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

Технологии ОКТ

В основу метода ОКТ легли разработки по низкокогерентной интерферометрии (рефлектометрии) с помощью которой исследовалось рассеяние низкокогерентного света с исходно высокой поперечной когерентностью и с высокой продольной пространственной (временной) селективностью в элементах волоконной оптики [1-4]. Новые возможности для развития низкокогерентной оптической волоконной интерферометрии появились в связи с быстрым развитием сверхширокополосных фемтокоррелированных квантовых источников света, а также одномодовой волоконной оптики ближнего ИК-диапазона. Благодаря появлению новых источников света (в первую очередь полупроводниковых суперлюминесцентные диодов), стала возможной реализация продольного разрешения в единицы микрон, а также реализация оптических приборов на одномодовом волокне [5, 6].

Исторически ОКТ возникала как медико-ориентированная реализация низкокогерентной интерферометрии, в которой регистрация сигнала осуществлялась корреляционным образом [7-11].

В работах [9, 12] были впервые продемонстрированы прижизненные изображения внутренней структуры сетчатки глаза человека, что вызвало волну интереса к данной технологии, впоследствии выведя её на уровень «золотого стандарта» в офтальмологии [13].

Метод ОКТ позволяет получать изображения рассеивающей внутренней структуры оптически неоднородных мутных сред, в том числе и биологических тканей, в ближнем ИК диапазоне спектра с разрешением 3-20 мкм. Отметим, что аспекты медицинской диагностики с применением волоконно-оптической техники, а также волоконные способы доставки оптического излучения к биообъектам получили широкое освещение в литературе.

Первые изображения биологических тканей, полученные методом ОКТ, и проведенные исследования показали, что для достижения предельных результатов существует ряд ограничений, обусловленных причинами технического и естественного происхождения. В частности, картина оптических неоднородностей может воспроизводиться до некоторых глубин, начиная с которых отраженный информативный сигнал теряется на фоне шумов и многократного рассеяния света [14].

Ввиду сильного рассеяния в биологической ткани число рассеянных назад когерентных фотонов, пришедших с определенной глубины и не испытавших, или испытавших мало число актов рассеяния на внутренних оптических неоднородностях биологической ткани, мало [15]. Для их уверенного приема с достаточно больших глубин требуется очень высокий динамический диапазон приемной системы при условии подавления собственных естественных и технических флуктуаций интенсивности зондирующего излучения. Дополнительным фактором, ограничивающим динамический диапазон, является наличие паразитных когерентных волн в волоконном тракте интерферометра, обусловленных случайной связью ортогональных мод в оптическом волокне и элементах интерферометра, а также поляризационной модовой дисперсией волокна, известной задолго до появления технологии ОКТ [16, 17]. Наличие сателлитных волн с произвольными задержками искажает вид аппаратной функции интерферометра, что проявляется в виде полос на ОКТ изображениях и снижает динамический диапазон приема [18]. Поиск причин появления паразитных когерентных волн и разработка методик их устранения представляет собой самостоятельную важную задачу. Для корреляционной ОКТ эти проблемы были в большей своей степени успешно разрешены [19].

1. Корреляционная ОКТ

Принцип работы корреляционной ОКТ (в англоязычной литературе – Time Domain OCT) состоит в построении изображений внутренней структуры рассеивающей ткани за счет измерения корреляции между излучением, отраженным от опорного зеркала, и рассеянным в обратном направлении от объекта исследования при зондировании широкополосным излучением низкокогерентного источника.

Корреляция наблюдается только для тех компонент опорного и рассеянного излучения, задержка между которыми не превышает времени когерентности зондирующего излучения. Таким образом, величина элемента продольного разрешения (разрешения в глубину) ОКТ δz [20] определяется половиной длины когерентности lcoh источника, для спектра Гауссовой формы определяемой

,

где λ – центральная длина волны используемого источника,
  Δλ – ширина полосы источника по уровню 1/e.

Изменяя оптическую длину опорного плеча, получают значения величины кросскорреляционной функции по всей глубине исследуемого объекта. В ходе одной такой итерации получается профиль рассеяния по глубине, получивший название А-скана. Изображение ОКТ формируется из последовательно полученных при поперечном смещении зондирующего луча А-сканов. Впервые идея использования низкокогерентных источников для получения информации об оптическом пути была предложена в [4], где был введен термин оптической когерентной рефлектометрии, а также в [21]. С течением времени этот метод в зарубежной литературе получил название “ОКТ во временной области” (time-domain OCT). С его использованием были продемонстрированы многообещающие результаты, в частности – для ранней диагностики различных заболеваний, включая онкологические.

