Optique adaptative et OCT

Theme de rattachement

Physique des Ondes pour la Médecine et la Biologie

Personnes impliquées sur l’expérience

A l’ESPCI :

Claude BOCCARA & Sylvain GIGAN (responsables), Jonas BINDING (Doctorant)

Collaborations :

Laurent Bourdieu (ENS) Jean-Francois Léger (ENS), Juliette Ben Arous (ENS)

Anciens membres :

Michelle Roth (Postdoc)

Financements

  • Agence Nationale de la recherche (ANR MICADO)
  • Fondation Pierre Gille de Gennes

Partenaires industriels :

Problématique

La résolution d’un système optique est liée à la capacité à discerner les petits détails d’un objet à travers le système d’imagerie, sur une caméra par exemple. Dans un système optique parfait, la résolution est limitée par la diffraction de manière absolue à lambda/2 (où lambda est la longueur d’onde utilisée), et plus généralement par l’angle maximal de collection des rayons lumineux (c’est à dire l’ouverture numérique). Cependant de nombreux effets peuvent dégrader cette résolution : en particulier les aberrations géométriques et chromatiques des optiques et du milieu de propagation de la lumière. Depuis les lunettes de vue jusqu’au microscopes et aux télescopes, des siècles de perfectionnement dans le polissage, la conception des miroirs et des lentilles asphériques font que l’on sait maintenant fabriquer un système optique à la limite de la diffraction.

Cependant, la propagation entre le système d’imagerie optique et le plan que l’on souhaite regarder n’est pas toujours homogène et peut introduire des aberrations qui peuvent dégrader très fortement la qualité des images. En astronomie par exemple, la lumière d’une étoile ponctuelle, se propage en ligne droite et dans le vide jusqu’à la terre, et le front d’onde est un plan, en principe capable de redonner une tache limitée par diffraction dans un télescope. Malheureusement, en traversant les derniers kilomètres, dans l’atmosphère, les fluctuations de densité -donc d’indice- de l’air dues aux turbulences atmosphériques dégradent rapidement le front d’onde, donc la taille de la tâche et par conséquent la résolution des images.

Pour améliorer la qualité des images, les astronomes ont proposé de mesurer et de compenser ces aberrations : c’est le principe de l’optique adaptative, proposé dès les années 1950. Il faut pour cela disposer d’une boucle fonctionnant en temps réel entre un dispositif de mesure du front d’onde et un dispositif de correction de front d’onde, le tout avec un temps de réponse de l’ordre de la milliseconde. Pour atteindre cet objectif ambitieux, 40 ans de progrès technique ont étés nécessaires. Coté mesure de front d’onde, les analyseurs de Shack-Hartman ont profité des progrès en microfabrication et sont maintenant majoritairement utilisés avec des caméras CCD. Coté correction de front d’onde, on dispose maintenant de miroirs déformables avec plusieurs centaines d’actuateurs et une vitesse suffisante pour compenser en temps réel les perturbations atmosphériques.

En parallèle, et à une autre échelle, la microscopie optique a aussi fait de grand progrès, tant dans la qualité des optiques avec des ouvertures de plus en plus grandes, que dans les modalités d’imagerie, avec l’apparition de techniques de « coupes » virtuelles de champ d’observation : microscopie confocale, microscopie à illumination structurée, et microscopies non-linéaires (Microscopie à 2 photons, 3 photons, STED, CARS). Ces techniques permettent d’obtenir des images à l’intérieur des tissus. On peut leur adjoindre, en ophtalmologie, l’OCT (Tomographie par cohérence optique, permettant de sélectionner le signal provenant d’une profondeur donnée en utilisant la cohérence de la source) qui est utilisée dans les cabinets médicaux de manière routinière pour obtenir des images 2D et 3D de la rétine. La microscopie à deux photons permet en particulier d’imager l’activité des neurones in-vivo dans les couches intermédiaires du cortex du rat. Dans tous ces cas, la lumière traverse des tissus d’indice varié ou des surfaces déformées et la qualité des images s’en trouve dégradée. Pourtant ce n’est que récemment que l’optique adaptative a commencé à entrer dans les laboratoires d’imagerie biomédicale.

