Разработка экспериментальных образцов приборов оптической когерентной томографии глаза для последующей организации производства

Спектрометры для ОКТ

Спектральный вариант оптической когерентной томографии (ОКТ) основан на анализе спектра интерференции опорной и рассеянной объектом волн, полученного при помощи дифракционной решетки [1, 2] и записи углового спектра, отображаемого объективом в фокальной области на линейке фотоприемников.

Информация о пространственной внутренней структуре объекта по направлению зондирования содержится в амплитуде и эффективной частоте изрезанности огибающей оптического спектра. Частота изрезанности обратно пропорциональна величине разности хода (оптической задержки) между интерферирующими волнами, а амплитуда – пропорциональна амплитуде зондирующей волны, возвращенной с соответствующей глубины в объекте. Структура обратного рассеяния в исследуемом объекте восстанавливается для каждого положения зондирующего луча в виде распределения коэффициента обратного рассеяния среды по глубине (А-скана) расчетным образом при использовании преобразования Фурье оптического спектра.

Регистрация интерференционного ОКТ сигнала, соответствующая одному А-скану в глубину, осуществляется с использованием спектрометра, диспергирующий элемент которого, как правило, представлен дифракционной решеткой, оптимизированной для работы в минус первом порядке дифракции. Фокусирующий элемент преобразует угловое распределение диспергированного излучения в пространственное в плоскости линейки фотоприемников. Отклонение полученного распределения волнового числа k от линейного в пространстве линейно и эквидистантно расположенных фотоприемников составляет единицы процентов при обычной для широкополосной ОКТ относительной ширине полосы источника 8-10% [3]. В результате изрезанность углового спектра, соответствующая единичному рассеивателю в объектном плече интерферометра, фиксируется при фотодетектировании в не гармоническом, частотно-модулированном виде. При последующем Фурье-преобразовании это проявляется в уширении аппаратной функции, пропорциональном глубине расположения рассеивателя, и снижении продольного разрешения устройства.

Вычислительная сложность алгоритмов обработки (параметр, характеризующий количество вычислений на выполнение той или иной операции) является одним из лимитирующих факторов при разработке современных ОКТ систем, работающих в режиме реального времени. Существенное снижение вычислительной сложности при восстановлении профиля рассеяния исследуемого объекта достигается за счет использования быстрого преобразования Фурье [4], однако этот метод требует строгой эквидистантности элементов преобразуемого массива (спектральных отсчетов – числовых значений, соответствующих интенсивностям спектральных компонент, регистрируемых отдельными элементами фотоприемника) по аргументу (продольному волновому числу k, или оптической частоте). Причина нарушения эквидистантности спектральных отсчетов по волновому числу заключается в нелинейности дисперсионных характеристик (зависимости угла дифракции от оптической частоты падающего излучения) дифракционной решетки и некоторых модифицированных спектрометров [5-7].

Для преодоления этой трудности разработан ряд методов, позволяющих производить коррекцию эквидистантности оптических отсчетов, подробно рассмотренных в разделе 1.3.3.3 настоящего отчёта.

1. Обработка спектральных данных в ОКТ

Задача формирования эквидистантных по оптической частоте отсчётов в большинстве приложений оказывается перенесена в область пост-обработки, возможности осуществления которой существенно возрастают с использованием частично скорректированных спектральных распределений и многопотоковых ЭВМ.

В общем случае расчёт ОКТ-изображения для спектральной ОКТ-системы включает в себя следующие этапы:

 1. Преобразование исходных целочисленных данных в комплексные спектры в соответствии с выбранной методикой модуляции (при последовательной регистрации А-сканов с изменением длины опорного или объектного плеча на доли длины волны).
 2. Процедура нормализации спектра.
 3. Процедура компенсации материальной дисперсии.
 4. Процедура компенсации неэквидистантности исходных данных.
 5. Преобразование Фурье (получение комплексной томограммы).
 6. Упорядочивание данных с учетом направления и типа (углового или линейного) сканирования.
 7. Преобразование комплексных данных в вещественные логарифмированные данные.
 8. Процедура визуализации и сохранения.

Совокупность этих вычислений является достаточно сложной, поэтому для реализации этой процедуры в реальном времени в условиях использования персонального компьютера настольного или мобильного типа, функционирующего под управлением операционной системы общего назначения (например, Microsoft Windows) необходимо применять приём распараллеливания вычислений. Описанная выше последовательность действий (с 1 по 8) является сложной для распараллеливания вычислений, так как некоторые этапы вычисления выполнимы только после полного завершения всех предыдущих этапов вычислений с использованием всех исходных или промежуточных данных при вычислении текущего ОКТ-изображения. Однако в рамках отдельных этапов или некоторых последовательных совокупностей этапов вычислений можно выделить различные группы исходных и промежуточных данных, которые можно рассчитывать независимо. Поэтому вычисление каждого B-скана разбивается на три этапа. На первом этапе производится преобразование исходных целочисленных данных в комплексные спектры в соответствии с выбранной методикой модуляции. В этом случае параллельно обрабатываются данные “строк” ОКТ-изображения. После соответствующей процедуры синхронизации запускается второй этап вычислений. Этот этап включает в себя процедуры со второй по седьмую, при этом параллельно обрабатываются данные “столбцов” ОКТ-изображения. На завершающем этапе производится процедура визуализации и сохранения ОКТ-изображения.

Для оценки вычислительной сложности процесса вычисления ОКТ изображений в рамках работ отчётного этапа рассмотрена модель спектрометра, содержащего на выходе фотодетектор, состоящий из N=512 фотоэлементов, и случай регистрации изображения, формируемого из n=1024 исходных А-сканов.

За единицу вычислительной сложности принимается одно элементарное арифметическое действие с парой комплексных чисел.

Первый этап вычисления ОКТ изображений предполагает осуществление преобразования исходных целочисленных данных в комплексные спектры. Эта операция необходима для снятия вырождения интерферометрических данных по знаку задержки между опорной и зондирующей волнами [8], что в приложении к офтальмологической ОКТ важно как для увеличения доступной зоны поиска при построении изображений заднего отдела глаза, так и для эффективного построения изображений переднего отдела глаза без использования многократного сканирования при изменении длины опорного плеча, как это показано, например, в [9] или, с лучшим качеством, в [10]. Возможные решения по организации регистрации комплексной амплитуды спектра рассмотрены в разделе 1.3.2 настоящего отчёта.

Преобразование исходных целочисленных данных в комплексные спектры происходит с использованием одного прямого преобразования Фурье для n точек каждой строки (совокупность исходных данных с одинаковым номером элемента линейки), занулением постоянной составляющей (оценим сложность этой операции как 1) и обратного преобразования Фурье для n/2 точек каждой строки. Сложность вычисления для этого этапа составляет для одного B-скана оценивается как 7.6∙106.

