28.08.2023

Interferometria w spektroskopii w bliskiej podczerwieni

Optyka dyfuzyjna oferuje nieinwazyjne podejście do badania tkanek biologicznych, w tym ludzkiego mózgu in vivo [1]. Spektroskopia w bliskiej podczerwieni (NIRS) [2] i spektroskopia korelacyjna (DCS) są podstawowymi metodami optyki dyfuzyjnej [3, 4]. W obu podejściach światło oświetla tkankę, a rozproszone dyfuzyjnie fotony są zbierane w pewnej odległości od emitera (zwykle 2-3 cm). NIRS wykorzystuje wykryty sygnał do oszacowania właściwości optycznych (współczynnika absorpcji i zredukowanego współczynnika rozpraszania), podczas gdy DCS określa ilościowo przepływ krwi na podstawie czasowych zmian natężenia rejestrowanego światła. Chociaż metody te zostały zastosowane do monitorowania natlenienia mózgu i przepływu krwi, ich najczęściej stosowane wersje opierają się na laserach o ciągłej długości fali (CW), co wyklucza bezwzględne pomiary optycznych i dynamicznych właściwości tkanek [5].

NIRS w dziedzinie czasu (TD-NIRS) umożliwia kwantyfikację właściwości optycznych poprzez analizę rozkładu czasu przelotu fotonów w próbce (tak zwany rozkład czasu lotu, ang. time-of-flight, TOF) [9-12]. Zdolność tę można również połączyć ze spektroskopią korelacyjną w celu uzyskania informacji o przepływie krwi z rozdzielczością TOF (lub długością ścieżki fotonów). W ten sposób możemy lepiej odróżnić fotony przechodzące przez warstwy powierzchowne (krótkie TOF) od fotonów podróżujących w głąb mózgu (długie TOF). Ponadto, biorąc pod uwagę rozkład TOF, możemy oszacować właściwości optyczne w celu uzyskania bezwzględnego wskaźnika przepływu krwi (BFI), skutecznie łącząc możliwości TD-NIRS z DCS w jedną modalność. Takie podejście nazywa się spektroskopią korelacyjną w dziedzinie czasu (TD-DCS) [6, 7].

Interferometry in brain monitoring

Obraz: Zastosowanie interferometrii do monitorowania funkcji mózgu.

Chociaż TD-DCS jest skuteczną techniką stosowaną nawet w klinikach, opiera się ona tylko na natężeniu światła. Dlatego TD-DCS nie umożliwia wykrywania fazy optycznej [8]. Faza optyczna jest dostępna w interferometrycznej spektroskopii w bliskiej podczerwieni (ang. interferometric near-infrared spectroscopy, iNIRS) [9]. Technika iNIRS wykorzystuje interferometrię opartą na czasowo spójnym przestrajalnym laserze w celu osiągnięcia rozdzielczości TOF. W szczególności iNIRS uzupełnia konwencjonalną konfigurację NIRS o przestrajalne źródło światła i ramię referencyjne. Pole emitowane z próbki jest rekombinowane z polem referencyjnym. Częstotliwość dudnień sygnału koduje długości ścieżek fotonów (lub czasy przelotu). Krótkie ścieżki generują niższe częstotliwości dudnień niż długie ścieżki. W związku z tym rozkład czasu przelotu fotonów można uzyskać poprzez odwrotną transformację Fouriera zarejestrowanego sygnału (analogicznie jak w przypadku techniki OCT z laserem strojonym, ang. swept-source OCT). Jednak iNIRS dostarcza znacznie więcej informacji (w porównaniu z NIRS) dzięki dwuwymiarowej funkcji autokorelacji (ACF) reemitowanego pola optycznego. W iNIRS ACF jest mierzona jako funkcja opóźnienia czasowego z rozdzielczością TOF. Ten dwuwymiarowy pomiar (rysunek poniżej) koduje informacje o absorpcji, rozpraszaniu i indeksie przepływu krwi (BFI) w próbce.

iNIRS został zweryfikowany w fantomach tkanki biologicznej [9], mózgu myszy [10] i ludzkim mózgu in vivo [11]. Jednak oryginalny iNIRS (jak też DCS i TD-DCS) wykorzystuje światłowody jednomodowe do detekcji rozproszonego światła, wymagając czasów integracji 0,5-1 sekundy. Ten przedział czasowy jest zbyt długi, aby wykrywać szybkie zmiany przepływu krwi w ludzkim mózgu, które mogą być powiązane z sygnałami neuronowymi.

