Tomografía de coherencia óptica

This article may be too technical for most readers to understand. Please help improve it to make it understandable to non-experts, without removing the technical details. (April 2020) (Learn how and when to remove this message)

La tomografía de coherencia óptica ( OCT ) es una técnica de obtención de imágenes que utiliza interferometría con luz de longitud de coherencia corta para obtener una resolución de profundidad a nivel micrométrico y utiliza el escaneo transversal del haz de luz para formar imágenes bidimensionales y tridimensionales a partir de la luz reflejada desde el interior del tejido biológico u otros medios de dispersión . La luz de longitud de coherencia corta se puede obtener utilizando un diodo superluminiscente (SLD) con un ancho de banda espectral amplio o un láser ampliamente sintonizable con un ancho de línea estrecho . La primera demostración de imágenes OCT (in vitro) fue publicada por un equipo del MIT y la Facultad de Medicina de Harvard en un artículo de 1991 en la revista Science . ^[1] El artículo introdujo el término "OCT" para acreditar su derivación de la reflectometría de dominio de coherencia óptica , en la que la resolución axial se basa en la coherencia temporal . ^[2] Las primeras demostraciones de imágenes OCT in vivo siguieron rápidamente. ^{[3] [4] [5]}

Las primeras patentes estadounidenses sobre OCT del grupo MIT/Harvard describían un sistema OCT de dominio temporal (TD-OCT). ^{[6] [7]} Estas patentes fueron licenciadas por Zeiss y formaron la base de las primeras generaciones de productos OCT hasta 2006. Tanno et al. obtuvieron una patente sobre tomografía heterodina óptica (similar a TD-OCT) en Japón en el mismo año. ^[8]

En la década anterior a la invención de la OCT, se había investigado la interferometría con luz de longitud de coherencia corta para una variedad de aplicaciones. ^{[9] [10] [11] [12] [13] [14] [15] [16] [17] [18] [19] [20]} Se propuso el potencial de usar la interferometría para la obtención de imágenes, ^[20] y se había demostrado la medición del perfil de elevación y el grosor de la retina . ^[19]

Los primeros sistemas comerciales de OCT clínicos se basaban en la tecnología TD-OCT de escaneo puntual, que producía principalmente imágenes transversales debido a la limitación de velocidad (decenas a miles de escaneos axiales por segundo). La OCT de dominio de Fourier estuvo disponible clínicamente en 2006, lo que permitió una velocidad de adquisición de imágenes mucho mayor (decenas de miles a cientos de miles de escaneos axiales por segundo) sin sacrificar la intensidad de la señal. La mayor velocidad permitió la obtención de imágenes tridimensionales, que se pueden visualizar tanto en vistas frontales como transversales. También se hicieron posibles nuevos contrastes como la angiografía , la elastografía y la optorretinografía al detectar cambios de señal a lo largo del tiempo. Durante las últimas tres décadas, la velocidad de los sistemas comerciales de OCT clínicos aumentó más de 1000 veces, duplicándose cada tres años y rivalizando con la ley de Moore del rendimiento de los chips de computadora. El desarrollo de enfoques de adquisición de imágenes paralelas, como la tecnología de campo lineal y de campo completo, puede permitir que continúe la tendencia de mejora del rendimiento.

La OCT se utiliza más ampliamente en oftalmología , donde ha transformado el diagnóstico y el seguimiento de enfermedades de la retina, enfermedades del nervio óptico y enfermedades de la córnea . Ha mejorado enormemente el tratamiento de las tres principales causas de ceguera ( degeneración macular , retinopatía diabética y glaucoma ), previniendo así la pérdida de visión en muchos pacientes. En 2016, se estimó que la OCT se utilizaba en más de 30 millones de procedimientos de diagnóstico por imágenes al año en todo el mundo. ^[21]

La angioscopia OCT se utiliza en la evaluación intravascular de placas en la arteria coronaria y para guiar la colocación de stents . ^[22] Más allá de la oftalmología y la cardiología, también se están desarrollando aplicaciones en otras especialidades médicas como la dermatología , la gastroenterología (endoscopia), la neurología , la oncología y la odontología . ^{[23] [24]}