Процедуру нормализации спектра и компенсации материальной дисперсии (раздел 1.3.3.2 настоящего отчёта), присущей оптическим путям в интерферометре, можно свести по методике, описанной в [11] или [12], к умножению результата предыдущих вычислений на вычисленный заранее комплексный коэффициент, соответствующий номеру элемента линейки. В некоторых системах эта операция номинально опускается, поскольку предполагается, что влияние материальной дисперсии исследуемого объекта может быть компенсировано введением диспергирующего элемента в опорном плече интерферометра – например, пары призм [13-15]. Однако в силу потенциально различных оптических свойств внутренней среды глаза человека представляется необходимым введение процедуры численной коррекции дисперсионных искажений. Определение величины корректирующего множителя может выполняться различными способами, при этом вся необходимая для этого информация уже содержится в структуре ОКТ сигнала [16]. Так, в [17] приводится итерационный алгоритм, построенный последовательном уточнении корректирующего коэффициента, а в [18] предлагается способ его прямого вычисления на основе восстановления локализованных спектральных данных. Несмотря на потенциально высокую вычислительную сложность алгоритмов вычисления дисперсионного множителя, в пределах одного объекта эта процедура может выполняться однократно, что позволяет исключить эту процедуру из общего расчёта вычислительной сложности процедуры формирования изображения ОКТ. Вычислительная сложность нормализации спектра и компенсации материальной дисперсии при известных корректирующих коэффициентах для одного B-скана оценивается как 0.3∙106.

Программная коррекция неэквидистантности регистрации спектральных компонент с использованием спектрометра на дифракционной решётке является отдельной важной задачей при реализации метода спектральной ОКТ (раздел 1.3.3.3. настоящего отчёта). Несмотря на то, что в типичных для ОКТ пределах длины волны источника излучения и его спектральной ширины характерное значение неэквидистантности, определяемой вслед за [19] как отношение размаха отклонения распределения положения изображения спектральной компоненты x(k) от его линейной аппроксимации xl(k) ко всей ширине проекции регистрируемого оптического спектра Δx.

В [3] было показано, что уширение Δz аппаратной функции ОКТ на уровне полувысоты пропорционально произведению величины неэквидистантности δε на значение величины оптической задержки между интерферирующими волнами 2z. В спектрометре на дифракционной решетке при типичных для ОКТ значениях центральной длины волны, ширины спектра источника и частоты штрихов дифракционной решетки величина неэквидистантности составляет единицы процентов, что приводит к многократному нарастанию ширины аппаратной функции с увеличением глубины положения рассеивателя z. Для коррекции неэквидистантности используется процедура калибровки спектрометра, подходы к которой неоднократно описывались в литературе [11, 20, 21], в том числе с использованием волоконных Брэгговских решёток [22, 23]. По известным положениям эквидистантных компонент может осуществляться передискретизация [24, 25], неэквидистантные преобразования Фурье или вейвлет-преобразования [26]. Метод программной компенсации неэквидистантности исходных данных, используемый для оценки, описан в [27]. Он сводится к умножению каждого A-скана (вектора размерностью N) на корректирующую матрицу с размерностью Nx2N. Существенным образом уменьшить объем вычислений возможно при использовании частичной коррекции неэквидистантности спектрометра – в этом случае корректирующая матрица имеет ненулевые значения только около своей “диагонали”. Вычислительная сложность оптимизированного таким образом варианта программной коррекции неэквидистантности исходных данных можно оценить как 8.4∙106.

Основная процедура синтеза изображения спектральной ОКТ-системы представляет собой прямое преобразование Фурье. В случае использования программной компенсации неэквидистантности исходных данных для каждого из n/2 столбцов изображения оно будет выполняться для 2N точек, и вычислительная сложность этой процедуры может быть оценена как 5.2∙106.

Дальнейшие совокупные вычислительные действия (выделение амплитуды, логарифмирование, нормировка цвета, визуализация) можно грубо оценить, как 10 на каждую точку изображения, что в конечном итоге приводит к оценочному значению 1.3∙106 для изображения размером 512x256 элементов.

Совокупная вычислительная сложность оценивается процедуры расчёта ОКТ изображения при использовании процедуры передискретизации оценивается как 22.8∙106.

Оценка эффективности снижения вычислительной нагрузки, связанной с необходимостью осуществления программной коррекции остаточной неэквидистантности исходных данных, показывает, что помимо исключения непосредственной процедуры компенсации неэквидистантности (4 этап вычислений), снижается сложность вычисления основных преобразований Фурье (5 этап вычислений). Это приводит к двукратному снижению совокупной сложности вычислений, в этом случае оцениваемой как 11.6∙106.

Уменьшение требуемой вычислительной мощности компьютера, управляющего спектральной ОКТ-системой, даёт возможность использования в составе ОКТ-комплекса мобильной или компактной встраиваемой вычислительной платформы. Кроме того, это обстоятельство позволяет использовать в вычислительной системе CPU с пассивным охлаждением, что упрощает техническое обеспечение протоколов стерилизации и дезинфекции, необходимых для клинического использования ОКТ в процессе полостных или эндоскопических операций. При использовании же в составе ОКТ-системы CPU обычной мощности, освободившиеся вычислительные ресурсы можно использовать для реализации в реальном времени трёхмерной визуализации ОКТ-изображения [28] или для реализации визуализации в реальном времени капиллярной сосудистой сетки in vivo методом сравнительного анализа вариации спекловой структуры изображения [29].

Экспериментальные данные реализации алгоритма обработки ОКТ изображения подтверждают оценки эффективности полностью оптической коррекции неэквидистантности спектрометра. Так, средняя загрузка процессора Intel® Core™ i3-3225 (частота 3,3МГц, 2 ядра, 4 потока, 3МВ Кэш) при расчёте ОКТ-изображения спектральной ОКТ-системы, использующей линейку фотоэлементов со скоростью опроса 20 000 А-сканов в секунду (SU512LD-1.7T1, Goodrich, США), в реальном времени с программной коррекцией неэквидистантности составила около 38%. В случае, когда программная коррекция неэквидистантности не применялась, средняя загрузка этого процессора составила около 19%. В случае использования процессора Intel® Core™ i3-3770 (максимальная частота 3,9МГц, 4 ядра, 2 потока, 8МВ Кэш) эти величины составили соответственно 10-11% и 5-6%. Увеличение скорости расчётов при применении Intel® Core™ i3-3770 почти в четыре раза по сравнению с Intel® Core™ i3-3225 объясняется большим количеством ядер, повышенной тактовой частотой и большим размером кэш-буфера. Подобные же результаты были продемонстрированы в работе [12], где при использовании графических процессоров было показано, что отмена процедуры передискретизации вдвое снижает затраты времени на расчёт ОКТ изображения.

