Optik Uyum Tomografisi (oct) İşaretinin Benzetimi

Abstract

Bu tezde, optik uyum tomografisi (optical coherence tomography, OCT) işaretinin benzetimi yapılmaktadır. OCT’de kullanılan düzenler: 1- Geniş bantlı ışık kaynağı, 2- Michelson Girişmölçeri, 3- Çift Geçişli Fourier Boyutu Optik Geciktirme Hattı (DP-FD-ODL), ve gerektiğinde 4- Optik fiberler. Kaynak tarafından üretilen ışığın faz uyum uzunluğu, OCT görüntüsünde eksensel görüntü çözünürlüğünü belirler. Referans ve doku kolundan gelen yansıma işaretleri arasındaki yol farkı uyum uzunluğundan büyük ise iki işaret arasında bir girişim gözlenmez. OCT’de ışık kaynağının merkez dalgaboyu seçimi önemlidir, çünkü bazı dalgaboyları dokular tarafından oldukça fazla miktarda emilir ve bu görüntüleme derinliğini olumsuz etkiler. Ayrıca kaynakta üretilen işaretin merkez dalgaboyu ile bant genişliği arasındaki oran iyi seçilmelidir, çünkü bu oran uyum uzunluğunu ve dolayısıyla görüntü çözünürlüğünü belirler. Michelson Girişmölçeri ’nde ışık kaynağından gelen ışık, demet bölücüde ikiye bölünür. Bunun amacı birbiri ile faz uyumlu iki işaret üretmektir. Referans ve doku kolundan geri gelen demetler arasındaki yol farkı uyum uzunluğundan küçük ise demet bölücüde girişim olur. Referans kolda bulunan DP-FD-ODL, doku kolundaki işaretin uğradığı faz kaymasına eşit bir faz kaymasını referans koldaki işarete bindirir. Frekans boyutundaki lineer faz rampası zaman boyutunda gecikmeye karşı gelir. Grup yol farkı tarama derinliğini belirler. Grup hızı, OCT işaretinin frekans bant genişliğini ve dolayısıyla SNR ve görüntü kalitesini belirler. Faz hızı ise OCT işaretinin merkez frekansını belirler. Göz dışındaki dokularda optik saçılmadan dolayı görüntülenebilir derinlik 2-3 mm ’ye kadar düşer. Görüntülemede kullanılan sinyal ışık olduğu için optik fiber iletim hattı da kullanılabilir. Bu OCT görüntülemesinin endoskopik uygulamalarda kullanılmasına izin verir.

In this thesis, optical coherence tomography (OCT) is simulated. Devices used in OCT are: 1- Broadband (low coherence) light source, 2- Michelson Interferometer, 3- Double Pass Fourier Domain Optical Delay Line (DP-FD-ODL), and if needed, 4- Optical Fibers. Coherence length of the low coherent light source determines the axial resolution of an OCT image. If the path length difference between signals that come back from the reference and the sample arm is more than coherence length, these signals do not interfere. The selection of center wavelength of the light source is important because some wavelengths are much absorbed by tissues decreasing the penetration depth. Also the ratio between the center wavelength and wavelength bandwidth must be selected properly because this ratio determines coherence length and image resolution. In Michelson Interferometer, the light beam from the light source is split into two at the beam splitter to obtain to two beams that have equal phase. If the path length difference between signals that are reflected back from the reference and sample arms is less than coherence length, interference occurs. This interference signal’s intensity is measured by detector. DP-FD-ODL at the reference arm of the Michelson Interferometer imposes a phase shift on the reference beam equal to the phase shift of the sample beam. DP-FD-ODL’s operation is based on the time-shifting property of the Fourier Transform, i.e. , a linear phase ramp in the frequency domain corresponds to a delay in the time domain.Group path length difference determines the scanning depth-length. Group velocity determines frequency bandwith of OCT signal and because of that it determines SNR and image quality. Phase velocity determines center frequency of OCT signal. In tissues other than the eye, optical scattering limits the image penetration depth to 2-3 mm. OCT can be adapted to endoscopical applications using fiber optics.