La reflectometría interferométrica de tejido biológico, especialmente del ojo humano, utilizando luz de longitud de coherencia corta (también conocida como parcialmente coherente, de baja coherencia, de banda ancha, de amplio espectro o luz blanca) fue investigada en paralelo por múltiples grupos en todo el mundo desde la década de 1980. En 1991, David Huang, entonces estudiante en el laboratorio James Fujimoto en el Instituto Tecnológico de Massachusetts , trabajando con Eric Swanson en el Laboratorio Lincoln del MIT y colegas de la Facultad de Medicina de Harvard, demostró con éxito la obtención de imágenes y denominó a la nueva modalidad de obtención de imágenes "tomografía de coherencia óptica". ^[25] Desde entonces, la OCT con resolución micrométrica y capacidades de obtención de imágenes transversales se ha convertido en una importante técnica de obtención de imágenes biomédicas que ha mejorado continuamente en rendimiento técnico y rango de aplicaciones. La mejora en la tasa de adquisición de imágenes es particularmente espectacular, comenzando con la tasa de repetición de escaneo axial original de 0,8 Hz ^[1] hasta los sistemas OCT clínicos comerciales actuales que funcionan a varios cientos de kHz y prototipos de laboratorio a múltiples MHz. El rango de aplicaciones se ha expandido desde la oftalmología hasta la cardiología y otras especialidades médicas. Por su papel en la invención de la OCT, Fujimoto, Huang y Swanson recibieron el Premio de Investigación Médica Clínica Lasker-DeBakey 2023 y la Medalla Nacional de Tecnología e Innovación. ^[26] Estos avances se han analizado en artículos escritos para lectores generales ^[21] científicos ^[27] y médicos ^[28] .

Es particularmente adecuado para aplicaciones oftálmicas y otras imágenes de tejidos que requieren una resolución micrométrica y una profundidad de penetración milimétrica. ^[29] La OCT también se ha utilizado para varios proyectos de conservación de arte , donde se utiliza para analizar diferentes capas en una pintura. La OCT tiene ventajas interesantes sobre otros sistemas de imágenes médicas. La ecografía médica , la resonancia magnética (IRM), la microscopía confocal y la OCT son diferentes para las imágenes de tejidos morfológicos: mientras que las dos primeras tienen capacidad de imágenes de cuerpo completo pero de baja resolución (normalmente una fracción de milímetro), la tercera puede proporcionar imágenes con resoluciones muy por debajo de 1 micrómetro (es decir, subcelular), entre 0 y 100 micrómetros de profundidad, y la cuarta puede sondear hasta 500 micrómetros, pero con una resolución menor (es decir, arquitectónica) (alrededor de 10 micrómetros en lateral y unos pocos micrómetros de profundidad en oftalmología, por ejemplo, y 20 micrómetros en lateral en endoscopia). ^{[30] [31]}

La OCT se basa en la interferometría de baja coherencia. ^{[32] [33] [34]} En la interferometría convencional con longitud de coherencia larga (es decir, interferometría láser), la interferencia de la luz se produce a una distancia de metros. En la OCT, esta interferencia se acorta a una distancia de micrómetros, debido al uso de fuentes de luz de ancho de banda amplio (es decir, fuentes que emiten luz en un amplio rango de frecuencias). La luz con anchos de banda amplios se puede generar utilizando diodos superluminiscentes o láseres con pulsos extremadamente cortos ( láseres de femtosegundos ). La luz blanca es un ejemplo de una fuente de banda ancha con menor potencia.

La luz en un sistema OCT se divide en dos brazos: un brazo de muestra (que contiene el elemento de interés) y un brazo de referencia (normalmente un espejo). La combinación de la luz reflejada del brazo de muestra y la luz de referencia del brazo de referencia da lugar a un patrón de interferencia, pero solo si la luz de ambos brazos ha recorrido la "misma" distancia óptica ("misma" significa una diferencia de menos de una longitud de coherencia). Al escanear el espejo en el brazo de referencia, se puede obtener un perfil de reflectividad de la muestra (esto es OCT de dominio temporal). Las áreas de la muestra que reflejan mucha luz crearán una mayor interferencia que las áreas que no lo hacen. Cualquier luz que esté fuera de la corta longitud de coherencia no interferirá. ^[35] Este perfil de reflectividad, llamado A-scan , contiene información sobre las dimensiones espaciales y la ubicación de las estructuras dentro del elemento de interés. Se puede lograr un tomograma transversal ( B-scan ) combinando lateralmente una serie de estos escaneos de profundidad axial (A-scan). La obtención de imágenes en face a una profundidad adquirida es posible según el motor de imágenes utilizado.