Aby przezwyciężyć te ograniczenia, niedawno zaproponowaliśmy równoległą interferometryczną spektroskopię w bliskiej podczerwieni (πNIRS). W πNIRS używamy światłowodów wielomodowych do zbierania rozproszonego światła i szybkiej, dwuwymiarowej kamery do rejestracji światła. Każdy piksel kamery działa efektywnie jako pojedynczy kanał iNIRS. Przetworzone sygnały z każdego piksela są więc uśredniane przestrzennie, aby skrócić całkowity czas integracji. Co więcej, detekcja interferometryczna zapewnia nam unikalną możliwość dostępu do zespolonej informacji (amplitudy i fazy) o świetle emitowanym z próbki, co przy ponad 8000 równoległych kanałów umożliwiło nam wykrycie mózgowego przepływu krwi przy czasie integracji wynoszącym zaledwie 10 ms (∼100x szybciej niż konwencjonalny iNIRS). Wykorzystaliśmy takie podejście do monitorowania pulsacyjnego przepływu krwi w ludzkim przedramieniu in vivo. Wykazaliśmy również, że podejście to może monitorować aktywację kory przedczołowej poprzez rejestrowanie zmian przepływu krwi w czole badanego podczas czytania nieznanego tekstu [12].

Tekst: dr habil. Dawid Borycki

Team:

dr habil. Dawid Borycki

dr Michał Dąbrowski

mgr inż. Klaudia Nowacka

Referencje:

  1. S. Samaei, P. Sawosz, M. Kacprzak, Z. Pastuszak, D. Borycki, and A. Liebert, „Time-domain diffuse correlation spectroscopy (TD-DCS) for noninvasive, depth-dependent blood flow quantification in human tissue in vivo,” Sci Rep 11, 1817 (2021).
  2. D. Borycki, O. Kholiqov, and V. J. Srinivasan, „Interferometric near-infrared spectroscopy directly quantifies optical field dynamics in turbid media,” Optica 3, 1471-1476 (2016).
  3. D. Borycki, O. Kholiqov, S. P. Chong, and V. J. Srinivasan, „Interferometric Near-Infrared Spectroscopy (iNIRS) for determination of optical and dynamical properties of turbid media,” Opt Express 24, 329-354 (2016).
  4. D. Borycki, O. Kholiqov, and V. J. Srinivasan, „Reflectance-mode interferometric near-infrared spectroscopy quantifies brain absorption, scattering, and blood flow index in vivo,” Opt Lett 42, 591-594 (2017).
  5. S. Samaei, K. Nowacka, A. Gerega, Z. Pastuszak, and D. Borycki, „Continuous-wave parallel interferometric near-infrared spectroscopy (CW piNIRS) with a fast two-dimensional camera,” Biomed Opt Express 13, 5753-5774 (2022).

     

20.06.2023

Nieinwazyjna optoretinografia (ORG)

Od wielu lat okuliści wykorzystują wizualną kontrolę fotografii dna oka [1] oraz obrazów uzyskanych za pomocą optycznej tomografii koherencyjnej (ang. Optical Coherence Tomography – OCT) [2] do diagnozowania chorób oczu i monitorowania postępów terapii dzięki ich zdolności do wykrywania zmian morfologicznych w siatkówce oka. Jednak samo obrazowanie morfologicznych objawów chorób nie dostarcza wystarczających informacji na temat utraty funkcji fotoreceptorów.

Ponad dekadę temu wykazano, że optyczna tomografia koherencyjna może wykrywać niewielkie zmiany intensywności światła podczerwonego odbitego od siatkówek zwierzęcych in vitro [3,4] i in vivo [5] występujące po jednoczesnej stymulacji światłem widzialnym. Odkrycia te stworzyło podwaliny pod rozwój optoretinografii (ang. optoretinography – ORG) [6], metody, która mierzy odpowiedź siatkówki oka na światło, dając tym samym możliwość uzyskania informacji o działaniu neuronów siatkówki (fotoreceptorów).

W ICTER pracujemy nad rozwojem ORG ze stymulacją siatkówki pojedynczym impulsem światła, jak światłem migoczącym [7]. Aby uzyskać dane ORG, używamy tomografii STOC (ang. Spatio-Temporal Optical Coherence-Tomography) [8], która pozwala nam rejestrować trójwymiarowe objętościowe obrazy siatkówki w ciągu kilku milisekund. Po przetworzeniu danych wyodrębniamy sygnały ORG, śledząc zmiany w siatkówce zachodzące między błoną graniczną (ang. inner and outer photoreceptor junction – IS/OS) a końcówkami zewnętrznego segmentu czopków (ang. cone outer segment tips – COST). Rysunek (a) pokazuje lokalizację źródła sygnału ORG na tomograficznym obrazie siatkówki oka ludzkiego.

Przykładowe wyniki pokazujące odpowiedzi siatkówki zaadaptowanej do ciemności na pojedynczy impuls światła pokazano na rys. (b) i (c). Rysunek (b) przedstawia uśredniony przestrzennie sygnał ORG w funkcji czasu zarejestrowany dla równomiernie rozłożonego bodźca. Natomiast rys. (c) pokazuje maksymalną amplitudę sygnału ORG na obrazowanej części powierzchni siatkówki w odpowiedzi na stymulację wzorem zawierającym literę E.