Однако использование только методов пост-коррекции приводит к уменьшению предельной глубины видения (например, порядка 20% при неэквидистантности регистрации спектральных компонент всего 3%), что обусловлено нарушением критерия Котельникова для верхних частот пространственной модуляции огибающей оптического спектра в пределах одной аппаратной функции [3]. В этом случае аппаратная функция изображения рассеивателя приобретает подставку, которая при визуализации широкого динамического диапазона, характерного для изображений ОКТ, может приводить к существенным искажениям части изображения [3, 30].

Наиболее приемлемым решением с точки зрения организации эквидистантного приема спектральных компонент в спектрометре на дифракционной решетке является использование дополнительных элементов, корректирующих положение изображений спектральных компонент относительно отдельных элементов линейки фотоприемников.

2. Дисперсионный элемент спектрометра

Основным элементом оптического спектрометра для ОКТ является дифракционная решётка. К настоящему моменту использование классических для оптического диапазона отражательных решёток встречается только в отдельных работах, обладающих всеми признаками стартовых, в которых тот или иной коллектив делает первые шаги по построению собственных спектральных ОКТ систем (например, [31]) либо осуществляет экспериментальную проверку принципиально новых решений с использованием относительно недорогих компонертов [24, 32, 33]. В большинстве случаев информация о конкретном артикуле используемой дифракционной решётки остаётся скрытой, тем не менее среди используемых отражательных дифракционных решёток в литературе упоминаются GR25-1210 (Thorlabs, США) [32] и NT43-850 (Edmund Opticsб США) [34, 35].

В большинстве работ используются просветные дифракционные решётки. При этом наиболее значительная часть упоминаемых в литературе решёток представлена объёмными голографическими решётками производства Wasatch Photonics (США) [30, 35-40]. Основным преимуществом этих дифракционных решёток является их высокая эффективность в широкой спектральной полосе для любой поляризации падающей волны. Эффект достигается за счёт формирования слоя постоянной толщины с периодически меняющимся показателем преломления, что в Брэгговской геометрии и обеспечивает высокую эффективность устройства.


а

б

Рисунок 1 – Традиционная отражательная и объёмная голографическая просветная дифракционные решётки:
а – структура,
б – эффективность в широком спектральном диапазоне. Цитируется по ссылке

Для применения в ОКТ Wasatch Photonics разработана серия дифракционных решёток для диапазонов 840 нм и 1300 нм. Кроме высокой эффективности, данная продукция имеет высокую привлекательность для исследовательского сегмента за счёт возможности поставки малых и ультрамалых партий, что обусловлено спецификой процесса производства таких решёток. Однако наряду с перечисленными достоинствам необходимо отметить ряд существенных недостатков этих устройтсв. Первый недостаток заключается в ограниченности доступных геометрических параметров изделия. При высокой удельной стоимости (0,9 долл.США/мм2 по состоянию на отчётный период) минимальная доступная к заказу площадь изделия прямоугольной апертуры составляет 1200 мм2. Для изделия круглой апертуры минимальный размер составляет 314 мм2 при стоимости 550 дол. США. Другой недостаток заключается в использовании субстанции животного происхождения (желатина) для формирования среды с переменным показателем преломления, что создаёт риски изменения отдельных свойств изделия при изготовлении различных партий и разрушения диспергирующего слоя при воздействии повышенных либо, напротив, пониженных (отрицательных) температур. Кроме того, использование желатина в качестве основы для формирования среды с переменным показателем преломления обусловливает невозможность изменения геометрических размеров изделия в меньшую сторону – при контакте с атмосферным воздухом и водой структура дифракционного слоя разрушается.

Кроме Wasatch Photonics, в исследовательских работах по ОКТ представлены просветные дифракционные решётки Ibsen photonics (США), в частности PING-Sample-020, имеющая частоту штриховки 1765 1/мм [41-44]. Изделия этого производителя производятся литографическим образом из диэлектрических материалов и не содержат полимеров или продуктов животного происхождения, что обусловливает их высокую устойчивость к воздействию внешних факторов, таких как влажность и температура. При этом толщина изделия оставляет около 0,6 мм, что существенным образом упрощает задачу построения компактного спектрометра с использованием таких дифракционных решёток. Недостатком дифракционных решёток производства Ibsen photonics является их чрезвычайно высокая стоимость: для конкретного изделия PING-Sample-020 стоимость составляет 600-950 Евро (в зависимости от объема поставки), что в пересчёте на удельную стоимость составляет около 7 долл.США за квадратный миллиметр.


а

б

Рисунок 2 – Структура рабочей поверхности изготовленных фотолитографическим способом дифракционных решёток:
а – производства Ibsen photonics (США), цитируется по [45],
б – LightSmyth Technologies (США), цитируется по [46]

Также фотолитографическим способом производит дифракционные решётки LightSmyth Technologies (США). Несмотря на отсутствие упоминани1 этого производителя в литературе, связанной с проектированием и созданием экспериментальных устройств ОКТ, открытые данные позволяют сделать вывод о применимости данных изделий для задач проекта. Заявляемая эффективность изделия в проектном диапазоне составляет не ниже 90% вне зависимости от поляризации, толщина субстрата 0,7 мм. Удельная стоимость изделия составляет 1,2 долл.США за квадратный миллиметр, при этом производитель предлагает возможность изготовления изделий произвольного размера, что может существенным образом оптимизировать затраты на приобретение комплектующих при серийном производтсве.


а

б

Рисунок 3 – Дифракционная эффектвность изготовленных фотолитографическим способом дифракционных решёток:
а – PING-Sample производства Ibsen photonics (США), цитируется по ссылке,
б – T-1702-895 производства LightSmyth Technologies (США), цитируется по ссылке

К недостаткам изготовленных фотолитографическим способом дифракционных решёток следует отнести то, что их рабочая поверхность контактирует с внешней средой. Как следствие, пространство между штрихами при контакте с жидкостями может заполняться средой с показателем преломления, отличным от расчётного. Кроме того, возможно повреждение штрихов вследствие контакта с частицами пыли и в процессе очистки. Для исключения повреждения рабочей поверхности решётки спектрометр на её основе должен изготавливаться в пылезащищенном исполнении.

Кроме спектрометров на дифракционных решётках классической конфигурации, в литературе встречаются описания альтернативных способов организации спектрометров для ОКТ.