This section needs additional citations for verification. Please help improve this article by adding citations to reliable sources in this section. Unsourced material may be challenged and removed. (March 2019) (Learn how and when to remove this message)

La tomografía de coherencia óptica (OCT) es una técnica para obtener imágenes subsuperficiales de materiales translúcidos u opacos con una resolución equivalente a la de un microscopio de baja potencia. Es en realidad una "ultrasonido óptico" que capta imágenes de los reflejos del interior del tejido para proporcionar imágenes transversales. ^[36]

La OCT ha atraído el interés de la comunidad médica porque proporciona imágenes de la morfología del tejido con una resolución mucho mayor (menos de 10 μm axialmente y menos de 20 μm lateralmente ^[37] ) que otras modalidades de imágenes como la resonancia magnética o la ecografía.

Los principales beneficios de la OCT son:

• Imágenes en vivo del subsuelo con una resolución casi microscópica
• Imágenes instantáneas y directas de la morfología del tejido.
• Sin preparación de la muestra ni del sujeto, sin contacto
• Sin radiación ionizante

La OCT ofrece una alta resolución porque se basa en la luz, en lugar del sonido o la radiofrecuencia. Se dirige un haz óptico al tejido y se recoge la pequeña parte de esta luz que se refleja directamente desde las características del subsuelo. Tenga en cuenta que la mayor parte de la luz se dispersa en ángulos grandes. En la obtención de imágenes convencionales, esta luz dispersa de forma difusa contribuye a crear un fondo que oscurece la imagen. Sin embargo, en la OCT se utiliza una técnica denominada interferometría para registrar la longitud del recorrido óptico de los fotones recibidos, lo que permite rechazar la mayoría de los fotones que se dispersan varias veces antes de ser detectados. Por tanto, la OCT puede generar imágenes 3D claras de muestras gruesas al rechazar la señal de fondo mientras recoge la luz reflejada directamente desde las superficies de interés.

Dentro de la gama de técnicas de imágenes tridimensionales no invasivas que se han introducido en la comunidad de investigación médica, la OCT como técnica de eco es similar a la ecografía . Otras técnicas de imágenes médicas como la tomografía axial computarizada, la resonancia magnética o la tomografía por emisión de positrones no utilizan el principio de ecolocalización. ^[38]

La técnica se limita a la obtención de imágenes de 1 a 2 mm por debajo de la superficie del tejido biológico, porque a mayores profundidades la proporción de luz que escapa sin dispersarse es demasiado pequeña para ser detectada. No se requiere una preparación especial de una muestra biológica y las imágenes se pueden obtener "sin contacto" o a través de una ventana o membrana transparente.

La salida láser de los instrumentos utilizados es baja (infrarrojo cercano o luz visible segura para los ojos ^[39]  ) y, por lo tanto, no es probable que se produzcan daños en la muestra.

El principio de la OCT es la interferometría de luz blanca o de baja coherencia. La configuración óptica consiste típicamente en un interferómetro (Fig. 1, típicamente de tipo Michelson ) con una fuente de luz de ancho de banda amplio y baja coherencia. La luz se divide y se recombina a partir de los brazos de referencia y de muestra, respectivamente.

${\displaystyle F_{O}DT\left(\nu \right)=2S_{0}\left(\nu \right)K_{r}\left(\nu \right)K_{s}\left(\nu \right)\qquad \quad (3)}$

En la OCT en el dominio del tiempo, la longitud del recorrido del brazo de referencia varía en el tiempo (el espejo de referencia se traslada longitudinalmente). Una propiedad de la interferometría de baja coherencia es que la interferencia, es decir, la serie de franjas oscuras y brillantes, solo se logra cuando la diferencia de recorrido se encuentra dentro de la longitud de coherencia de la fuente de luz. Esta interferencia se denomina autocorrelación en un interferómetro simétrico (ambos brazos tienen la misma reflectividad) o correlación cruzada en el caso común. La envolvente de esta modulación cambia a medida que varía la diferencia de longitud del recorrido, donde el pico de la envolvente corresponde a la coincidencia de longitud del recorrido.

