une méthode de sélection des photons balistiques efficace
et technologiquement peu coûteuse. De plus la méthode utilisée
serait équivalente à une technique utilisant un dispositif
optique de filtrage spatial [Ref. 2] avec un trou de filtrage parfaitement
adapté. Ainsi, dans les résultats présentés,
la sélection des photons balistiques est purement géométrique.
Or comme beaucoup díautres techniques (O.C.T. et méthodes impulsionnelles)
qui combinent plusieurs types de sélection, nous pourrions en adaptant
notre montage à líutilisation de sources faiblement cohérentes
combiner líholographie hétérodyne à une sélection
temporelle pour améliorer ses performances. Il serait également
intéressant díanalyser non plus un mais plusieurs hologrammes correspondant
à des conditions expérimentales différentes permettant
de mieux caractériser líéchantillon étudié.
Pour cela, il est envisagé de balayer la longueur díonde du laser
et de réaliser ainsi dans le domaine fréquentiel les expériences
temporelles utilisant des impulsions courtes.
Ref.
1 : « Numerical Heterodyne Holography Using 2D Photo-detectors Array
» publication à venir dans Optic Letters. (Lettre acceptée
en Février 2000).
Ref 2 : « Ballistic
and diffuse light detection in confocal and heterodyne imaging systems
» J.O.S.A A, Vol. 14, No. 1, Jan
Imagerie optique en milieux diffusants par
procédé díoptique cohérente
Karim Ben Houcine, Gérald Brun, Isabelle Verrier, Colette Veillas
Laboratoire Traitement
du Signal et Instrumentation
/ UMR CNRS 5516 - Université Jean Monnet Saint-Etienne
23, rue du Docteur Paul Michelon 42023Saint-Etienne
cedex 2
Tel. 04-77-48-51-40 / Mobile. 06-87-51-82-26 / Fax.
04-77-48-51-20 / Email. brun@univ-st-etienne.fr
Líimagerie optique à travers les milieux
diffusants se situe depuis quelques années au confluent des préoccupations
des physiciens, des biologistes et des médecins. Il síavère
ainsi que la formation díimages au sein de milieux hétérogènes
rencontre un succès croissant dans les champs disciplinaires afférents
aux sciences de la vie en raison des caractéristiques propres du
rayonnement lumineux et des composants qui lui sont associés. Parmi
les techniques utilisées, líoptique cohérente (OCT : Optical
Coherent Tomography) conduit aujourdíhui à des résultats
spectaculaires et illustre líintérêt que suscite líimagerie
optique pour líaide au diagnostic médical. Cíest dans ce contexte
que síinscrit líétude dont nous présentons ici quelques résultats
préliminaires.
La méthode mise en úuvre repose sur
un interféromètre de Mach Zehnder éclairé par
une source lumineuse à large bande spectrale et permet de scruter,
avec une bonne résolution, de fines épaisseurs de milieux
présentant díassez faibles gradients díhétérogénéité.
Líoriginalité de la méthode que nous proposons réside
dans la recombinaison des faisceaux à líissue de líinterféromètre
qui permet de síaffranchir de toute modulation sur le bras de référence.
En effet, la partie terminale du dispositif est constituée de deux
réseaux de diffraction qui ont pour rôle díassurer la corrélation
en amplitude des signaux issus des deux bras de líinterféromètre
(bras de référence et de mesure) lorsque la plage spectrale
de la source est parcourue. Cette source lumineuse est un laser à
colorant accordable en longueur díonde qui permet díexplorer, avec une
réponse sensiblement constante, une bande spectrale centrée
sur 
=
660 nm, et dont la largeur est 
=
50 nm.
Des
essais préliminaires ont permis de visualiser des empilements de
lamelles de verre à travers 1cm de solution aqueuse de billes de
latex. Les caractéristiques de diffusion des solutions utilisées,
exprimées en libre parcours moyen de diffusion étaient comprises
entre 0.094 mm-1 et 1.397 mm-1. Des essais complémentaires
ont alors été réalisés, toujours en transmission
et sur les mêmes objets, avec des solutions diluées de lait
et en utilisant un faisceau sonde focalisé afin díoptimiser la résolution
spatiale.