В работе [47] описывается построение спектрометра, принцип действия которого основан на хроматической аберрации линзы Френеля. В работе показано, что спектр на выходе такого устройства оказывается в достаточной мере эквидистантным, чтобы аппаратная функция изображения ОКТ не испытывала уширения при отображении в линейном масштабе по интенсивности. Очевидной сложностью такого подхода является существенно наклонное падение фокусируемого излучения на плоскость фотоприемников. Кроме того, в такой геометрии за размер пятна фокусировки отвечает не диаметр рэлеевской перетяжки, а её длина, что обусловливает необходимость использования широкоапертурных решений при проектировании такого спектрометра.


а

б

Рисунок 4 – ОКТ с френелевским спектрометром: а – принципиальная схема, б – вид аппаратной функции. Цитируется по [47].

Альтернативное использованию объемных дисперсионных элементов решение для построения спектрометра было предложено в [48], где было предложено использовать в качестве дисперсионного элемента спектрометра Брэгговскую волоконную дифракционную решётку. Для обеспечения эффективного выхода излучения из волокна решётка записывается под углом к оси волокна, затем излучение через систему цилиндрических и сферических линз проецируется на фотоприемную матрицу.

Рисунок 5 – Формирование Брэгговской волоконной решётки в волокне. Цитируется по [48].

Близкое по духу решение для построения компактного, или чип-, спектрометра предложено в работе [49], а затем развито в работах [50-52]. Предложенный спектрометр формируется набором изогнутых оптических волноводов, длина которых формирует фазовую задержку для отдельных частей расходящегося пучка излучения, формируя таким образом аналог наклонного падения излучения. Большое число сформированных каналов выполняет при этом роль дифракционной решётки. Поскольку внутренняя структура такого спектрометра выращивается из оксинитрида кремния, это позволяет разместить на одной подложке и другие элементы оптического тракта ОКТ устройства – в частности, оптический делитель [53]. Очевидными достоинствами такой схемы являются её компактность (0,36 см3 [53]), поляризационная независимость [51] и общая устойчивость к внешним воздействиям, которая обеспечивается за счёт полного отсутствия настраиваемых элементов в устройстве.

Рисунок 6 – Схема ОКТ с компактным чип-спектрометром. Цитируется по[51].

В работе [7] рассматривается подход, позволяющий отказаться от использования дифракционной решётки и реализовать эквидистантный по оптической частоте спектрометр за счёт использования сложных составных призм. В работе приводится подробный перечень возможных сочетаний материалов, из которых выполняются отдельные компоненты устройства и углов при вершинах изготавливаемых призм.

Рисунок 7 – Триплетная призма для эквидистантного спектрометра. Цитируется по [7].

2.1 Эквидистантный по оптической частоте спектрометр

Первые упоминания о возможности построения спектрометров, в которых регистрация спектральных компонент осуществляется эквидистантно в пространстве оптических частот, относятся к 2007-2008 годам, когда в [54] и [55, 56] было независимо предложено решение, основанное на использовании оптической призмы в дополнение к дифракционной решетке, известное с 1990 года по работе [6]. В [6] впервые было предложено использовать дополнительный элемент для изменения дисперсии спектрометра, для чего предлагалось формировать просветную дифракционную решетку на одной из граней оптической призмы – в противовес традиционному использованию плоскопараллельных пластинок. Впоследствии этот подход был реализован в астрономических наблюдениях [57].

Рисунок 8 – Совмещение дифракционной решётки и призмы. Цитируется по [6].

В [3, 54] оптическая призма отделялась от дифракционной решётки, а угол поворота призмы относительно последней приобретал роль дополнительной степени свободы при настройке угловой дисперсии в спектрометре.

Рисунок 9 – Совместное использование дифракционной решётки и призмы в ОКТ: источник излучения (1), оптический изолятор (2), 3дБ ответвитель (3), опорное плечо измерительного интерферометра (4), сканирующая система (5), иссследуемый объект (6), коллимирующая линза (7), дифракционная решетка (8), призма-компенсатор (9), фокусирующая линза (10), линейный массив фотоэлементов (11). Цитируется по [3].

В [54], а впоследствии и в [58-60] при описании эффекта линаеризации спектрометра основной упор делался на дисперсионные свойства материала призмы.

В работе [58] производится поиск оптимального материала для изготовления призмы и делается вывод, что наилучшим образом задачам линеаризации спектрометра соответствует стекло марки F2. Работа [59] посвящена численному и экспериментальному исследованию ОКТ систем, использующих дифракционные решётки с различной частотой штрихов и призмы из различных материалов. При этом частота штриха дифракционной решётки рассматривается как один из параметров, влияющих на эффективность компенсации неэквидистантности. В работе приводятся характерные кривые, описывающие неэквидистантность, в зависимости от угла поворота призмы, однако не делается вывода о наличии абсолютного минимума зависимости, как это было сделано в [3].

В работах [60, 61] проводится более подробный по сравнению с [59] анализ свойств спектрометра, влияющих на его неэквидистантность. Дополнительно исследуется эффективность увеличения динамического диапазона на большой глубине наблюдения по сравнению с [59].

В [56] с использованием численного моделирования было показано, что наблюдаемый эффект коррекции эквидистантности расположения спектральных компонент в пространстве фотоприемников имеет преимущественно геометрический характер.

Рисунок 10 – Зависимость положения оптимального угла поворота призмы β и остаточной неэквидистантности спектрометра δε от угла призмы α. Индекс wd обозначает призму, рассчитанную без учёта дисперсии материала, из которого она изготовлена. Цитируется по [56].

Развитием идей [3, 54] является использование составной призмы в спектрометре [19]. Разделение монолитной призмы на два элемента, угол между которыми может изменяться, позволило авторам с использованием стандартных коммерчески доступных элементов добиться такого же уровня коррекции неэквидистантности, как и при использовании монолитной призмы индивидуального дизайна. Представленная в [19] оптическая система обладает высокой универсальностью при использовании в лабораторных ОКТ устройствах или при малосерийном производстве ввиду возможности использования широко распространенных и, как следствие, относительно недорогих элементов. При организации серийного производства представляется более целесообразным использование изначальной конфигурации, содержащей только одну призму, изготовленную под конкретные параметры источника зондирующего излучения.

Рисунок 11 – Принципиальная оптическая схема спектрометра для эквидистантной регистрации спектральных компонент сверхширокополосного излучения: 1 – коллимирующий элемент с оптоволоконным интерфейсом, 2 – просветная голографическая дифракционная решетка, 3 – компоненты составной призмы-корректора, 4 – фокусирующий элемент, 5 – линейный массив фотоприемных элементов. Цитируется по [19].