La interferencia de dos haces de luz parcialmente coherentes se puede expresar en términos de la intensidad de la fuente, , como${\displaystyle I_{S}}$

${\displaystyle I=k_{1}I_{S}+k_{2}I_{S}+2{\sqrt {\left(k_{1}I_{S}\right)\cdot \left(k_{2}I_{S}\right)}}\cdot Re\left[\gamma \left(\tau \right)\right]\qquad (1)}$

donde representa la relación de división del haz del interferómetro, y se denomina grado complejo de coherencia, es decir, la envolvente de interferencia y la portadora dependen del barrido del brazo de referencia o del retardo de tiempo , y cuya recuperación es de interés en la OCT. Debido al efecto de compuerta de coherencia de la OCT, el grado complejo de coherencia se representa como una función gaussiana expresada como ^[34]${\displaystyle k_{1}+k_{2}<1}$${\displaystyle \gamma (\tau )}$${\displaystyle \tau }$

${\displaystyle \gamma \left(\tau \right)=\exp \left[-\left({\frac {\pi \Delta \nu \tau }{2{\sqrt {\ln 2}}}}\right)^{2}\right]\cdot \exp \left(-j2\pi \nu _{0}\tau \right)\qquad \quad (2)}$

donde representa el ancho espectral de la fuente en el dominio de frecuencia óptica, y es la frecuencia óptica central de la fuente. En la ecuación (2), la envolvente gaussiana es modulada en amplitud por una portadora óptica. El pico de esta envolvente representa la ubicación de la microestructura de la muestra bajo prueba, con una amplitud que depende de la reflectividad de la superficie. La portadora óptica se debe al efecto Doppler resultante del escaneo de un brazo del interferómetro, y la frecuencia de esta modulación está controlada por la velocidad de escaneo. Por lo tanto, trasladar un brazo del interferómetro tiene dos funciones; el escaneo de profundidad y una portadora óptica desplazada por Doppler se logran mediante la variación de la longitud del camino. En OCT, la portadora óptica desplazada por Doppler tiene una frecuencia expresada como${\displaystyle \Delta \nu }$${\displaystyle \nu _{0}}$

${\displaystyle f_{Dopp}={\frac {2\cdot \nu _{0}\cdot v_{s}}{c}}\qquad \qquad \qquad \qquad \qquad \qquad \qquad \quad (3)}$

donde es la frecuencia óptica central de la fuente, es la velocidad de exploración de la variación de la longitud del camino y es la velocidad de la luz.${\displaystyle \nu _{0}}$${\displaystyle v_{s}}$${\displaystyle c}$

Las resoluciones axial y lateral de la OCT están desacopladas entre sí; la primera es equivalente a la longitud de coherencia de la fuente de luz y la segunda es una función de la óptica. La resolución axial de la OCT se define como

${\displaystyle \,{l_{c}}}$	${\displaystyle ={\frac {2\ln 2}{\pi }}\cdot {\frac {\lambda _{0}^{2}}{\Delta \lambda }}}$
	${\displaystyle \approx 0.44\cdot {\frac {\lambda _{0}^{2}}{\Delta \lambda }}\qquad \qquad \qquad \qquad \qquad \qquad \qquad \qquad (4)}$

donde y son respectivamente la longitud de onda central y el ancho espectral de la fuente de luz. ^[40]${\displaystyle \lambda _{0}}$${\displaystyle \Delta \lambda }$

La OCT de dominio de Fourier (o dominio de frecuencia) (FD-OCT) tiene ventajas en cuanto a velocidad y relación señal-ruido (SNR) sobre la OCT de dominio temporal (TD-OCT) y se ha convertido en el estándar en la industria desde 2006. La idea de usar modulación de frecuencia y detección coherente para obtener información de alcance ya se demostró en la reflectometría de dominio de frecuencia óptica ^[9] y radar láser ^[14] en la década de 1980, aunque la resolución de distancia y el alcance eran mucho mayores que los de la OCT. Hay dos tipos de FD-OCT: OCT de fuente barrida (SS-OCT) y OCT de dominio espectral (SD-OCT), ambos adquieren interferogramas espectrales que luego se transforman en Fourier para obtener un escaneo axial de amplitud de reflectancia versus profundidad. En SS-OCT, el interferograma espectral se adquiere secuencialmente ajustando la longitud de onda de una fuente de luz láser. SD-OCT adquiere interferogramas espectrales simultáneamente en un espectrómetro. El grupo del MIT describió una implementación de SS-OCT ya en 1994. ^{[6] [41]}   Un grupo con base en la Universidad de Viena describió la medición de la distancia intraocular utilizando interferometría basada en láser sintonizable y espectrómetro ya en 1995. ^{[42] [43]} La obtención de imágenes SD-OCT se demostró por primera vez tanto in vitro como in vivo mediante una colaboración entre el grupo de Viena y un grupo con base en la Universidad Nicolás Copérnico en una serie de artículos entre 2000 y 2002. ^{[44] [45] [46]} La ventaja de la relación señal/ruido de la FD-OCT sobre la TD-OCT se demostró por primera vez en imágenes oculares ^[47] y fue analizada posteriormente por varios grupos de investigadores en 2003. ^{[48] [49] [50]}