Les
conditions expérimentales conduisent actuellement à une résolution
transversale de 10 mm, imposée par la taille du spot de focalisation
et à une résolution transversale de 10 mm, induite par la
largeur spectrale de la source.
Les
images obtenues sont semblables à celle de la figure ci-contre introduite
ici à titre díexemple pour illustrer les possibilités du
système que nous utilisons.
Les résultats encourageants obtenus jusquíalors
permettent díenvisager des perspectives intéressantespour
ce travail en fonctionnant en réflexion sur des
Ophtalmologie OCT à champ large
H. GARDETTE (1),
A. DUBOIS (2),
A.C. BOCCARA (2),
J.F. LEGARGASSON (1), P. LENA (3).
(1)Université
PARIS 7, UFR Lariboisière Saint-Louis, Laboratoire de Biophysique
de la Vision, 10 av de Verdun, 75010 PARIS
Tel : (33-1) 44 89 78 0,
fax : (33-1) 44 89 78 23
gardette.hubert@caramail.com,
legargas@ext.jussieu.fr
(2)Ecole
Supérieure de Physique et Chimie Industrielle de Paris, Laboratoire
díOptique Physique, CNRS UPR A0005, 10 rue Vauquelin, 75005 PARIS
Tel : (33-1)40 79 46 03,
fax : (33-1)43 36 23 95
dubois@optique.espci.fr,
boccara@optique.espci.fr
(3)Observatoire
de Meudon DESPA- 5, place Jules Janssen 92195 MEUDON cedex
Tel : (33-1) 45 07 77 19
lena@obspm.fr
Nous proposons et décrivons un montage
interférométrique destiné à réaliser
des examens in vivo du fond díúil humain par imagerie basée sur
le principe díOptique Cohérente Tomographique à champ large.
Des essais effectués sur des yeux artificiels sont décrits.
Ils ont apporté des résultats encourageants et laissent espérer
des perspectives favorables. Finalement, nous énumérons les
points durs les plus significatifs et nous évoquons des solutions
possibles.
Microscopie Optique Cohérente
plein champ pour líimagerie des Tissus Biologiques
L.Vabre*, A. Dubois*, E.Beaurepaire** et A.C.
Boccara*
* Laboratoire díOptique Physique, UPR A0005
Ecole Supérieure de Physique et de Chimie Industrielle
(ESPCI)
10 rue Vauquelin 75005 Paris.
Tel : 01.40.79.45.91
Fax : 01.43.36.23.95
E-Mail : vabre@optique.espci.fr,dubois@optique.espci.fr
, boccara@optique.espci.fr
** Laboratoire de Physiologie INSERM EPI 00-02
Ecole Supérieure de Physique et de Chimie Industrielle
(ESPCI)
10 rue Vauquelin 75005 Paris.
E-Mail : emmanuel.beaurepaire@espci.fr
Depuis le début des années 90, la Tomographie
Optique Cohérente (OCT) síest imposée comme une nouvelle
méthode díimagerie non invasive qui permet de réaliser des
images en profondeur à líintérieur des tissus biologiques.
La résolution axiale de ce type díinstrument est définie
par la longueur de cohérence de la source employée, cíest-à-dire
de líordre de 10 mm dans les
tissus avec les sources couramment disponibles.
Nous avons construit un microscope interférentiel
basé sur un interféromètre de Michelson dans les bras
duquel sont placés des objectifs de microscope (configuration dite
de Linnik). On forme sur une caméra CCD (256´256,
8 bits, 200 Hz) líimage díinterférence produite par la superposition
des ondes provenant de líobjet et du miroir plan de référence.