3. Фотоприемный элемент спектрометра

Фотоприемный массив является важным элементом спектрометра. В типичных для спектральной ОКТ условиях именно геометрические характеристики фотоприемного устройства определяют как максимально отображаемую не ОКТ изображении глубину, так и размер других элементов спектрометра.

Наиболее просто задача выбора фотоприемного элемента решается в длинноволновых реализациях ОКТ, где длина волны превышает 1 мкм. В этом диапазоне по совокупности таких параметров как быстродействие, число элементов, форм-фактор однозначно лидируют InGaAs массивы производства Sensors Unlimited (США) [53, 62, 63]. Для ОКТ офтальмологического назначения характерно использование другого спектрального диапазона (700-900 нм), в котором используются преимущественно фотоприёмники на основе кремния.

Некоторые подходы, в частности, связанные с одновременной регистрацией нескольких спектральных распределений, используют двумерные фотоприемные массивы Sony XCHR-50 [64], PointGrey GRAS-50S5M/C (Sony ICX625) [65], Basler acA2000-340kmNIR [36], Mikrotron EoSens CL MC1362 [66], Photonfocus MV1-D1312I [30], Basler, rul 2048-30gm [67]. Однако в рамках решаемой в проекте задачи использование таких решений представляется нецелесообразным.

Наибольшая частота встречаемости по литературным данным принадлежит продукции фирмы Basler (Германия). Производимые Basler устройства характеризуются квадратным пикселом со стороной 10 мкм или 14 мкм. Фотоприемные элементы расплагаются в две строки одна над другой, что может использоваться в ОКТ как для настройки взаимного наклона оси матрицы и линии фокусировки изображения спектра, так и для повышения эффективности регистрации при наличии нескомпенсированного астигматизма фокусирующей оптики [61]. Скорость регистрации спектров составляет до 70 000 или 140 000 линий в секунду в зависимости от модели.

Второй по частоте упоминаний в литературе производитель – Teledyne e2v (Великобритания). Производимые Teledyne e2v также отличаются несколько большим разнообразием в количестве линий фотодетектора, однако форма и размер отдельного пиксела также находятся в диапазоне 10-14 мкм. Скорость регистрации спектров 28, 54 и 70 тысяч линий в секунду в зависимости от модели.

В меньшей мере представлены другие производители – Dalsa (США), Hamamatsu (Япония), Toshiba (Япония). К сожалению, до сих пор нет информации об использовании в приложениях ОКТ линейного сенсора Orion2K (Awaiba, Бельгия), анонсированного ещё в 2014 году [68]. Сенсор имеет чрезвычайно удобный для ОКТ формат пиксела – 10х200 мкм, что существенно упрощает процедуру сборки и настройки спектрометра. Остальные параметры (число пикселей, разрядность на выходе, быстродействие до 70 000 линий в секунду) сенсора соответствуют среднему мировому уровню и являются оптимальными для разработки офтальмологических приложений.

В таблице 1 приведены основные характеристики используемых в литературе линейных камер и матриц.

По совокупности характеристик, стоимости, а также с учётом имеющегося у исполнителей опыта по реализации собственных аппаратных решений по созданию интерфейса фотоприёмных матриц для проработки в рамках настоящего проекта предложен линейный сенсор Orion2K (Awaiba, Бельгия).

Таблица 1 – Основные линейные камеры и сенсоры, используемые в ОКТ диапазона 700-900 нм