Рисунок 1 – Корреляционная оптическая когерентная томография.

Широкополосный источник излучения – 1; делитель излучения – 2; система продольного сканирования – 3; система поперечного сканирования – 4; фотоприемник – 5; система обработки сигнала – 6; ЭВМ – 7.

Однако скорость получения изображения в корреляционном методе ОКТ является чрезвычайно низкой для ряда приложений – не более единиц кадров в секунду, что связано, в первую очередь, с необходимостью приема сигнала рассеяния последовательно для всех элементов продольного разрешения [22]. Это препятствует широкому использованию корреляционной ОКТ для локации больших объемов ткани вследствие возможного появления артефактов (искажений изображения), обусловленных подвижностью живых объектов. В то же время, скорость получения изображения имеет фундаментальное значение в силу ее влияния на чувствительность детектирования [23]. Большинство современных биомедицинских приложений требует высокого уровня чувствительности при сохранении достаточной глубины видения и скорости получения изображения. Увеличение чувствительности системы при этом за счет усиления мощности используемого источника излучения не всегда бывает допустимым применительно к исследованию живых тканей. В частности, американский стандарт ANSI z136.1 и отечественный ГОСТ 31581-2012 «Лазерная безопасность. Общие требования безопасности при разработке и эксплуатации лазерных изделий» лимитируют мощность когерентного сколлимированного излучения на роговице уровнем 750 мкВт.

Несмотря на разработанные сложнейшие схемы сканирования по глубине для ОКТ-систем во временной области, обеспечивающие скорость получения продольного скана до 8 тысяч А-сканов в секунду[24], чувствительность таких систем не может быть достаточно высокой при требуемых глубине и скорости сканирования.

2. Спектральная ОКТ

В 1995 году в [25] был обнародован принципиально иной способ регистрации сигнала низкокогерентной интерферометрии - спектральный. Метод основан на наличии связи между изрезанностью спектра суммы интерферирующих волн и их взаимными задержками. Конкретная реализация спектральной ОКТ осуществляется, как правило, двумя способами: с использованием широкополосного источника излучения и спектрометра (spectral domain, fourier domain) или узкополосного источника с быстро перестраиваемой частотой генерации и одного фотоприемного элемента (swept source). Этим методы имеют свои достоинства и недостатки.

2.1 ОКТ на базе спектрометра

Спектральный вариант оптической когерентной томографии (ОКТ) основан на анализе спектра интерференции опорной и рассеянной объектом волн, полученного при помощи дифракционной решетки [26, 27] и записи углового спектра, отображаемого объективом в фокальной области на линейке фотоприемников.

Рисунок 2 – Принципиальная схема спектрометрического ОКТ-устройства

1 – Широкополосный источник оптического излучения, 2 – оптический делитель, 3 – опорный отражатель, 4 – объектное плечо интерферометра, 5 – диспергирующее устройство спектрометра, 6 – фокусирующий элемент, 7 – фотоприемный матричный элемент (цитируется по [28]).

В основе устройства ОКТ лежит интерферометр, образованный оптическим делителем и опорным и объектным оптическими трактами. Информация о пространственной внутренней структуре объекта по направлению зондирования содержится в амплитуде и эффективной частоте изрезанности огибающей оптического спектра. При этом 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% [29]. В результате изрезанность углового спектра, соответствующая единичному рассеивателю в объектном плече интерферометра, фиксируется при фотодетектировании в негармоническом, частотно-модулированном виде. При последующем Фурье-преобразовании это проявляется в уширении аппаратной функции, пропорциональном глубине расположения рассеивателя, и снижении продольного разрешения устройства. Эта проблема может быть решена за счёт использования специальной конфигурации спектрометров или использования дополнительной компьютерной пост-обработки.

Вопросы формирования эквидистантой по оптической частоте регистрации спектральных компонент, дополнительной компьютерной пост-обработки и вычислительной сложности алгоритмов вычисления ОКТ изображений в спектральной ОКТ подробно рассмотрены в отчёте ООО «Биомедицинские технологии», составленном в рамках выполнения работ текущего этапа (раздел 1.4 отчёта).