Líutilisation díune source faiblement cohérente
(LED à 840 nm, longueur de cohérence 15 mm)
permet de sélectionner une « tranche » dans líéchantillon,
autour du plan de mise au point de líobjectif. On obtient ainsi une résolution
de líordre de la demi-longueur de cohérence à savoir meilleure
que la dizaine de microns.
Nous avons montré que líutilisation díobjectifs
à forte ouverture numérique permet díobtenir une résolution
tridimensionnelle analogue à celle díun microscope confocal (de
líordre du mm dans les trois
dimensions).
La combinaison de ce montage avec une détection
synchrone parallèle sur líensemble des pixels de la caméra,
permet díobtenir des images tomographiques plein champ à une cadence
de 50 Hz.
Nous présentons des images tomographiques obtenues
avec ce système dans des tissus de caractéristiques variées
(végétaux, embryons de drosophile, dent).
Imagerie proche infrarouge résolue
dans le temps des milieux diffusants
Chantal-Virginie ZINT1,2, Feng GAO1,2,
Patrick POULET1, Wilfried UHRING2
1. Institut de Physique Biologique(IPB)
UPRES-A CNRS 7004,
Université Louis Pasteur, Faculté de
Médecine, 4, Rue Kirschléger,
67085 Strasbourg cedex, France
Tèl.: 03 88 14 48 55, Fax : 03 88 37 14 97,
E-mail : zint@ipb.u-strasbg.fr
, poulet@ipb.u-strasbg.fr
, fgao63@yahoo.com
2. PHASE / Groupe d'Optique Appliquée (GOA)
UPR SPI-A0292,
BP 20, 67037 Strasbourg cedex2, France
Tèl.: 03 88 10 68 27, Fax : 03 88 10 65 48,
E-mail : zint@goa.c-strasbourg.fr
, uhring@goa.c-strasbourg.fr
, fgao@goa.c-strasbourg.fr
Un tomographe optique a été réalisé
pour obtenir, dans le proche infrarouge, des images tridimensionnelles
d'objets tests diffusant la lumière et ayant des propriétés
optiques similaires à celles des tissus biologiques.
Le dispositif expérimental utilisé mesure
le profil temporel de la réponse impulsionnelle de la lumière
traversant l'objet, grâce à une caméra à balayage
de fente. Les premières mesures ont été effectuées
sur des objets tests liquides constitués d'un mélange d'encre
de chine et d'Intralipide-10%.
La méthode de reconstruction d'image dépend
du développement du modèle direct qui simule les profils
temporels mesurés pour un dispositif expérimental donné
et des paramètres optiques connus de l'objet. Ce modèle direct
est ensuite utilisé pour déterminer les paramètres
optiques de l'objet en fonction d'un dispositif expérimental donné
et d'un ensemble de mesures des profils temporels (le problème inverse).
Nous avons développé un modèle de transport de la
lumière basé sur la méthode des éléments
finis qui résout l'équation de diffusion (approximation P1)
numériquement. L'algorithme de reconstruction est basé sur
le calcul implicite du Jacobien de la matrice de l'opérateur direct
et utilise les techniques de reconstruction algébriques (ART) comme
inversion linéaire. Cet algorithme nous permet d'effectuer une cartographie
de l'absorption et de la diffusion d'un objet circulaire ou cylindrique
à partir de données extraites des profils temporels : le
temps de vol moyen des photons avec ou sans la variance associée.
La validation de l'algorithme de reconstruction à
partir de données simulées a été effectuée
et est en cours pour des données mesurées. Des images ont
déjà été obtenues sur des objets de géométrie
cylindrique présentant une ou plusieurs inhomogénéités
de diffusion et/ou d'absorption (figure 1).
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figure
1: Cartographie de l'absorption (à
gauche) et de la diffusion (à droite), calculée à
partir du temps de vol moyen des photons, pour un objet circulaire de 29
mm de diamètre (µa = 0.01 mm-1,
µs'= 0.5 mm-1) dans lequel est placé
une inhomogénéité absorbante circulaire de 6 mm de
diamètre (µa = 0.05 mm-1, µs'=
0.5 mm-1) |
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