Произво
дитель, арти
кул
Число элементов/строк Раз
мер пик
села, мкм
Макс. скоро
сть регист
рации, тыс. линий в сек
Разря
дность, бит
Интер
фейс
Упоми
нание в лите
ратуре
Basler
spL2048-70km 2048/2 10 70 12 CameraLink [33, 60]
spL4096-70km 4096/2 10 70 CameraLink [59, 69]
spL2048-140km 2048/2 10 140 CameraLink [13, 20, 32, 39, 40]
spL4096-140km 4096/2 10 140 CameraLink [10, 25, 38, 70-76]
spL8192-70km 8192/2 10 70 CameraLink [15]
Teledyne e2v
AT71YSM2
CL2014-BA0 AviiVA
2048/1 14 28 12 CameraLink [37, 58]
AT71YSM2
CL2010-BA0
2048/1 10 70 12 CameraLink [75, 77, 78]
EV71YEM4
CL2014-BA0
2048/3 14 70 12 CameraLink [12, 34, 35, 61, 79, 80]
EV71YM3
VCL4010-BAO, ELiiXA
4096/1 10 54 12 CameraLink [41-44]
Dalsa
Spyder3 GigE
SG-10-02K80-00-R
2048/1 14 36 12 CameraLink [31, 50, 51]
Hamamatsu
S8378-1024 1024/1 25х500 0,5 - - [16]
Toshiba
TCD1304DG 3648/1 8х200 0,5 16 - [48]
Awaiba
Orion2K 2048/1 10х10, 10x200 70 11-13 -/ CameraLink -
  • Image formation by inversion of scattered field data: experiments and computational simulation. [текст] / Fercher A.F., Bartelt H., Becker H., Wiltschko E. // Applied Optics 1979. V.18, №.14, P. 2427.
  • Sensitivity advantage of swept source and Fourier domain optical coherence tomography. [текст] / Choma M.A., Sarunic M.V., Yang C.H., Izatt J.A. // Optics Express 2003. V.11, №.18, P. 2183-2189.
  • Линейный по оптической частоте спектрометр для реализации скоростного режима в спектральной оптической когерентной томографии [текст] / Геликонов В.М., Геликонов Г.В., Шилягин П.А. // Оптика и спектроскопия, 2009 Т. 106, № 3, С. 518-524
  • High-speed optical frequency-domain imaging. [текст] / Yun S.H., Tearney G.J., de Boer J.F., Iftimia N., Bouma B.E. // Optics Express 2003. V.11, №.22, P. 2953-2963.
  • In vivo human retinal imaging by Fourier domain optical coherence tomography. [текст] / Wojtkowski M., Leitgeb R., Kowalczyk A., Bajraszewski T., Fercher A.F. // Journal of Biomedical Optics 2002. V.7, №.3, P. 457-463.
  • Constant-dispersion grism spectrometer for channeled spectra. [текст] / Traub W.A. // J. Opt. Soc. Am. 1990. V.7, №.9, P. 1779-1791
  • Compound prism design principles, III: linear-in-wavenumber and optical coherence tomography prisms. [текст] / Hagen N., Tkaczyk T.S. // Applied Optics 2011. V.50, №.25, P. 5023-5030.
  • Complex and Coherence Noise Free Fourier Domain OCT [текст] / Leitgeb R.A., Wojtkowski M. // In: Optical Coherence Tomography: Techology and ApplicationsFujimoto J.G., Drexler W., Editors. Berlin: Springer. 2008. p. 177-207.
  • Dual band dual focus optical coherence tomography for imaging the whole eye segment. [текст] / Fan S., Li L., Li Q., Dai C., Ren Q., Jiao S., Zhou C. // Biomedical Optics Express 2015. V.6, №.7, P. 2481-2493.
  • High-resolution, dual-depth spectral-domain optical coherence tomography with interlaced detection for whole-eye imaging. [текст] / Kim H.-J., Kim P.U., Hyeon M.G., Choi Y., Kim J., Kim B.-M. // Applied Optics 2016. V.55, №.26, P. 7212-7217.
  • Linear in-wavenumber optical spectrum registration in SD-OCT. [текст] / Gelikonov G.V., Gelikonov V.M., Shilyagin P.A. // SPIE Proc. 2012. V.8213, P. 82133H-6.
  • Graphics processing unit-accelerated real-time compressive sensing spectral domain optical coherence tomography [текст] / Xu D., Huang Y., Kang J.U. // 2015. V. 9330. P. 93301B-93301B-10
  • Spectral-domain OCT with dual illumination and interlaced detection for simultaneous anterior segment and retina imaging. [текст] / Jeong H.-W., Lee S.-W., Kim B.-M. // Optics Express 2012. V.20, №.17, P. 19148-19159.
  • Broadband rotary joint for high-speed ultrahigh-resolution endoscopic OCT imaging at 800nm. [текст] / Park H.-C., Mavadia-Shukla J., Yuan W., Alemohammad M., Li X. // Optics Letters 2017. V.42, №.23, P. 4978-4981.
  • Spectroscopic imaging with spectral domain visible light optical coherence microscopy in Alzheimer’s disease brain samples. [текст] / Lichtenegger A., Harper D.J., Augustin M., Eugui P., Muck M., Gesperger J., Hitzenberger C.K., Woehrer A., Baumann B. // Biomedical Optics Express 2017. V.8, №.9, P. 4007-4025.
  • Development of a spatially dispersed short-coherence interferometry sensor using diffraction grating orders. [текст] / Hassan M.A., Martin H., Jiang X. // Applied Optics 2017. V.56, №.22, P. 6391-6397.
  • Medium chromatic dispersion calculation and correction in spectral-domain optical coherence tomography. [текст] / Matkivsky V.A., Moiseev A.A., Ksenofontov S.Y., Kasatkina I.V., Gelikonov G.V., Shabanov D.V., Shilyagin P.A., Gelikonov V.M. // Frontiers of Optoelectronics 2017. V.10, №.3, P. 323-328.
  • Измерение и компенсация амплитудных и фазовых спектральных искажений интерференционного сигнала в оптической когерентной томографии при относительной ширине спектра более десяти процентов [текст] / Геликонов Г.В., Геликонов В.М. // Изв. ВУЗов: Радиофизика, 2017 Т. LX, № 12, С. в печати
  • Эквидистантная регистрация спектральных компонент в сверхширокополосной спектральной оптической когерентной томографии [текст] / Шилягин П.А., Ксенофонтов С.Ю., Моисеев А.А., Терпелов Д.А., Маткивский В.А., Касаткина И.В., Мамаев Ю.А., Геликонов Г.В., Геликонов В.М. // Изв. ВУЗов: Радиофизика, 2017 Т. LX, № 10, С. 859-870
  • Handheld Optical Coherence Tomography Scanner for Primary Care Diagnostics. [текст] / Jung W., Kim J., Mansik J., Chaney E.J., Stewart C.N., Boppart S.A. // Biomedical Engineering, IEEE Transactions on 2011. V.58, №.3, P. 741-744.
  • Wavelength to pixel calibration for FdOCT [текст] / Szkulmowski M., Tamborski S., Wojtkowski M. // SPIE BiOS2015. V. 9312. P. 5
  • Calibration protocol for Fourier-domain OCT using optical fiber gratings [текст] / Eom T.J., Yu B.-A., Shin W., Lee Y.L., Kim C.-S., Ahn Y.-C., Chen Z. // SPIE BiOS2010. V. 7555. P. 7
  • Calibration and characterization protocol for spectral-domain optical coherence tomography using fiber Bragg gratings. [текст] / Eom T.J., Ahn Y.-C., Kim C.-S., Chen Z. // Journal of Biomedical Optics 2011. V.16, №.3, P. 030501.
  • All-fiber spectral-domain optical coherence tomography with high resolution by using a PCF-based broadband coupler and a k-domain linearization method. [текст] / Kwon O.-J., Kim S., Yoon M.-S., Han Y.-G. // Journal of the Korean Physical Society 2012. V.61, №.9, P. 1485-1489.
  • Optical assessment of the in vivo tympanic membrane status using a handheld optical coherence tomography-based otoscope. [текст] / Park K., Cho N.H., Jeon M., Lee S.H., Jang J.H., Boppart S.A., Jung W., Kim J. // Acta Oto-Laryngologica 2017, P. 1-8.