2.2 ОКТ с перестраиваемым источником

Метод ОКТ с перестраиваемым источником базируется на использовании узкополосного источника света, оптическая частота которого быстро перестраивается во времени. Основным преимуществом использования перестраиваемых источников является высокая скорость получения А-сканов. Современные коммерческие системы на основе спектрометров предлагают быстродействие в 30-70 кГц (рекорд 110 тысяч А-сканов в секунду принадлежит Optopol Technologies и его SOCT Copernicus REVO NX), лучшие экспериментальные установки имеют скорость в 1МГц [30] (при этом используется 4 сканирующих луча, 4 интерферометра).

Экспериментальные установки на основе перестраиваемого источника демонстрируют быстродействие от 400 тысяч А-сканов в секунду [31], а заканчиваются на отметке 6.7 миллионов А-сканов в секунду [32], при этом нет необходимости в чрезмерном усложнении сканирующей системы. Кроме этого, ОКТ на основе перестраиваемого источника обладает еще одним важным преимуществом – в силу использования высокочастотных фотодиодов в качестве приемного элемента и дополнительных радиотехнических контуров для фильтрации фототока, приёмный узел таких систем обладает существенно большим динамическим диапазоном и линейностью чувствительности по сравнению с используемыми в спектрометрах ПЗС матрицами.

Рисунок 3 – Принципиальная схема ОКТ-устройства на основе перестраиваемого источника

Перестраиваемый по оптической частоте источник излучения – 1; делитель излучения – 2; опорный отражатель – 3; система поперечного сканирования – 4; фотоприемник – 5; система обработки сигнала – 6.

С другой стороны, ОКТ-устройства на основе перестраиваемого источника обладают и рядом существенных недостатков. Одним из наиболее существенных недостатков перестраиваемых источников является малость доступного для перестройки диапазона. Обусловлено это тем, что в широкополосных модулях возможно увеличение ширины спектра излучения за счёт комбинации нескольких отдельных источников с частично перекрывающимися полосами генерации, в то время как в перестраиваемом источнике в каждый момент времени должна генерироваться только одна узкая полоса. Лучшая из известных установок ОКТ на основе перестраиваемого источника имеет продольное разрешение на уровне 5.3 мкм [31], что является типичным для существующих спектрометрических приборов ОКТ, в том числе коммерчески доступных. В то время как в экспериментальных установках с широкополосными источниками ещё на заре развития технологии было получено более чем в 2 раза лучшее разрешение в 2.1 мкм [33] и 2,5 мкм [34]. В современных же экспериментальных работах достигнуто разрешение на уровне 2 мкм [35], 1.5 мкм [36], 1.27 мкм [37, 38], 1.15 мкм [39] и даже 0,97 мкм [40]. Необходимо отметить, что рекордные результаты по разрешению достигались как при использовании многоэлементных сборок [37, 38, 41-44], так и фемтосекундных лазеров [35, 36] и источников суперконтинуума [35, 40, 45, 46].

Однако самым большим ограничением для широкого внедрения ОКТ-устройств на основе перестраиваемого источника является стоимость и сложность в обслуживании самого перестраиваемого источника. Изначально используемые перестраиваемые лазеры не могли обеспечить существенного превосходства этой модификации в скорости: установки на базе вращающихся массивов зеркал [47, 48] обеспечивали скорость перестройки от 18.8 кГц до 43.2 кГц (принятое для перестраиваемых источников определение частоты генерации как обратного времени, затрачиваемого на перестройку источника по всему спектру генерации, совпадает с величиной быстродействия, выражаемой в количестве А-сканов в секунду). Примерно такую же скорость сканирования удалось достичь, используя перестраиваемый лазер с поворотной (на пьезоэлементе) дифракционной решеткой [49]. При этом наличие высокоскоростных механических элементов негативно сказывается как на надежности, так и на стоимости конечных устройств. В работе [50] рассматриваются принципиальные ограничения на скорость перестроения в таких системах, вызванные необходимостью многократного пробега света по кольцевому резонатору, чтобы подавить спонтанную эмиссию в усилителе. Другими словами, необходим определенный период времени для установления режима генерации на данной моде, что ограничивает частоту перестроения лазера, что и лимитирует максимальную частоту перестроения.