La OCT de dominio espectral (OCT de dominio de frecuencia codificada espacialmente) extrae información espectral distribuyendo diferentes frecuencias ópticas en una franja de detector (CCD de matriz lineal o CMOS) a través de un elemento dispersivo (ver Figura 4). De este modo, la información de la exploración de profundidad completa se puede adquirir en una sola exposición. Sin embargo, la gran ventaja de la relación señal-ruido de la OCT de dominio espectral se reduce debido al rango dinámico más bajo de los detectores de franja con respecto a los diodos fotosensibles individuales, lo que da como resultado una ventaja de relación señal-ruido de ~10 dB a velocidades mucho más altas. Sin embargo, esto no es un gran problema cuando se trabaja a 1300 nm, ya que el rango dinámico no es un problema grave en este rango de longitud de onda. ^[40]

Las desventajas de esta tecnología se encuentran en una fuerte caída de la relación señal-ruido, que es proporcional a la distancia desde el retardo cero y una reducción de tipo sinc de la sensibilidad dependiente de la profundidad debido al ancho de línea de detección limitado. (Un píxel detecta una porción cuasi-rectangular de un rango de frecuencia óptica en lugar de una sola frecuencia, la transformada de Fourier conduce al comportamiento sinc(z)). Además, los elementos dispersivos en el detector espectroscópico normalmente no distribuyen la luz de manera uniforme en frecuencia en el detector, sino que en su mayoría tienen una dependencia inversa. Por lo tanto, la señal debe ser remuestreada antes del procesamiento, lo que no puede ocuparse de la diferencia en el ancho de banda local (píxel por píxel), lo que resulta en una reducción adicional de la calidad de la señal. Sin embargo, la caída no es un problema grave con el desarrollo de CCD de nueva generación o matriz de fotodiodos con un mayor número de píxeles.

La detección heterodina mediante matriz sintética ofrece otro enfoque para este problema sin necesidad de alta dispersión.

La OCT de fuente barrida (OCT de dominio de frecuencia codificada en el tiempo) intenta combinar algunas de las ventajas de la TD estándar y la OCT de dominio espectral. Aquí los componentes espectrales no se codifican por separación espacial, sino que se codifican en el tiempo. El espectro se filtra o se genera en pasos de frecuencia sucesivos individuales y se reconstruye antes de la transformación de Fourier. Al acomodar una fuente de luz de escaneo de frecuencia (es decir, láser de escaneo de frecuencia), la configuración óptica (ver Figura 3) se vuelve más simple que la OCT de dominio espectral, pero el problema del escaneo se traslada esencialmente del brazo de referencia TD-OCT a la fuente de luz OCT de fuente barrida. Aquí la ventaja radica en la tecnología de detección de alta relación señal-ruido probada, mientras que las fuentes láser de barrido logran anchos de banda instantáneos muy pequeños (anchos de línea) a frecuencias muy altas (20–200 kHz). Las desventajas son las no linealidades en la longitud de onda (especialmente a altas frecuencias de escaneo), el ensanchamiento del ancho de línea a altas frecuencias y una alta sensibilidad a los movimientos de la geometría de escaneo o la muestra (por debajo del rango de nanómetros dentro de los pasos de frecuencia sucesivos).

Al enfocar el haz de luz hacia un punto de la superficie de la muestra en prueba y recombinar la luz reflejada con la de referencia, se obtendrá un interferograma con información de la muestra correspondiente a un único escaneo A (solo eje Z). El escaneo de la muestra se puede lograr escaneando la muestra con la luz o moviendo la muestra en prueba. Un escaneo lineal producirá un conjunto de datos bidimensionales correspondientes a una imagen transversal (escaneo de ejes XZ), mientras que un escaneo de área logra un conjunto de datos tridimensionales correspondientes a una imagen volumétrica (escaneo de ejes XYZ).