  • Wavelet transform-based method of compensating dispersion for high resolution imaging in SDOCT [текст] / Bian H., Gao W. // SPIE Scanning Microscopies2014. V. 9236. P. 8
  • Computationally efficient fourier transform of nonequidistant sampled data. [текст] / Moiseev A.A., Gelikonov G.V., Shilyagin P.A., Gelikonov V.M. // Radiophysics and Quantum Electronics 2012. V.55, №.10-11, P. 654-661.
  • Способ оптимизации метода проекции максимальной интенсивности для визуализации скалярных трехмерных данных в статическом режиме, в интерактивном режиме и в реальном времени [текст] / Ксенофонтов С.Ю., Василенкова Т.В. // RU patent 2533055. 2014.
  • Hybrid M-mode-like OCT imaging of three-dimensional microvasculature in vivo using reference-free processing of complex valued B-scans. [текст] / Matveev L.A., Zaitsev V.Y., Gelikonov G.V., Matveyev A.L., Moiseev A.A., Ksenofontov S.Y., Gelikonov V.M., Sirotkina M.A., Gladkova N.D., Demidov V., Vitkin A. // Optics Letters 2015. V.40, №.7, P. 1472-1475.
  • Ultrawide-field parallel spectral domain optical coherence tomography for nondestructive inspection of glass. [текст] / Chen Z., Zhao C., Shen Y., Li P., Wang X., Ding Z. // Optics Communications 2015. V.341, №.Supplement C, P. 122-130.
  • Design and optimization of a spectrometer for spectral domain optical coherence tomography [текст] / Hosseiny H., Rosa C.C. // Second International Conference on Applications of Optics and Photonics2014. V. 9286. P. 7
  • Two-grating Talbot bands spectral-domain interferometer. [текст] / Marques M.J., Bradu A., Podoleanu A. // Optics Letters 2015. V.40, №.17, P. 4014-4017.
  • Total retinal blood flow measurement by three beam Doppler optical coherence tomography. [текст] / Haindl R., Trasischker W., Wartak A., Baumann B., Pircher M., Hitzenberger C.K. // Biomedical Optics Express 2016. V.7, №.2, P. 287-301.
  • Dual spectrometer system with spectral compounding for 1-μm optical coherence tomography in vivo. [текст] / Cui D., Liu X., Zhang J., Yu X., Ding S., Luo Y., Gu J., Shum P., Liu L. // Optics Letters 2014. V.39, №.23, P. 6727-6730.
  • One-micron resolution optical coherence tomography (OCT) in vivo for cellular level imaging [текст] / Cui D., Liu X., Zhang J., Yu X., Sun D., Luo Y., Gu J., Shum P., Liu L. // SPIE BiOS2015. V. 9312. P. 6
  • Polarization-based balanced detection for spectral-domain optical coherence tomography. [текст] / Black A.J., Akkin T. // Applied Optics 2015. V.54, №.24, P. 7252-7257.
  • Single camera based spectral domain polarization sensitive optical coherence tomography. [текст] / Baumann B., Götzinger E., Pircher M., Hitzenberger C.K. // Optics Express 2007. V.15, №.3, P. 1054-1063.
  • Multi-modal adaptive optics system including fundus photography and optical coherence tomography for the clinical setting. [текст] / Salas M., Drexler W., Levecq X., Lamory B., Ritter M., Prager S., Hafner J., Schmidt-Erfurth U., Pircher M. // Biomedical Optics Express 2016. V.7, №.5, P. 1783-1796.
  • Angiographic and structural imaging using high axial resolution fiber-based visible-light OCT. [текст] / Pi S., Camino A., Zhang M., Cepurna W., Liu G., Huang D., Morrison J., Jia Y. // Biomedical Optics Express 2017. V.8, №.10, P. 4595-4608.
  • Human retinal imaging using visible-light optical coherence tomography guided by scanning laser ophthalmoscopy. [текст] / Yi J., Chen S., Shu X., Fawzi A.A., Zhang H.F. // Biomedical Optics Express 2015. V.6, №.10, P. 3701-3713.
  • Spectral-domain optical coherence tomography with dual-balanced detection for auto-correlation artifacts reduction. [текст] / Bo E., Liu X., Chen S., Yu X., Wang X., Liu L. // Optics Express 2015. V.23, №.21, P. 28050-28058.
  • Spectral domain optical coherence tomography with dual-balanced detection [текст] / Bo E., Liu X., Chen S., Luo Y., Wang N., Wang X., Liu L. // SPIE BiOS2016. V. 9700. P. 6
  • Single-camera full-range high-resolution spectral domain optical coherence tomography. [текст] / Bo E., Chen S., Cui D., Chen S., Yu X., Luo Y., Liu L. // Applied Optics 2017. V.56, №.3, P. 470-475.
  • Multifiber angular compounding optical coherence tomography for speckle reduction. [текст] / Cui D., Bo E., Luo Y., Liu X., Wang X., Chen S., Yu X., Chen S., Shum P., Liu L. // Optics Letters 2017. V.42, №.1, P. 125-128.
  • Fused Silica Transmission Gratings. [Электронный ресурс] / Buchwald K. // file:///D:/PS/MY%20projects/04-Work%20Projects/18-Ophtalmic_OCT/references/White-paper-Fused-Silica-Transmission-Gratings-v1.0.pdf обращение
  • Diffraction-limited performance of flat-substrate reflective imaging gratings patterned by DUV photolithography. [текст] / Greiner C.M., Iazikov D., Mossberg T.W. // Optics Express 2006. V.14, №.25, P. 11952-11957.
  • Spectral-domain optical coherence tomography with a Fresnel spectrometer. [текст] / Zhang N., Chen T., Wang C., Zhang J., Huo T., Zheng J., Xue P. // Optics Letters 2012. V.37, №.8, P. 1307-1309.
  • Cost-effective optical coherence tomography spectrometer based on a tilted fiber Bragg grating [текст] / Remund S., Bossen A., Chen X., Wang L., Adebayo A., Zhang L., Považay B., Meier C. // SPIE BiOS2014. V. 8938. P. 8
  • Spectral domain optical coherence tomography imaging with an integrated optics spectrometer. [текст] / Nguyen V.D., Akca B.I., Wörhoff K., de Ridder R.M., Pollnau M., van Leeuwen T.G., Kalkman J. // Optics Letters 2011. V.36, №.7, P. 1293-1295.
  • Toward Spectral-Domain Optical Coherence Tomography on a Chip. [текст] / Akca B.I., Nguyen V.D., Kalkman J., Ismail N., Sengo G., Sun F., Driessen A., Leeuwen T.G.v., Pollnau M., Wörhoff K., Ridder R.M.d. // IEEE Journal of Selected Topics in Quantum Electronics 2012. V.18, №.3, P. 1223-1233.
  • Polarization-Independent Enhanced-Resolution Arrayed-Waveguide Grating Used in Spectral-Domain Optical Low-Coherence Reflectometry. [текст] / Akca I.B., Chang L., Sengo G., Worhoff K., Ridder R.M.d., Pollnau M. // IEEE Photonics Technology Letters 2012. V.24, №.10, P. 848-850.
  • Advanced integrated spectrometer designs for miniaturized optical coherence tomography systems [текст] / Akca B.I., Považay B., Chang L., Alex A., Wörhoff K., Ridder R.M.d., Drexler W., Pollnau M. // European Conferences on Biomedical Optics2013. V. 8802. P. 6