Значительным прорывом для ОКТ-устройств на основе перестраиваемого источника стало использование перестраиваемых лазеров на основе реализации квазистационарного режима генерации для каждой из мод, в англоязычной литературе получившего название «Fourier Domain Mode Locking (FDML) [51]. В этом режиме в основу оптической схемы положен кольцевой резонатор большого периметра (несколько километров), что стало возможным при использовании оптического волокна с малым значением потерь излучения на единицу длины – например, одномодовое волокно SMF28 (Corning) имеет затухание 0,32дБ/км для излучения 1300 нм. Длина резонатора изменяется с использованием пьезоволоконного модулятора с частотой, при которой длина резонатора остаётся постоянной для каждой отдельно генерируемой спектральной компоненты:

,

где   с – скорость света в вакууме,
   n – показатель преломления волокна,
   L – длина периметра резонатора.

Таким образом, в резонаторе становится возможным одновременное существование многих продольных мод излучения.

Однако необходимо отметить, что эффективная реализация FDML технологии возможна только в длинноволновой части терапевтического окна прозрачности, где современные оптические волокна имеют наименьшие потери. В диапазоне 800-1100 нм потери излучения в волокне составляют 5-3.5 дБ/км соответственно, что неприемлемо для создания устройств с частотой перестройки ниже 100 кГц.

Внесением различных усовершенствований (узкополосный оптический фильтр Фабри-Перо с высокой добротностью), новых элементов (таких, как волоконная брэговская решетка для компенсации дисперсии) в настоящее время получены ОКТ установки со скоростью в несколько мегагерц, и продольным разрешением до 5.3мкм [32, 52].

Главным недостатком SS-OCT, препятствующим их широкому внедрению в коммерческие приборы является высокая сложность и стоимость перестраиваемого лазера. Стоимость волокна для организации периметра кольцевого резонатора составляет несколько тысяч долларов США. Аналогично стоимость узкополосного перестраиваемого фильтра также составляет несколько тысяч долларов США. В силу высокой скорости сканирования самого прибора для достижения приемлемого соотношения между полезным сигналом и шумом необходима высокая выходная мощность излучения – что диктует необходимость в использовании нескольких усилительных модулей, в том числе и вне основного контура, при том что стоимость усилительного модуля сопоставима со стоимостью суперлюминесцентного источника излучения.

Кроме того, система перестраиваемого источника сложна в настройке и требует датчиков контроля температуры и прочих параметров системы. Как отмечается в работе[51], в такой системе необходим тщательный контроль многих параметров, в том числе и изменения длины оптического тракта, обусловленного изменением внешней температуры.

Тем самым, сложность и стоимость одного FDML лазера сопоставима и чаще всего превышает стоимость полной ОКТ системы на спектрометре. К тому же, в большинстве случаев, от ОКТ приборов не требуется скорость в сотни и тысячи килогерц, что обусловлено достаточно жесткими ограничениями на падающую мощность при исследовании сетчатки глаза человека. При максимально допустимой мощности излучения на роговице 750 мкВт скорость регистрации ОКТ изображений целесообразно ограничивать величиной 70-80 кГц при центральной длина волны зондирующего излучения в диапазоне 800-900 нм. Довольно убедительное сравнение изображений при различном уровне быстродействия было произведено в 2009 году в работе [53], где показана предпочтительность «медленной» регистрации. В современных устройствах этот принцип реализуется за счёт многократного усреднения изображений, получаемых с высокой скоростью.

В данный момент на рынке предлагается только три коммерческих офтальмологических устройства, реализованных на использовании перестраиваемых источников. Это германские Casia SS1000 и Casia2 (Tomey) и японский и Triton (Topcon). При этом стоимость предлагаемых устройств находится на уровне выше среднего для этого сегмента рынка, а пользовательские характеристики пока не превышают средний уровень в своём сегменте.

3. Другие методы получения ОКТ информации

Кроме рассмотренных выше методов, в литературе описан еще ряд подходов.

Одним из самых заметных из них является полнопольная ОКТ (FF-OCT), впервые примененная в микроскопии [54]. В этой технике полностью или частично отсутствует поперечное сканирование, а сигнал принимается на ПЗС камеру. В различных вариантах экспериментальных установок для получения трехмерной информации с помощью двумерного регистрирующего устройства используют одномерное сканирование. В первых вариантах такого подхода сканирование осуществлялось за счёт изменения длины опорного плеча, что позволяло получать аналог корреляционного изображения, но сразу для целого слоя исследуемой ткани. Очевидным недостатком такого метода является низкий динамический диапазон приемного устройства при чрезвычайно низком соотношении полезный сигнал/фон.