W eksperymentach f-ORG (ang. Flicker ORG), które są główną tematyką naszych prac, do stymulacji siatkówki wykorzystywane jest migoczące światło. Po raz pierwszy takie badanie przeprowadzili Schmoll i wsp. i zmierzyli oni odpowiedź fotoreceptorów na migotanie o częstotliwości 5 Hz [9], W ostatnim czasie, natomiast grupa z Lübeck zmierzyła odpowiedź na różne częstotliwości migotania (od 1 Hz do 6,6 Hz) [10]. Nasza metodologia f-ORG pozwala na pomiar odpowiedzi siatkówki w szerszym zakresie częstotliwości i mapowanie odpowiedzi fotoreceptorów na migoczące światło na powierzchni siatkówki. Przykładowe wyniki zmierzonych charakterystyk częstotliwościowych odpowiedzi u czterech zdrowych osób przedstawiono na rys. (d). Natomiast przykład przestrzennie wykrytej odpowiedzi siatkówki na bodziec projektowany przy użyciu DMD z paskami światła migoczącymi z różnymi częstotliwościami przedstawiono na rys. (e).

Tekst: dr Sławomir Tomczewski, PhD,

Zespół:

dr Sławomir Tomczewski

mgr Piotr Węgrzyn

dr habil. Dawid Borycki

dr Egidijus Auksorius

mgr Maciej Wielgo

Prof. Maciej Wojtkowski

dr Andrea Curatolo

Słowa kluczowe: Optyczna Tomografia Koherencyjna, STOC-T, OCT, Optoretinografia, Migotanie, f-ORG.

Publikacje:

  1. V. J. Srinivasan, M. Wojtkowski, J. G. Fujimoto, and J. S. Duker, „In vivo measurement of retinal physiology with high-speed ultrahigh-resolution optical coherence tomography,” Opt. Lett. 31, 2308 (2006).
  2. S. Tomczewski, P. Węgrzyn, D. Borycki, E. Auksorius, M. Wojtkowski, and A. Curatolo, „Light-adapted flicker optoretinograms captured with a spatio-temporal optical coherence-tomography (STOC-T) system,” Biomed. Opt. Express 13, 2186 (2022).
  3. E. Auksorius, D. Borycki, P. Wegrzyn, B. L. Sikorski, K. Lizewski, I. Zickiene, M. Rapolu, K. Adomavicius, S. Tomczewski, and M. Wojtkowski, „Spatio-Temporal Optical Coherence Tomography provides full thickness imaging of the chorioretinal complex,” iScience 25, 105513 (2022).
15.06.2023

Skaningowy oftalmoskop laserowy z dwufotonowo pobudzaną fluorescencją (TPEF-SLO)

Zdolność do nieinwazyjnego dostępu do procesów metabolicznych podczas cyklu wzrokowego ma kluczowe znaczenie dla opracowania terapii przeciwko chorobom zwyrodnieniowym siatkówki. Opracowaliśmy protokół uzyskiwania in vivo obrazów fluorescencji wzbudzonego dwufotonowo dna oka ludzkiego.

Cykl widzenia to seria przemian chemicznych, podczas których powstają różne półprodukty fluorescencyjne. Autofluorescencja dna oka indukowana niebieskim światłem umożliwia obrazowanie fluoroforów siatkówki. Jednak ze względu na fundamentalne ograniczenia metoda ta ogranicza się do obrazowania lipofuscyn, które zawierają produkty uboczne cyklu wzrokowego, ale nie odzwierciedlają bezpośrednio zmian w funkcji fotoreceptorów. Widma absorpcyjne fluoroforów biorących udział w cyklu wdzenia, takich jak estry retinylu, mieszczą się w zakresie widmowym UV. Jednak absorpcja i rozpraszanie w przedniej części oka, a także względy bezpieczeństwa wykluczają promieniowanie UV z zastosowań w obrazowaniu okulistycznym.

Wzbudzenie dwufotonowe pozwala ominąć to ograniczenie i wzbudzić niedostępne wcześniej fluorofory, tworząc nowe możliwości diagnostyczne. Fluorofory siatkówki mogą być wzbudzane przy minimalnej absorpcji i znacznie niższym rozpraszaniu i fototoksyczności przy użyciu impulsów femtosekundowych o długości fal bliskiej podczerwieni. Wcześniej pokazaliśmy, że obrazowanie za pomocą skanującego oftalmoskopu laserowego z dwufotonowo-wzbudzaną absorpcją okazało się bardzo przydatne u myszy. Niedawno, w 2022 roku, po raz pierwszy zedemonstrowaliśmy obrazowanie oka ludzkiego in vivo przy użyciu dwufotonowo-wzbudzanej fluorescencji w bliskiej podczerwieni. Zbudowaliśmy kompaktowy instrument oparty na skaningowym oftalmoskopie laserowym (SLO) z niestandardowym femtosekundowym laserem światłowodowym i wydajną detekcją fotonów oraz zaprojektowaliśmy zaawansowane przetwarzanie danych, które umożliwiło pomiar sygnałów dwufotonowych na poziomie pojedynczych fotonów. W rezultacie możemy zwizualizować rozkład fluoroforów siatkówki przy ekspozycji znacznie poniżej granicy bezpieczeństwa dla ludzkiego oka.