Los sistemas basados ​​en OCT de dominio temporal de punto único, confocal o de punto volante deben escanear la muestra en dos dimensiones laterales y reconstruir una imagen tridimensional utilizando información de profundidad obtenida mediante control de coherencia a través de un brazo de referencia de escaneo axial (Fig. 2). El escaneo lateral bidimensional se ha implementado electromecánicamente moviendo la muestra ^[51] utilizando una platina de traslación y utilizando un novedoso escáner de sistema microelectromecánico. ^[52]

La tomografía de coherencia óptica confocal de campo lineal (LC-OCT) es una técnica de obtención de imágenes basada en el principio de OCT de dominio temporal con iluminación de línea utilizando un láser de banda ancha y detección de línea utilizando una cámara de escaneo de línea. ^[53] La LC-OCT produce escaneos B en tiempo real a partir de múltiples escaneos A adquiridos en paralelo. También se pueden obtener imágenes en face y tridimensionales escaneando la línea de iluminación lateralmente. ^{[54] [55]} El enfoque se ajusta continuamente durante el escaneo de la profundidad de la muestra, utilizando un objetivo de microscopio de alta apertura numérica (NA) para obtener imágenes con alta resolución lateral. Al utilizar un láser supercontinuo como fuente de luz, se logra una resolución espacial cuasi isotrópica de ~ 1 μm a una longitud de onda central de ~ 800 nm. Por otro lado, la iluminación y detección de línea, combinadas con el uso de un objetivo de microscopio de alta NA, producen una compuerta confocal que evita que la cámara detecte la mayor parte de la luz dispersa que no contribuye a la señal. Esta puerta confocal, que está ausente en la técnica OCT de campo completo, le da a la LC-OCT una ventaja en términos de sensibilidad de detección y penetración en medios de alta dispersión como los tejidos de la piel. ^[56] Hasta ahora, esta técnica se ha utilizado principalmente para imágenes de la piel en los campos de la dermatología ^{[57] [58] [59 ] [60] [61] [62]} y la cosmetología. ^[63]

En 1998, el equipo de Claude Boccara desarrolló un método de obtención de imágenes para la OCT temporal ^[64] , con una adquisición de imágenes sin escaneo del haz. En esta técnica, denominada OCT de campo completo (FF-OCT), a diferencia de otras técnicas de OCT que adquieren secciones transversales de la muestra, las imágenes son aquí "en-face", es decir, como imágenes de microscopía clásica: ortogonales al haz de luz de iluminación. ^[65]

Más precisamente, las imágenes interferométricas se crean mediante un interferómetro de Michelson donde la diferencia de longitud de trayectoria varía mediante un componente eléctrico rápido (generalmente un espejo piezoeléctrico en el brazo de referencia). Estas imágenes adquiridas por una cámara CCD se combinan en el postratamiento (o en línea) mediante el método de interferometría de desplazamiento de fase, donde generalmente se adquieren 2 o 4 imágenes por período de modulación, según el algoritmo utilizado. ^{[66] [67]} Más recientemente, se desarrollaron enfoques que permiten la obtención rápida de imágenes de un solo disparo para capturar simultáneamente múltiples imágenes desplazadas de fase necesarias para la reconstrucción, utilizando una sola cámara. ^[68] La OCM de dominio temporal de disparo único está limitada solo por la velocidad de cuadros de la cámara y la iluminación disponible.

Las imágenes tomográficas "en-face" se producen así mediante una iluminación de campo amplio, asegurada por la configuración Linnik del interferómetro de Michelson, donde se utiliza un objetivo de microscopio en ambos brazos. Además, si bien la coherencia temporal de la fuente debe permanecer baja como en la OCT clásica (es decir, un espectro amplio), la coherencia espacial también debe ser baja para evitar interferencias parásitas (es decir, una fuente con un tamaño grande). ^[69]

La tomografía de coherencia óptica es una técnica de imágenes médicas establecida y se utiliza en varias especialidades médicas, incluidas la oftalmología y la cardiología, y se utiliza ampliamente en aplicaciones de investigación científica básica.