Другой способ получения полнопольных ОКТ изображений основан на использовании перестраиваемых по оптической частоте источников излучения [55]. В этом случае на каждом отдельном фотоэлементе можно говорить об организации спектрального приема в духе ОКТ с перестраиваемым источником. Развитие данного направления позволило получить экспериментальные установки с эффективным быстродействием в несколько миллионов А-сканов в секунду [56], однако возможности технологии сильно лимитированы из-за потери конфокального фактора, характерного для традиционных вариантов сканирующей ОКТ, и, как следствие, возрастающей роли фотонов, испытавших многократное рассеяние. В совокупности с ограниченным динамическим диапазоном фотоприемного элемента это приводит к ухудшению динамических характеристик устройства в целом.

В третьем варианте полнопольной ОКТ авторы отходят от идеи регистрации латеральных срезов исследуемого объекта и размещают ПЗС матрицу в фокальной плоскости спектрометра на дифракционной решётке [57], в результате чего регистрируется оптический спектр суммы интерферирующих волн сразу для всего В-скана. Как и предыдущие два варианта, такая схема лишена фактора конфокальности (хотя и в меньшей степени) и очень требовательна к точности настройки оптических элементов, предназначенных для работы в свободном пространстве.

Более перспективным с точки зрения реализации полонопольной ОКТ является метод, основанный на принципах оптической цифровой голографии. В 1978 году в работе [58] был введён термин «холоскопия» и описан общий принцип действия метода. В современных работах демонстрируется высокое продольное и поперечное разрешение метода [59], при этом элемент разрешения теряет свою характерную для ОКТ структуру «диска», диаметр которого многократно превышает толщину, приобретая более компактную форму [60]. Кроме высокого поперечного разрешения и скорости регистрации изображений, голографический приём интерференционного сигнала позволяет измерять и численно компенсировать влияние оптических аберраций, что было показано в ряде работ [61-63].

Каждая из них использует свои подходы для компенсации. В [63] приводится полученное in vivo изображение сетчатки глаза человека, было достигнуто большое продольное разрешение и скорость получения изображения. Но, как отмечают авторы самой работы, имеется ряд существенных недостатков. Первый из них – это необходимость в наличии высокоскоростной ПЗС камеры (использовалась камера Photron FASTCAM SA-Z, стоимостью порядка 100 000 долларов США). Ее цена сопоставима с ценой коммерческих ОКТ приборов премиального сегмента. Второй критический недостаток – это низкое продольное разрешение, причиной которого является вторичное рассеяние. Хотя в голографическом методе и заявляется использование всего света, рассеянного назад, как основное преимущество, с другой стороны, отсутствие конфокального фактора делает принципиально неразрешимой проблему устранения паразитных вторичных фотонов.

До тех пор, пока не будет решена проблема устранения регистрации многократно рассеянных фотонов, широкое применение методов полнопольной ОКТ в офтальмологических приложениях невозможно. Более подробно этот вопрос обсужден в работе [64]. Тем ни менее данная техника может быть использована в дополнение к ОКТ для анализа динамических тонких изменений в глазу, например – пульсации сосудов [65].