Zmierzyliśmy dziesiątki ochotników, aby potwierdzić solidność techniki i rozszerzyliśmy konfigurację eksperymentalną o pracę z modelami mysimi w celu zbadania różnych chorób oczu, takich jak zwyrodnienie plamki żółtej związane z wiekiem czy choroba Stargardta. Obrazowanie przeprowadzono w ciemnym pokoju bez wcześniejszej adaptacji do ciemności lub rozszerzenia źrenic. W większości przypadków udało nam się zarejestrować sygnał fluorescencyjny i zrekonstruować obraz siatkówki. Technika ta rozwiewa obawy dotyczące bezpieczeństwa, umożliwiając uzyskiwanie dobrej jakości obrazów przy niskiej ekspozycji oka na światło lasera. Potwierdziliśmy przydatność systemu do przyszłego zastosowania klinicznego tej metody obrazowania. Nasze wyniki stanowią istotny krok w kierunku funkcjonalnego obrazowania ludzkiego oka, które bezpośrednio odzwierciedla lokalne zmiany w funkcji siatkówki.

Tekst: dr Michał Dąbrowski

Figure 1: a Example TPEF images of the human retina with different spectra filter on PMT detector.      b The same but for mice retina. c Comparison of fluorescence signal intensity for different spectra filter both for humans and several mice models. d FLIM images along with phasor plot representations.
Rysunek 1: a Przykładowe obrazy dwufotonowo wzbudzanej fluorescencji dla siatkówki ludzkiej i różnych filtrów spektralnych na detektorze (fotopowielacz). b Analogiczne obrazy dla siatkówki mysiej. c Porównanie intensywności sygnału fluorescencji dla różnych filtrów spektralnych, dla ludzi i różnych modeli mysich. d Obrazy dwufotonowo wzbudzanej fluorescencji w siatkówce mysiej, wraz z reprezentacją fazorową.

Zespół:

dr Michał Dąbrowski

dr Sławomir Tomczewski

dr Agata Kotulska

dr Marcin J. Marzejon

dr Jakub Bogusławski

Prof. Maciej Wojtkowski

Publikacje:

  1. G. Palczewska, J. Boguslawski, P. Stremplewski, Ł. Kornaszewski, J. Zhang, Z. Dong, X.-X. Liang, E. Gratton, A. Vogel, M. Wojtkowski, and K. Palczewski, Noninvasive two-photon optical biopsy of retinal fluorophores, Proc. Natl. Acad. Sci. U. S. A 117, 22532 (2020)
  2. D. Stachowiak, J. Bogusławski, A. Głuszek, Z. Łaszczych, M. Wojtkowski, and G. Soboń, „Frequency-doubled femtosecond Er-doped fiber laser for two-photon excited fluorescence imaging, Biomed. Opt. Express 11, 4431 (2020)
  3. J. Boguslawski, G. Palczewska, S. Tomczewski, J. Milkiewicz, P.Kasprzycki, D. Stachowiak, K. Komar, M. J. Marzejon, B. L. Sikorski, A. Hudzikowski, A. Głuszek, Z. Łaszczych, K. Karnowski, G. Soboń, K. Palczewski, and M. Wojtkowski, In vivo imaginh of the human eye using a 2-photon-excited fluorescence scanning laser ophthalmoscope, JCI 132, 154218 (2022)
  4. J. Bogusławski, S. Tomczewski, M. Dąbrowski, K. Komar, J. Milkiewicz, G. Palczewska, K. Palczewski, and M. Wojtkowski, In vivo imaging of the muna retina using a two-photon excited fluorescence ophthalmoscope, STAR Protocols 4, 102225 (2023)
  5. G. Palczewska, M. Wojtkowski, and K. Palczewski, From mouse to human: Accessing the biochemistry of vision in vivo by two-photon excitation, Prog. Retin. Eye Res. 93, 101170 (2023)
15.06.2023

Widzenie dwufotonowe

Wzrok jest zdolnością do odbierania bodźców z otaczającego nas otoczenia w postaci fal elektromagnetycznych od 400 nm do 780 nm, nazywanego zakresem światła widzialnego. Proces widzenia zaczyna się w momencie, gdy foton światła widzialnego zostanie zaabsorbowany przez pigment wzrokowy fotoreceptora w światłoczułej części oka – siatkówce. Absorpcja fotonu inicjuje szereg reakcji biochemicznych, w wyniku których światło jest zamienione na sygnał elektryczny, przetwarzany później w mózgu.