Description du projet

Si il est possible de générer une « étoile artificielle » (comme en astronomie) en focalisant un laser à la surface de la rétine, mesurer un front d’onde revenant de la profondeur d’un échantillon biologique complexe est bien moins facile que mesurer celui venant d’une étoile, en particulier à cause de la diffusion multiple de la lumière. Une approche tout particulièrement intéressante, apparue récemment, permet de contourner cette difficulté : elle consiste à corriger les aberrations sans mesurer le front d’onde, sans le mesurer mais uniquement en optimisant la qualité des images, c’est à dire en déformant le front d’onde de manière contrôlée pour converger vers le front d’onde optimal. Cette approche, adaptable à tous les types de microscopies optique, a été implémentée dans notre équipe à l’institut Langevin à l’ESPCI. Elle a permis d’améliorer la qualité des images d’une technique d’imagerie en profondeur : l’OCT plein champ, qui permet d’obtenir des images dans les tissus même très diffusants avec une résolution du micron jusqu’à quelques centaines de microns de profondeur (voir figure ci dessous pour le principe de l’OCT plein champ).


Figure 1 : Schéma de principe d’un montage d’OCT plein champ. Il est basé sur un interféromètre de Linnik (C’est à dire un interféromètre Michelson avec un objectif de microscope dans chaque bras), et d’une source incohérente à large spectre, ici un filament. Sous un des objectifs se trouve l’échantillon biologique, sous l’autre un miroir. Sur la caméra, on observe donc la lumière provenant de toutes les couches de l’échantillon, mais seule la lumière venant d’une profondeur donnée interfère avec le bras de référence, à cause de la faible longueur de cohérence. Le miroir est placé sur une cale piézoélectrique oscillante, et en soustrayant deux images successives de la caméra CCD correspondant à une inversion des franges, on obtient l’image provenant de la profondeur choisie. On peut ensuite déplacer l’échantillon pour obtenir une image 3D.

Même en l’absence d’inhomogénéités, l’OCT plein champ voit sa résolution dégradée rapidement en profondeur par l’apparition d’un effet de défocalisation, c’est à dire d’un défaut de mise au point. Cette défocalisation est due à la différence d’indice de réfraction de l’eau située sous l’objectif du le bras de référence (qui détermine la profondeur de « coupe » des images) et l’indice de réfraction du tissus, qui détermine la profondeur du plan de mise au point côté objet. Lorsque ces deux indices sont différents, l’image obtenue n’est pas « au point » (voir figure ci dessous). Sans connaître l’indice a priori, on peut néanmoins rattraper et corriger cette aberration, en déplaçant le plan de cohérence jusqu’à trouver l’image la plus nette possible. Exemple très simple d’optique adaptative, cette correction peut se faire sans miroir déformable, juste en changeant la longueur du bras de référence.

Figure 2 : effet d’un changement d’indice sur une image OCT en profondeur dans un tissus d’indice supérieur à celui de l’eau : le focus géométrique est plus profond, alors que le plan de cohérence est moins profond.

Dans un échantillon de ganglion sentinelle fixé, nous avons ainsi pu obtenir des images en profondeur non seulement plus nettes, mais aussi avec un gain de signal conséquent (voir figure ci dessous). Des résultats plus récents nous ont permis d’effectuer la même correction in-vivo dans le cerveau du rat, en collaboration avec l’équipe de Neurobiologie de l’ENS menée par Laurent Bourdieu. En plus d’obtenir des images de meilleure qualité et plus en profondeur, nous avons pu mesurer avec une grande précision l’indice de réfraction du cerveau, quantité importante puisqu’elle dimensionne l’ordre de grandeur des aberrations pour toutes les microscopies que nous avons mentionnées plus haut et qui utilisent des grandes ouvertures numériques.

Figure 3 : images OCT obtenues pour différentes corrections de defocus dans des tranches fixées de ganglions. Ici, l’image est plus nette et le signal plus grand pour une compensation de defocus de +30 microns.

Si les contraintes en terme de vitesse ou d’aberrations à corriger différent entre la microscopie et l’astronomie, la transposition des techniques issues de l’astronomie n’est pas immédiate. Cependant, la mise en œuvre de dispositifs d’optique adaptative en imagerie biologique, application émergente, est pleine de promesses car le gain sur la qualité des images et sur la profondeur des images est important. L’intérêt de l’optique adaptative pour la microscopie est donc grand, et les applications, que ce soit en imagerie médicale, en biologie de développement, ou encore en neurologie, seront n’en doutons pas nombreuses dans un futur proche.

En savoir plus :

Film sur l’OCT plein champ "L’interferomètre de Michelson appliqué à l’OCT plein champ" Julie Delahaye, Gloria Foulet, Réalisation : Atelier Audiovisuel de l’Ecole Centrale de Paris (5 minutes 34)

AVI - 9.6 Mo

Publications :

S. Labiau, G. David, S. Gigan, A.C. Boccara, “Defocus test and defocus correction in full-field optical coherence tomography”, Opt. Lett. 34, 1576 (2009)

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