  • A Fiber-Optic Time Domain Reflectometer [текст] / Nelson M., Davies T., Lyons P., Golob J., Looney L. // Guided Wave Optical Systems and Devices I1978. V. 139. P. 93-98
  • Fiber-optic reflectometer. [текст] / Borodulin V., Vlasov V., Guliaev I.V., Koniaev V., Kulymanov A., Potapov V., Sosnin V., Taubkin I., Timofeev A., Shveikin V. // Radiotekhnika i Elektronika 1981. V.26, P. 866-869.
  • Polarization backscatter analysis of field distributions using fiber optics. [текст] / Lubnau D.G. // Applied optics 1983. V.22, №.3, P. 377-378.
  • Optical coherence-domain reflectometry: a new optical evaluation technique. [текст] / Youngquist R.C., Carr S., Davies D.E. // Optics Letters 1987. V.12, №.3, P. 158-160.
  • Теория оптических волноводов. [текст]/ Снайдер А., Лав Д. М.: Радио и связь. 1987. 656 p.
  • A single-mode fiber with chromatic dispersion varying along the length. [текст] / Bogatyrev V.A., Bubnov M.M., Dianov E.M., Kurkov A., Mamyshev P.V., Prokhorov A., Rumyantsev S.D., Semenov V., Semenov S.L., Sysoliatin A.A. // Journal of lightwave technology 1991. V.9, №.5, P. 561-566.
  • Optical Coherence Tomography. [текст] / Huang D., Swanson E.A., Lin C.P., Schuman J.S., Stinson W.G., Chang W., Hee M.R., Flotte T., Gregory K., Puliafito C.A., Fujimoto J.G. // Science 1991. V.254, P. 1178-1181.
  • Micron-resolution ranging of cornea anterior chamber by optical reflectometry. [текст] / Huang D., Wang J., Lin C.P., Puliafito C.A., Fujimoto J.G. // Lasers in Surgery and Medicine 1991. V.11, №.5, P. 419-425.
  • In Vivo Optical Coherence Tomography. [текст] / Fercher A.F., Hitzenberger C.K., Drexler W., Kamp G., Sattmann H. // American Journal of Ophthalmology 1993. V.116, №.1, P. 113-114.
  • In vivo optical coherence tomography of human skin microstructure. [текст] / Sergeev A.M., Gelikonov V.M., Gelikonov G.V., Feldchtein F.I., Pravdenko K.I., Shabanov D.V., Gladkova N.D., Pochinko V.V., Zhegalov V.A., Dmitriev G.I., Vazina I.R., Petrova G.A., Nikulin N.K. // Proc. of SPIE 1994. V.2328, P. 144-150.
  • Когерентная оптическая томография микронеоднородностей биотканей [текст] / Геликонов В.М., Геликонов Г.В., Гладкова Н.Д., Куранов Р.В., Никулин Н.К., Петрова Г.А., Починко В.В., Правденко К.И., Сергеев А.М., Фельдштейн Ф.И., Ханин Я.И., Шабанов Д.В. // Письма в ЖЭТФ, 1995 Т. 61, № 2, С. 149-153
  • In vivo retinal imaging by optical coherence tomography. [текст] / Swanson E.A., Izatt J.A., Hee M.R., Huang D., Lin C.P., Schuman J.S., Puliafito C.A., Fujimoto J.G. // Optics Letters 1993. V.18, P. 1864-1866.
  • Optical Coherence Tomography: History, Current Status, and Laboratory Work. [текст] / Gabriele M.L., Wollstein G., Ishikawa H., Kagemann L., Xu J., Folio L.S., Schuman J.S. // Investigative Ophthalmology & Visual Science 2011. V.52, №.5, P. 2425-2436.
  • Optical-coherence tomography of a dense tissue: statistics of attenuation and backscattering. [текст] / Schmitt J.M., Knuttel A., Yadlowsky M., Eckhaus M. // Physics in medicine and biology 1994. V.39, №.10, P. 1705.
  • Исследование биотканей методами светорассеяния [текст] / Тучин В.В. // Успехи физических наук, 1997 Т. 167, № 5, С. 517-539
  • Polarization in optical fibers. [текст] / Kaminow I. // IEEE Journal of Quantum Electronics 1981. V.17, №.1, P. 15-22.
  • Birefringence measurement of fiber-optic devices. [текст] / Yen Y., Ulrich R. // Applied optics 1981. V.20, №.15, P. 2721-2725.
  • Optical coherence tomography in the gastrointestinal tract. [текст] / Brand S., Poneros J., Bouma B., Tearney G., Compton C., Nishioka N. // Endoscopy 2000. V.32, №.10, P. 796-803.
  • Новые подходы к широкополосной волоконно-оптической интерферометрии для оптической когерентной томографии [текст] / Геликонов В., Геликонов Г., Ксенофонтов С., Куранов Р., Морозов А., Мяков А., Туркин А., Турчин И., Шабанов Д. // Известия высших учебных заведений. Радиофизика, 2003 Т. 46, № 7, С. 610-627