Widzenie dwufotonowe polega na tym, że człowiek widzi ultrakrótkie impulsy lasera z zakresu bliskiej podczerwieni na skutek nieliniowego procesu optycznego – absorpcji dwufotonowej zachodzącej w pigmentach wzrokowych. Aparat wzrokowy reaguje tak, jakby w fotoreceptorach został zaabsorbowany jeden foton światła, podczas gdy absorbowane są dwa fotony promieniowania podczerwonego o dwukrotnie niższej energii. Bodziec jest postrzegany przez obserwatora tak, jakby miał kolor odpowiadający około połowie długości fali pobudzającej wiązki lasera podczerwonego.

Widzenie dwufotonowe ma kilka ciekawych właściwości innych od „normalnego”, jednofotonowego widzenia. Po pierwsze zachodzi dla innego zakresu spektralnego: od około 800 nm do 1300 nm – dla tych długości fali wrażenie barwne zmienia się od barwy niebieskiej, poprzez zieloną, żółtą, aż do czerwieni. Po drugie jasność bodźca dwufotonowego zmienia się kwadratowo z mocą promieniowania optycznego, a więc światło rozproszone w oku nie będzie postrzegane. Jasność zależy również od zogniskowania wiązki na siatkówce obserwatora. Obserwowane bodźce są bardziej ostre i o lepszym kontraście niż w przypadku „normalnego”, jednofotonowego widzenia.

W Międzynarodowym Centrum Badań Oka badamy zjawisko widzenia dwufotonowego – poznajemy właściwości tego procesu i jako pierwsi na świecie opisujemy je. Szukamy również zastosowań tego zjawiska, zarówno w diagnostyce medycznej (np. mikroperymetria dwufotonowa), jak i systemach wizualizacji informacji.

Mikroperymetria dwufotonowa

Konwencjonalne podejście do badania pola widzenia opiera się na wyświetlaniu bodźców widzialnych w różnych miejscach siatkówki pacjenta i rejestracji jej/jego odpowiedzi. Niestety, dokładność i powtarzalność klasycznych metod badania pola widzenia jest ograniczona. Nie możemy jej użyć w przypadkach pacjentów z nieprzeziernością ośrodka optycznego oka (np. zaćma).

Odpowiedzią na powyższe wyzwania może być mikroperymetria dwufotonowa – nowa technika diagnostyczna wykorzystująca impulsowe wiązki podczerwone do pobudzania siatkówki oka osoby badanej. Takie bodźce są postrzegane w procesie widzenia dwufotonowego. Zastosowanie dwufotonowej percepcji do badania pola widzenia ma kilka zalet. W przeciwieństwie do światła widzialnego, promieniowanie podczerwone jest mniej rozpraszane na nieprzeziernościach ośrodka optycznego oka. Ponadto, widzenie dwufotonowe jest procesem nieliniowym, co powoduje o połowę mniejszy rozrzut wartości progu widzenia w porównaniu do klasycznej mikroperymetrii. To przekłada się na lepszą powtarzalność badania.

W Międzynarodowym Centrum Badań Oka badamy rozwijamy technikę mikroperymetrii dwufotonowej, między innymi badając wpływ różnych parametrów impulsowych źródeł laserowych – długości fali, długości impulsu i częstotliwości repetycji, na efektywność pobudzania siatkówki.

Autorzy: dr Katarzyna Komar i dr Marcin Marzejon

Zespół:

dr Katarzyna Komar

dr Marcin Marzejon

mgr Oliwia Kaczkoś

dr Agata Kotulska

Prof. Maciej Wojtkowski

Publikacje:

  1. G. Palczewska, F. Vinberg, P. Stremplewski, M. P. Bircher, D. Salom, K. Komar, J. Zhang, M. Cascella, M. Wojtkowski, V. J. Kefalov, and K. Palczewski, “Human infrared vision is triggered by two-photon chromophore isomerization,” Proc. Natl. Acad. Sci. U. S. A. 111(50), E5445–E5454 (2014).
  2. D. Ruminski, G. Palczewska, M. Nowakowski, V. Kefalov, K. Komar, K. Palczewski, and M. Wojtkowski, “Two-photon microperimetry: sensitivity of human photoreceptors to infrared light,” Biomed. Opt. Express 10(9), 4551–4567 (2019).
  3. G. Łabuz, A. Rayamajhi, J. Usinger, K. Komar, P. Merz, R. Khoramnia, G. Palczewska, K. Palczewski, and G. U. Auffarth, “Clinical application of infrared-light microperimetry in the assessment of scotopic-eye sensitivity,” Transl. Vis. Sci. Technol. 9(8), 1–9 (2020).
  4. M. J. Marzejon, Ł. Kornaszewski, J. Bogusławski, P. Ciąćka, M. Martynow, G. Palczewska, S. Maćkowski, K. Palczewski, M. Wojtkowski, and K. Komar, “Two-photon microperimetry with picosecond pulses,” Biomed. Opt. Express 12(1), 462–479 (2021).
  5. M. Marzejon, Ł. Kornaszewski, M. Wojtkowski, and K. Komar, “Effects of laser pulse duration in two-photon vision threshold measurements,” in Ophthalmic Technologies XXXI, D. X. Hammer, K. M. Joos, and D. V Palanker, eds. (SPIE, 2021), 11623, pp. 74–79.
  6. G. Łabuz, A. Rayamajhi, R. Khoramnia, G. Palczewska, K. Palczewski, A. Holschbach, and G. U. Auffarth, “The loss of infrared-light sensitivity of photoreceptor cells measured with two-photon excitation as an indicator of diabetic retinopathy: A pilot study,” Retina 41(6), 1302–1308 (2021).
  7. D. Stachowiak, M. Marzejon, J. Bogusławski, Z. Łaszczych, K. Komar, M. Wojtkowski, and G. Soboń, “Femtosecond Er-doped fiber laser source tunable from 872 to 1075 nm for two-photon vision studies in humans,” Biomed. Opt. Express 13(4), 1899–1911 (2022).
  8. A. Zielińska, P. Ciąćka, M. Szkulmowski, and K. Komar, „Pupillary Light Reflex Induced by Two-Photon Vision,” Investig. Opthalmology Vis. Sci. 62(15), 23 (2021).
  9. M. J. Marzejon, “Two-photon perimetry utilizing picosecond lasers,” Gdańsk University of Technology (2022).
  10. O. Kaczkoś, A. Zielińska, M. J. Marzejon, J. Solarz-Niesłuchowski, J. Pniewski, K. Komar, “Methods of determining the contrast sensitivity function for two-photon vision,” Proc. SPIE 12502, 1250215 (2022).
  11. G. Łabuz, A. Rayamajhi, K. Komar, R. Khoramnia, and G. U. Auffarth, “Infrared- and white-light retinal sensitivity in glaucomatous neuropathy,” Sci. Rep. 12(1), 1961 (2022).
  12. M. J. Marzejon, PhD thesis “Two-photon perimetry utilizing picosecond lasers”, Gdańsk University of Technology (2022).
  13. D. Stachowiak, M. Marzejon, J. Bogusławski, Z. Łaszczych, K. Komar, M. Wojtkowski, and G. Soboń, “Femtosecond Er-doped fiber laser source tunable from 872 to 1075 nm for two-photon vision studies in humans,” Biomed. Opt. Express 13(4), 1899–1911 (2022).
  14. M. J. Marzejon, Ł. Kornaszewski, M. Wojtkowski, and K. Komar, “Laser pulse train parameters determine the brightness of a two-photon stimulus”,  Biomed. Opt. Express 14(4), 2857-2872 (2023).

24.03.2023

Wielopunktowe pomiary deformacji rogówki indukowane impulsem powietrza (projekt IMCUSTOMEYE)

Projekt IMCUSTOMEYE obejmuje współpracę 10 partnerów, zarówno akademickich, jak i przemysłowych, która rozpoczęła się w 2018 roku. Od pierwszego dnia, jako konsorcjum, skupiamy się na opracowaniu nowych, nieinwazyjnych, opartych na obrazowaniu metod, które zmienią paradygmat w diagnostyce i leczeniu różnych chorób oczu.

Naukowcy z grupy POB, mieli za zadanie skonstruować urządzenie do pomiaru dynamicznej deformacji rogówki [publikacje 1-4], które będzie kompaktowe, niedrogie oraz oferowało pomiar 3D in vivo. Jak to w życiu, a zwłaszcza w fizyce bywa, musieliśmy pójść na pewne kompromisy w stosunku do konstruowanego prototypu. Nawet jeśli możliwe jest pełne trójwymiarowe obrazowanie procesu deformacji rogówki trwającego zaledwie 20 ms, wymagałoby to znacznej komplikacji układu pomiarowego i generowało nieakceptowalne koszty. Zaproponowaliśmy rozwiązanie pośrednie polegające na jednoczesnym pomiarze w wielu punktach na rogówce, w tym w centrum rogówki oraz 4 parach punktów rozmieszczonych naprzeciwko siebie wzdłuż 4 kierunków (poziomego, pionowego i odpowiadających im kierunków obróconych o 45 stopni – zwiększając tym samym liczbę analizowanych kierunków w stosunku do naszego wcześniejszego rozwiązania [publikacja 5]). Takie podejście pozwoliło na przygotowanie prototypowego, kompaktowego systemu, który można umieścić w klinice okulistycznej. Ponadto, wstępnie zweryfikowaliśmy możliwość zarówno dalszej miniaturyzacji systemu, jak i potencjał znacznego obniżenia kosztów wytwarzania.