  • Miniature spectrometer and beam splitter for an optical coherence tomography on a silicon chip. [текст] / Akca B.I., Považay B., Alex A., Wörhoff K., de Ridder R.M., Drexler W., Pollnau M. // Optics Express 2013. V.21, №.14, P. 16648-16656.
  • Fourier domain optical coherence tomography with a linear-in-wavenumber spectrometer. [текст] / Hu Z., Rollins A.M. // Opt Lett 2007. V.32, №.24, P. 3525-7.
  • K-space linearized optical spectrometer for spectral domain optical coherence tomography [текст] / Gelikonov G.V., Gelikonov V.M., Shilyagin P.A. // 7th International Laser Physics Workshop (LPHYS'08), Trondheim, Norway, June 30 - July 4, 2008. P. 189
  • Linear wave-number spectrometer for spectral domain optical coherence tomography. [текст] / Gelikonov G.V., Gelikonov V.M., Shilyagin P.A. // SPIE Proc. 2008. V.6847, P. 68470N-7.
  • Optically anisotropic crystalline grisms for astronomical spectrographs. [текст] / Ebizuka N., Iye M., Sasaki T. // Applied Optics 1998. V.37, №.7, P. 1236-1242.
  • Real-time display on Fourier domain optical coherence tomography system using a graphics processing unit. [текст] / Watanabe Y., Itagaki T. // Journal of Biomedical Optics 2009. V.14, №.6, P. 060506-060506-3.
  • Ultrahigh-Resolution Spectral Domain Optical Coherence Tomography Based on a Linear-Wavenumber Spectrometer. [текст] / Lee S.-W., Kang H., Park J.H., Lee T.G., Lee E.S., Lee J.Y. // Journal of the Optical Society of Korea 2015. V.19, №.1, P. 55-62.
  • Optimization of linear-wavenumber spectrometer for high-resolution spectral domain optical coherence tomography. [текст] / Wu T., Sun S., Wang X., Zhang H., He C., Wang J., Gu X., Liu Y. // Optics Communications 2017. V.405, №.Supplement C, P. 171-176.
  • Design of a k-space spectrometer for ultra-broad waveband spectral domain optical coherence tomography. [текст] / Lan G., Li G. // Scientific Reports 2017. V.7, P. 42353.
  • Cross-correlation photothermal optical coherence tomography with high effective resolution. [текст] / Tang P., Liu S., Chen J., Yuan Z., Xie B., Zhou J., Tang Z. // Optics Letters 2017. V.42, №.23, P. 4974-4977.
  • Multispectral in vivo three-dimensional optical coherence tomography of human skin. [текст] / Aneesh A., Považay B., Hofer B., Popov S.V., Glittenberg C., Binder S., Drexler W. // SPIE Proc. 2010. V.15, P. 15.
  • Full-range parallel Fourier-domain optical coherence tomography using a spatial carrier frequency. [текст] / Huang B., Bu P., Wang X., Nan N., Guo X. // Applied Optics 2013. V.52, №.5, P. 958-965.
  • Shift-multiplexing complex spectral-domain optical coherence tomography [текст] / Huang H., Jiang Z., Wang D., Cai W., Man T., Wang Z., Panezai S. // 2014. V. 53. P. 7
  • Noniterative digital aberration correction for cellular resolution retinal optical coherence tomography in vivo. [текст] / Ginner L., Kumar A., Fechtig D., Wurster L.M., Salas M., Pircher M., Leitgeb R.A. // Optica 2017. V.4, №.8, P. 924-931.
  • Three-dimensional optic nerve head images using optical coherence tomography with a broad bandwidth, femtosecond, and mode-locked laser. [текст] / Shoji T., Kuroda H., Suzuki M., Baba M., Araie M., Yoneya S. // Graefe's Archive for Clinical and Experimental Ophthalmology 2015. V.253, №.2, P. 313-321.
  • High-Speed Line-Scan Sensors Improve Spectroscopy [текст] / Waeny M. // EuroPhotonics2014. P.
  • Polarization properties of single layers in the posterior eyes of mice and rats investigated using high resolution polarization sensitive optical coherence tomography. [текст] / Fialová S., Augustin M., Glösmann M., Himmel T., Rauscher S., Gröger M., Pircher M., Hitzenberger C.K., Baumann B. // Biomedical Optics Express 2016. V.7, №.4, P. 1479-1495.
  • Dual illumination for cornea and retina imaging using spectral domain optical coherence tomography [текст] / Shirazi M.F., Wijesinghe R.E., Ravichandran N.K., Jeon M., Kim J. // SPIE Technologies and Applications of Structured Light2017. V. 10251. P. 3
  • Development of SD-OCT for Imaging the in vivo Human Tympanic Membrane. [текст] / Cho N.-H., Jung U.-S., Kwon H.-I., Jeong H.-S., Kim J.-H. // Journal of the Optical Society of Korea 2011. V.15, №.1, P. 74-77.
  • In vivo 3D imaging of the human tympanic membrane using a wide-field diagonal-scanning optical coherence tomography probe. [текст] / Park K., Cho N.H., Jang J.H., Lee S.H., Kim P., Jeon M., Boppart S.A., Kim J., Jung W. // Applied Optics 2017. V.56, №.9, P. D115-D119.
  • Common-path phase-sensitive optical coherence tomography provides enhanced phase stability and detection sensitivity for dynamic elastography. [текст] / Lan G., Singh M., Larin K.V., Twa M.D. // Biomedical Optics Express 2017. V.8, №.11, P. 5253-5266.
  • Versatile optical coherence tomography for imaging the human eye. [текст] / Tao A., Shao Y., Zhong J., Jiang H., Shen M., Wang J. // Biomedical Optics Express 2013. V.4, №.7, P. 1031-1044.
  • Anterior segment imaging with Spectral OCT system using a high-speed CMOS camera. [текст] / Grulkowski I., Gora M., Szkulmowski M., Gorczynska I., Szlag D., Marcos S., Kowalczyk A., Wojtkowski M. // Optics Express 2009. V.17, №.6, P. 4842-4858.
  • Imaging and full-length biometry of the eye during accommodation using spectral domain OCT with an optical switch. [текст] / Ruggeri M., Uhlhorn S.R., De Freitas C., Ho A., Manns F., Parel J.-M. // Biomedical Optics Express 2012. V.3, №.7, P. 1506-1520.
  • Optical coherence tomography for whole eye segment imaging. [текст] / Dai C., Zhou C., Fan S., Chen Z., Chai X., Ren Q., Jiao S. // Optics Express 2012. V.20, №.6, P. 6109-6115.
  • Dual-channel spectral-domain optical-coherence tomography system based on 3 × 3 fiber coupler for extended imaging range. [текст] / Dai C., Fan S., Chai X., Li Y., Ren Q., Xi P., Zhou C. // Applied Optics 2014. V.53, №.24, P. 5375-5379.
  • Optical Coherence Tomography for the Diagnosis and Evaluation of Human Otitis Media. [текст] / Cho N.H., Lee S.H., Jung W., Jang J.H., Kim J. // Journal of Korean Medical Science 2015. V.30, №.3, P. 328-335.
  • Dosimetry Control and Monitoring of Selective Retina Therapy using Optical Coherence Tomography [текст] / Kaufmann D., Burri C., Arnold P., Koch V.M., Meier C., Považay B., Justiz J.E.D., Wojtkowski M. // Optical Coherence Imaging Techniques and Imaging in Scattering Media II, Munich, 2017/06/25, 2017. V. 10416. P. 1041604
Соглашение о предоставлении субсидии № 14.610.21.0014 от 03.10.2017 г., идентификатор 0000000007417P2X0002