  • Theory of Optical Coherence Tomography [текст] / Izatt J.A., Choma M.A. // In: Optical Coherence Tomography: Technology and ApplicationsDrexler W., Fujimoto J.G., Editors. Berlin, Heidelberg: Springer Berlin Heidelberg. 2008. p. 47-72.
  • New measurement system for fault location in optical waveguide devices based on an interferometric technique. [текст] / Takada K., Yokohama I., Chida K., Noda J. // Applied Optics 1987. V.26, №.9, P. 1603-1606.
  • Оптическая Когерентная Томография: Принципы, Проблемы и Перспективы [текст] / Гуров И.П. // In: В сб.: Проблемы когерентной и нелинейной оптикиГуров И.П., Козлов С.А., Editors. СПб.: СПбГУ ИТМО. 2004. p. 6-30.
  • Handbook of Optical Coherence Tomography. [текст] / Bouma B.E., Tearney G.J. //. 2002, Marcel Dekker, Inc: New York. 741 p.
  • In vivo video rate optical coherence tomography. [текст] / Rollins A.M., Kulkarni M.D., Yazdanfar S., Ung-arunyawee R., Izatt J.A. // Optics Express 1998. V.3, №.6, P. 219-229.
  • Measurement of Intraocular Distances by Backscattering Spectral Interferometry. [текст] / Fercher A.F., Hitzenberger C.K., Kamp G., Elzaiat S.Y. // Optics Communications 1995. V.117, №.1-2, P. 43-48.
  • 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.
  • 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
  • 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
  • Adaptive optics optical coherence tomography at 1 MHz. [текст] / Kocaoglu O.P., Turner T.L., Liu Z., Miller D.T. // Biomedical Optics Express 2014. V.5, №.12, P. 4186-4200.
  • Ultrahigh speed 1050nm swept source / Fourier domain OCT retinal and anterior segment imaging at 100,000 to 400,000 axial scans per second. [текст] / Potsaid B., Baumann B., Huang D., Barry S., Cable A.E., Schuman J.S., Duker J.S., Fujimoto J.G. // Optics Express 2010. V.18, №.19, P. 20029-20048.
  • Multi-MHz retinal OCT. [текст] / Klein T., Wieser W., Reznicek L., Neubauer A., Kampik A., Huber R. // Biomedical Optics Express 2013. V.4, №.10, P. 1890-1908.
  • Ultrahigh-resolution, high-speed, Fourier domain optical coherence tomography and methods for dispersion compensation. [текст] / Wojtkowski M., Srinivasan V.J., Ko T.H., Fujimoto J.G., Kowalczyk A., Duker J.S. // Optics Express 2004. V.12, №.11, P. 2404-2422.
  • Ultrahigh resolution Fourier domain optical coherence tomography. [текст] / Leitgeb R.A., Drexler W., Unterhuber A., Hermann B., Bajraszewski T., Le T., Stingl A., Fercher A.F. // Optics Express 2004. V.12, №.10, P. 2156-2165.
  • 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.
  • Comparison between a Supercontinuum Source and a Titanium Sapphire laser in achieving ultra-high resolution Spectral Domain Optical Coherence Tomography (SD-OCT) [текст] / Caujolle S., Feuchter T., Werkmeister R.M.E.D., Wojtkowski M. // Optical Coherence Imaging Techniques and Imaging in Scattering Media II, Munich, 2017/06/25, 2017. V. 10416. P. 1041608
  • 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
  • Spectroscopic low coherence interferometry using a supercontinuum source and an ultra broadband spectrometer [текст] / Fleischhauer F., Caujolle S., Feuchter T., Rajendram R., Leick L., Podoleanu A. // SPIE BiOS2016. V. 9697. P. 6
  • 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.
  • 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.
  • Common-path Optical Coherence Tomography for Biomedical Imaging and Sensing. [текст] / Kang J.-U., Han J.-H., Liu X., Zhang K. // Journal of the Optical Society of Korea 2010. V.14, №.1, P. 1-13.
  • 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.
  • Non-invasive optical assessment of viscosity of middle ear effusions in otitis media. [текст] / Monroy G.L., Pande P., Shelton R.L., Nolan R.M., Spillman D.R., Jr., Porter R.G., Novak M.A., Boppart S.A. // J Biophotonics 2016.
  • 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.