La OCT ocular (u oftálmica) es ampliamente utilizada por oftalmólogos y optometristas para obtener imágenes de alta resolución de la retina y el segmento anterior . Debido a la capacidad de la OCT para mostrar secciones transversales de capas de tejido con resolución micrométrica, la OCT proporciona un método sencillo para evaluar la organización celular , la integridad de los fotorreceptores, ^{[70] [71] [72] [73]} y el espesor axonal en el glaucoma , ^[74] la degeneración macular , ^[75] el edema macular diabético , ^[76] la esclerosis múltiple , ^[77] la neuritis óptica, ^[78] y otras enfermedades oculares o patologías sistémicas que presentan signos oculares. ^[79] Además, los oftalmólogos aprovechan la OCT para evaluar la salud vascular de la retina a través de una técnica llamada angiografía OCT (OCTA). ^[80] En la cirugía oftalmológica , especialmente la cirugía de retina, se puede montar una OCT en el microscopio. Este sistema se denomina OCT intraoperatoria (iOCT) y proporciona apoyo durante la cirugía con beneficios clínicos. ^{[81] [82] [83]} La OCT sensible a la polarización se aplicó recientemente en la retina humana para determinar las propiedades de polarización óptica de las paredes de los vasos cerca del nervio óptico. ^[84]

Las imágenes de retina con PS-OCT demostraron cómo se podía cuantificar in vivo el grosor y la birrefringencia del tejido de la pared de los vasos sanguíneos de sujetos sanos. ^[85] Posteriormente, se aplicó la PS-OCT a pacientes con diabetes y sujetos sanos de la misma edad, y mostró un aumento de casi el 100 % en la birrefringencia de la pared de los vasos debido a la diabetes, sin un cambio significativo en el grosor de la pared de los vasos. ^[86] Sin embargo, en pacientes con hipertensión, el grosor de la pared de los vasos de la retina aumentó un 60 %, mientras que la birrefringencia de la pared de los vasos disminuyó un 20 %, en promedio. ^[87] Las grandes diferencias medidas en sujetos sanos y pacientes sugieren que las mediciones de retina con PS-OCT podrían usarse como una herramienta de detección de hipertensión y diabetes. ^{[86] [87] [88]}

La OCT se puede utilizar para medir el grosor de la capa de fibras nerviosas de la retina (RNFL) . ^[89]

En el ámbito de la cardiología, la OCT se utiliza para obtener imágenes de las arterias coronarias y visualizar la morfología y la microestructura de la luz de la pared vascular con una resolución aproximadamente 10 veces mayor que otras modalidades existentes, como las ecografías intravasculares y la angiografía por rayos X ( tomografía de coherencia óptica intracoronaria ). Para este tipo de aplicación, se utilizan catéteres de fibra óptica de 1 mm de diámetro o menos para acceder a la luz de la arteria a través de intervenciones semiinvasivas, como las intervenciones coronarias percutáneas .

La primera demostración de OCT endoscópica fue reportada en 1997 por investigadores del laboratorio de Fujimoto en el Instituto Tecnológico de Massachusetts. ^[90] El primer catéter y sistema de imágenes TD-OCT fue comercializado por LightLab Imaging, Inc., una empresa con sede en Massachusetts en 2006. El primer estudio de imágenes FD-OCT fue reportado por el Hospital General de Massachusetts en 2008. ^[91] La FD-OCT intracoronaria fue introducida por primera vez en el mercado en 2009 por LightLab Imaging, Inc. ^[92] seguida por Terumo Corporation en 2012 y por Gentuity LLC en 2020. ^[93] La mayor velocidad de adquisición de FD-OCT permitió la adopción generalizada de esta tecnología de imágenes para imágenes de la arteria coronaria. Se estima que se realizan más de 100.000 casos de imágenes coronarias FD-OCT al año y que el mercado está aumentando aproximadamente un 20% cada año. ^[94]

Otros avances de la OCT intracoronaria incluyen la combinación con otras modalidades de imágenes ópticas para la obtención de imágenes multimodales. La OCT intravascular se ha combinado con la obtención de imágenes moleculares por fluorescencia en el infrarrojo cercano (NIRF) para mejorar su capacidad de detectar información molecular/funcional y morfológica tisular simultáneamente. ^{[95] [96]} De manera similar, se ha implementado la combinación con la espectroscopia de infrarrojo cercano (NIRS). ^[97]

La OCT endoscópica/intravascular se ha desarrollado aún más para su uso en aplicaciones neurovasculares, incluida la obtención de imágenes para guiar el tratamiento endovascular del accidente cerebrovascular isquémico y los aneurismas cerebrales. ^[98]

Las investigaciones clínicas iniciales con los catéteres de OCT coronaria existentes se han limitado a la anatomía intracraneal proximal de pacientes con tortuosidad limitada, ya que la tecnología de OCT coronaria no fue diseñada para la cerebrovasculatura tortuosa que se encuentra en el cerebro. Sin embargo, a pesar de estas limitaciones, demostró el potencial de la OCT para la obtención de imágenes de enfermedades neurovasculares. ^[99] En 2020 se propuso un diseño de catéter de obtención de imágenes de OCT intravascular adaptado para su uso en anatomía neurovascular tortuosa. ^[100] En 2024 se informó de un primer estudio en humanos utilizando OCT neuro endovascular ( n OCT) ^{. [101] [102]}