Prototyp kliniczny

Nasz prototyp kliniczny nie tylko przetrwał ponad 300-kilometrową podróż do kliniki w Bydgoszczy, ale także zmierzył do tej pory ponad 100 oczu. Warto podkreślić, że prototyp został przygotowany w taki sposób, aby z powodzeniem mógł być obsługiwany przez personel kliniki okulistycznej, zarówno pod kątem oprogramowania jak i samej konstrukcji układu.

Aby przeanalizować dane, dla każdej plamki wyodrębniamy czasową deformację rogówki. Asymetria biomechaniczna może być oceniona poprzez porównanie przeciwległych plamek. Aby zapewnić bardziej intuicyjną prezentację wyników, wprowadziliśmy „wektor asymetrii”, który można wykreślić dla dowolnego parametru deformacji (np. amplitudy przemieszczeń, obszaru deformacji, nachylenia deformacji). Dla każdej pary przeciwległych punktów tworzymy wektor wskazujący na punkt o większej wartości wybranego parametru o wielkości określonej przez różnice wartości dla obu punktów w parze.

Proces analizy danych

Mając wektory dla wszystkich 4 par punktów możemy obliczyć ogólny wektor, aby pokazać globalny efekt. Podejście to zostało już zastosowane do niektórych z naszych pierwszych danych klinicznych, aby pokazać różnice w asymetrii biomechanicznej pomiędzy rogówkami zdrowymi i tymi z rozwijającym się stożkiem rogówki (przedstawione tutaj dla amplitudy i obszaru przemieszczenia).

Wczesne wyniki kliniczne

Tekst: dr Karol Karnowski

Zespół:

dr Karol Karnowski

mgr Jadwiga Milkiewicz

inż. Angela Pachacz

inż. Onur Cetinkaya

inż. Rafał Pietruch

dr Andrea Curatolo

prof. Maciej Wojtkowski

Publikacje:

  1. D. Alonso-Caneiro, K. Karnowski, B. Kaluzny, A. Kowalczyk, and M. Wojtkowski, “Assessment of corneal dynamics with high-speed swept source Optical Coherence Tomography combined with an air puff system”, Optics Express, Vol. 19, Issue 15, pp. 14188-14199 (2011)
  2. S. Marcos, C. Dorronsoro, K. Karnowski, M. Wojtkowski, „Corneal biomechanics From Theory to Practice: OCT with air puff stimulus”, Kugler Publications 2016, edited by C.J. Roberts, J. Liu
  3. K. Karnowski, E. Maczynska, M. Nowakowski, B. Kaluzny, I. Grulkowski, M. Wojtkowski, “Impact of diurnal IOP variations on the dynamic corneal hysteresis measured with air-puff swept-source OCT”, Photonics Letters of Poland, (2018)
  4. E. Maczynska, K. Karnowski, K. Szulzycki, M. Malinowska, H. Dolezyczek, A. Cichanski, M. Wojtkowski, B. Kaluzny and I. Grulkowski, “Assessment of the influence of viscoelasticity of cornea in animal ex vivo model using air-puff optical coherence tomography and corneal hysteresis”, J Biophotonics, 2019; 12:e201800154 (2019)
  5. A. Curatolo, J. S. Birkenfeld, E. Martinez-Enriquez, J. A. Germann, G. Muralidharan, J. Palací, D. Pascual, A. Eliasy, A. Abass, J. Solarski, K. Karnowski, Maciej Wojtkowski, Ahmed Elsheikh, and Susana Marcos, „Multi-meridian corneal imaging of air-puff induced deformation for improved detection of biomechanical abnormalities,” Biomed. Opt. Express 11, 6337-6355 (2020)
17.01.2023

Obrazowanie STOC-T (Spatio-Temporal Optical Coherence Tomography)

Konwencjonalna skanująca technika OCT (ang. Optical Coherence Tomography) łączy bramkowanie czasowe z konfokalnym, umożliwiając szybkie, wysokorozdzielcze obrazowanie przekrojowe ludzkiej siatkówki. Klasyczna OCT nie zapewnia jednak wysokiej rozdzielczości obrazów głębokich warstw siatkówki ze względu na aberracje oka i fundamentalny kompromis między głębokością obrazowania a rozdzielczością poprzeczną. 

Ten kompromis jest redukowany przez metodę pełnopolowej OCT (ang. Full-field OCT, FF-OCT), która wykorzystuje dwuwymiarową kamerę zamiast jednoelementowej fotodiody. Jednak próba zwiększenia szybkości obrazowania FF-OCT poprzez detekcję w dziedzinie Fouriera (FD) spowodowała kolejne poważne ograniczenie. Mianowicie, spójność przestrzenna lasera generuje koherentne artefakty, co zmniejsza rozdzielczość przestrzenną i, jak pokazano poniżej, wyklucza wizualizację głębokich warstw siatkówki. 