  • 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.
  • In vivo optical frequency domain imaging of human retina and choroid. [текст] / Lee E.C.W., de Boer J.F., Mujat M., Lim H., Yun S.H. // Optics Express 2006. V.14, №.10, P. 4403-4411.
  • Optical frequency domain imaging with a rapidly swept laser in the 815–870 nm range. [текст] / Lim H., Boer J.F.d., Park B.H., Lee E.C.W., Yelin R., Yun S.H. // Optics Express 2006. V.14, №.13, P. 5937-5944.
  • High-speed, high-resolution optical coherence tomography retinal imaging with a frequency-swept laser at 850 nm. [текст] / Srinivasan V.J., Huber R., Gorczynska I., Fujimoto J.G., Jiang J.Y., Reisen P., Cable A.E. // Optics Letters 2007. V.32, №.4, P. 361-363.
  • Amplified, frequency swept lasers for frequency domain reflectometry and OCT imaging: design and scaling principles. [текст] / Huber R., Wojtkowski M., Taira K., Fujimoto J.G., Hsu K. // Optics Express 2005. V.13, №.9, P. 3513-3528.
  • Fourier Domain Mode Locking (FDML): A new laser operating regime and applications for optical coherence tomography. [текст] / Huber R., Wojtkowski M., Fujimoto J.G. // Optics Express 2006. V.14, №.8, P. 3225-3237.
  • High-resolution retinal swept source optical coherence tomography with an ultra-wideband Fourier-domain mode-locked laser at MHz A-scan rates. [текст] / Kolb J.P., Pfeiffer T., Eibl M., Hakert H., Huber R. // Biomedical Optics Express 2018. V.9, №.1, P. 120-130.
  • 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.
  • Full-field optical coherence microscopy. [текст] / Beaurepaire E., Boccara A.C., Lebec M., Blanchot L., Saint-Jalmes H. // Optics Letters 1998. V.23, №.4, P. 244-246.
  • Full-field swept-source phase microscopy. [текст] / Sarunic M.V., Weinberg S., Izatt J.A. // Optics Letters 2006. V.31, №.10, P. 1462-1464.
  • In vivo Fourier-domain full-field OCT of the human retina with 1.5 million A-lines/s. [текст] / Bonin T., Franke G., Hagen-Eggert M., Koch P., Hüttmann G. // Optics Letters 2010. V.35, №.20, P. 3432-3434.
  • 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.
  • On the use of windows for harmonic analysis with the discrete Fourier transform. [текст] / Harris F.J. // Proceedings of the IEEE 1978. V.66, №.1, P. 51-83.
  • Full-Field and Single-Shot Full-Field Optical Coherence Tomography: A Novel Technique for Biomedical Imaging Applications. [текст] / Subhash H.M. // Advances in Optical Technologies 2012. V.2012, P. 26.
  • Off-axis full-field swept-source optical coherence tomography using holographic refocusing [текст] / Hillmann D., Franke G., Hinkel L., Bonin T., Koch P., Hüttmann G. // SPIE BiOS2013. V. 8571. P. 9
  • Sub-Aperture Techniques Applied to Phase-Error Correction in Digital Holography [текст] / Tippie A.E., Fienup J.R. // Digital Holography and Three-Dimensional Imaging, Tokyo, 2011/05/09, 2011. P. DMA4
  • Correction of aberrations in digital holography using the phase gradient autofocus technique. [текст] / Matkivsky V.A., Moiseev A.A., Gelikonov G.V., Shabanov D.V., Shilyagin P.A., Gelikonov V.M. // Laser Physics Letters 2016. V.13, №.3, P. 035601.
  • Aberration-free volumetric high-speed imaging of in vivo retina. [текст] / Hillmann D., Spahr H., Hain C., Sudkamp H., Franke G., Pfäffle C., Winter C., Hüttmann G. // Scientific Reports 2016. V.6, P. 35209.
  • Off-axis reference beam for full-field swept-source OCT and holoscopy. [текст] / Hillmann D., Spahr H., Sudkamp H., Hain C., Hinkel L., Franke G., Hüttmann G. // Optics Express 2017. V.25, №.22, P. 27770-27784.
  • Imaging pulse wave propagation in human retinal vessels using full-field swept-source optical coherence tomography. [текст] / Spahr H., Hillmann D., Hain C., Pfäffle C., Sudkamp H., Franke G., Hüttmann G. // Optics Letters 2015. V.40, №.20, P. 4771-4774.
Соглашение о предоставлении субсидии № 14.610.21.0014 от 03.10.2017 г., идентификатор 0000000007417P2X0002