La OCT endoscópica se ha aplicado a la detección y diagnóstico de cáncer y lesiones precancerosas , como el esófago de Barrett y la displasia esofágica . ^{[103] [104] [105]}

El primer uso de OCT en dermatología se remonta a 1997. ^[106] Desde entonces, la OCT se ha aplicado al diagnóstico de varias lesiones cutáneas, incluidos los carcinomas. ^{[107] [108] [109]} Sin embargo, el diagnóstico de melanoma mediante OCT convencional es difícil, especialmente debido a la resolución insuficiente de las imágenes. ^[110] Las técnicas emergentes de OCT de alta resolución, como la LC-OCT, tienen el potencial de mejorar el proceso de diagnóstico clínico, permitiendo la detección temprana de tumores malignos de la piel, incluido el melanoma, y ​​una reducción en el número de escisiones quirúrgicas de lesiones benignas. ^[111] Otras áreas de aplicación prometedoras incluyen la obtención de imágenes de lesiones en las que las escisiones son peligrosas o imposibles y la guía de intervenciones quirúrgicas mediante la identificación de los márgenes del tumor.

Los investigadores de la Universidad Médica y Dental de Tokio pudieron detectar lesiones de manchas blancas en el esmalte alrededor y debajo de los brackets de ortodoncia utilizando OCT de fuente barrida. ^[112]

Los investigadores han utilizado OCT para producir imágenes detalladas de cerebros de ratones, a través de una "ventana" hecha de zirconia que ha sido modificada para ser transparente e implantada en el cráneo. ^{[113] [114]} La tomografía de coherencia óptica también es aplicable y se utiliza cada vez más en aplicaciones industriales , como pruebas no destructivas (NDT), mediciones de espesor de materiales, ^[115] y en particular obleas delgadas de silicio ^{[116] [117]} y mediciones de espesor de obleas de semiconductores compuestos ^{[118] [119]} caracterización de rugosidad superficial, imágenes de superficie y sección transversal ^{[120] [121]} y mediciones de pérdida de volumen. ^[122] Los sistemas OCT con retroalimentación se pueden utilizar para controlar procesos de fabricación. Con adquisición de datos de alta velocidad, ^[123] y resolución submicrónica, la OCT es adaptable para funcionar tanto en línea como fuera de línea. ^[124] Debido al alto volumen de píldoras producidas, un campo de aplicación interesante es en la industria farmacéutica para controlar el recubrimiento de tabletas. ^[125] Los sistemas OCT basados ​​en fibra son particularmente adaptables a entornos industriales. ^[126] Estos pueden acceder y escanear interiores de espacios difíciles de alcanzar, ^[127] y pueden operar en entornos hostiles, ya sean radiactivos, criogénicos o muy calientes. ^[128] Actualmente se están desarrollando nuevas tecnologías de diagnóstico e imagenología biomédica óptica para resolver problemas en biología y medicina. ^[129] A partir de 2014, se han realizado intentos de utilizar la tomografía de coherencia óptica para identificar conductos radiculares en los dientes, específicamente conductos en los molares superiores, sin embargo, no hay diferencia con los métodos actuales de microscopio operatorio dental. ^{[130] [131] [ fuente no primaria necesaria ]} La investigación realizada en 2015 tuvo éxito en la utilización de un teléfono inteligente como plataforma OCT, aunque aún queda mucho trabajo por hacer antes de que dicha plataforma sea comercialmente viable. ^[132] Los circuitos integrados fotónicos pueden ser una opción prometedora para la OCT miniaturizada. De manera similar a los circuitos integrados, las técnicas de fabricación basadas en silicio se pueden utilizar para producir sistemas fotónicos miniaturizados. Recientemente se ha informado sobre la primera obtención de imágenes de retina humana in vivo. ^[133] En la microfabricación 3D , la OCT permite realizar pruebas no destructivas e inspecciones en tiempo real durante la fabricación aditiva. Su obtención de imágenes de alta resolución detecta defectos, caracteriza las propiedades del material y garantiza la integridad de las geometrías internas sin dañar la pieza. ^[122]