Aby rozwiązać ten problem, opracowaliśmy nowy sposób kontroli fazy optycznej nazwany STOC (Spatio-Temporal Optical Coherence). Zastosowanie STOC do pełnopolowej optycznej koherentnej tomografii Fouriera (FD-FF-OCT) nazwaliśmy tomografią STOC (STOC-T) lub obrazowaniem STOC. Nasza nowa metodaumożliwiła wysokorozdzielcze przyżyciowe wizualizowanie ludzkiej skóry, siatkówki i rogówki z niespotykanymi dotąd prędkościami (100 wolumenów na sekundę). 

W obrazowaniu STOC rozszerzyliśmy FD-FF-OCT o przestrzenny modulator fazy (ang. Spatial Phase Modulator, SPM). SPM dynamicznie moduluje fazę padającego światła poprzez generowanie zmiennych w czasie modów poprzecznych (ang. Transverse electromagnetic modes, TEMs). Jest to osiągane poprzez zastosowanie aktywnych modulatorów lub długich światłowodów wielomodowych. Powstałe w ten sposób sygnały są przetwarzane i uśredniane w celu uzyskania wolnych od szumów obrazów objętościowych próbki. Modulacja fazy działa tutaj jako dodatkowy mechanizm bramkowania optycznego, który izoluje użytecznych sygnał. W rezultacie otrzymujemy ulepszone obrazy próbki.

Jednakże obrazy en face (projekcje XY) są zniekształcone przez aberracje wywołane przez oko lub próbkę. Zwalczamy je w post-processingu za pomocą obliczeniowej korekcji aberracji (ang. Computational Aberration Correction, CAC). Algorytm CAC przebiega w sposób przedstawiony na rysunku. W szczególności, iteracyjnie (w komputerze) korygujemy fazę widma przestrzennego w celu optymalizacji metryki ostrości/jakości obrazu.  Aby uzyskać obrazy siatkówki w szerokim polu widzenia, wykonujemy pomiary w różnych miejscach, a następnie łączymy ze sobą wynikowe wolumeny, aby wyrenderować wysokiej rozdzielczości obrazy siatkówki na różnych głębokościach (wskazanych wcześniej). W szczególności, renderujemy naczyniówkę (choroid), co było niemożliwe w przypadku konwencjonalnego FF-OCT z domeną Fouriera (bez modulacji fazy).

Tekst: dr Dawid Borycki, e-mail: dborycki@ichf.edu.pl.

Zespół:

Egidijus Auksorius

Dawid Borycki

Piotr Węgrzyn

Kamil Liżewski

Marta Mikuła-Zdańkowska

Sławomir Tomczewski

Maciej Wojtkowski

Referencje:

  1. Borycki, D. et al., Control of the optical field coherence by spatiotemporal light modulation, Opt. Lett., 2013 38(22): p. 4817-4820.
  2. Borycki, D., et al., Spatiotemporal optical coherence (STOC) manipulation suppresses coherent cross-talk in full-field swept-source optical coherence tomography. Biomed Opt Express, 2019. 10(4): p. 2032-2054.
  3. Stremplewski, P., et al., In vivo volumetric imaging by crosstalk-free full-field OCT. Optica, 2019. 6(5): p. 608-617.
  4. Auksorius, E., et al., Crosstalk-free volumetric in vivo imaging of a human retina with Fourier-domain full-field optical coherence tomography. Biomed Opt Express, 2019. 10(12): p. 6390-6407.
  5. Auksorius, E., et al., In vivo imaging of the human cornea with high-speed and high-resolution Fourier-domain full-field optical coherence tomography. Biomed Opt Express, 2020. 11(5): p. 2849-2865.
  6. Borycki, D., et al., Computational aberration correction in spatiotemporal optical coherence (STOC) imaging. Opt Lett, 2020. 45(6): p. 1293-1296.
  7. Egidijus Auksorius, Dawid Borycki, Maciej Wojtkowski, Multimode fiber enables control of spatial coherence in Fourier-domain full-field optical coherence tomography for in vivo corneal imaging, Opt Lett, 2021. 46(6): p. 1413-1416.
  8. Auksorius E., et al., Spatio-Temporal Optical Coherence Tomography provides advanced imaging of the human retina and choroid, arXiv preprint arXiv:2107.10672 (2021).
  9. Auksorius E., Fourier-domain full-field optical coherence tomography with real-time axial imaging, Opt Lett, 2021., Vol. 46(18): p. 4478-4481.
  10. Auksorius E., et al., Multimode fiber as a tool to reduce cross talk in Fourier-domain full-field optical coherence tomography. Opt Lett, 2022. 47(4): p. 838-841.
  11. Tomczewski S., et al., Light-adapted flicker optoretinograms captured with a spatio-temporal optical coherence-tomography (STOC-T) system. Biomed Opt Express, 2022 13(4): p. 2186-2201.
  12. Auksorius, E., et al., Spatio-temporal optical coherence tomography provides full thickness imaging of the chorioretinal complex. iScience, 2022 25(12) 105513.