La tomographie par cohérence optique pour l'endoscopie - École ...
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où η est l’efficacité quantique du détecteur, e est la charge électrique, hν est l’énergie du photon,<br />
Z 0 est l’impédance du vide et I(t) est l’intensité moyenne des champs électriques telle<br />
que définie à l’équation (4) [4]. Ainsi, on cherche un détecteur ayant la meilleure efficacité<br />
quantique possible afin de récupérer le maximum de signal ce qui nous permettra d’obtenir une<br />
meilleure sensibilité.<br />
3.2. Caractéristiques des tissus biologiques<br />
Les tissus biologiques sont en autres caractérisés <strong>par</strong> leur coefficient d’absorption, <strong>par</strong> leur<br />
coefficient de diffusion et <strong>par</strong> leur indice de réfraction, respectivement µ a , µ s et n. <strong>La</strong> loi de<br />
Beer-<strong>La</strong>mbert nous donne l’intensité lumineuse en fonction de la profondeur z :<br />
I(z) = I 0 exp(−(µ a + µ s )z) (15)<br />
Nous chercherons donc la longueur d’onde incidente <strong>pour</strong> laquelle les coefficients sont les<br />
plus petits possibles afin d’augmenter la probabilité qu’un photon atteigne une <strong>par</strong>ticule et soit<br />
détecté après un aller-retour 2z.<br />
<strong>La</strong> diffusion, ou scattering en anglais, intervient lorsque la lumière rencontre une <strong>par</strong>ticule<br />
d’indice de réfraction différent ; sa direction est alors modifiée. Pour les <strong>par</strong>ticules dont le rayon<br />
est plus petit que la longueur d’onde, µ s est défini <strong>par</strong> l’approximation de Rayleigh [4]. Les<br />
multiples organelles présentes dans les cellules sont suffisament petites <strong>pour</strong> valider cette approximation.<br />
8<br />
µ s = N s<br />
3 πk4 α 2 (16)<br />
où N s est la densité des diffuseurs, α la polarisabilité de la <strong>par</strong>ticule et k le vecteur d’onde : k =<br />
2πn b<br />
λ<br />
, avec n b l’indice de réfraction du milieu. Ainsi le coefficent de diffusion est inversement<br />
proportionnel à λ 4 . On utlise donc une longueur d’onde la plus grande possible <strong>pour</strong> minimiser<br />
la diffusion.<br />
L’absorption dans un tissu biologique est dominée <strong>par</strong> l’absorption de l’hémoglobine, de<br />
la mélanine et de l’eau. Le coefficient d’absorption <strong>pour</strong> la mélanine et l’hémoglobine est<br />
faible <strong>pour</strong> λ >600 nm. Par contre, le coefficient d’absorption de l’eau augmente rapidement<br />
à <strong>par</strong>tir d’environ 1300 nm. <strong>La</strong> bande entre ces deux longueurs d’onde est appelée fenêtre<br />
thérapeutique.<br />
L’indice de réfraction est compris entre 1,3 et 1,55 selon le tissu considéré [11].<br />
3.3. Performances<br />
Un des <strong>par</strong>amètres importants lors du choix de la méthode d’imagerie est la résolution. En<br />
<strong>tomographie</strong> <strong>par</strong> <strong>cohérence</strong> <strong>optique</strong>, une mesure donne l’information sur l’échantillon sur une<br />
ligne en profondeur, selon l’axe du faisceau incident. <strong>La</strong> résolution en profondeur est appellée<br />
résolution axiale et elle est donnée <strong>par</strong> :<br />
∆z =<br />
l c<br />
2n tissu<br />
(17)<br />
où n tissu est l’indice de réfraction du tissu.<br />
<strong>La</strong> résolution perpendiculaire au faisceau incident est appelée résolution transversale. À la<br />
section 4.1, on décrit les différents mécanismes <strong>pour</strong> obtenir une image 2D. Cependant, la<br />
résolution transversale dépend peu de ces mécanismes ; elle dépend principalement de l’ouverture<br />
numérique, NA, de l’objectif de microscope servant à imager l’échantillon [4] :<br />
∆r = 2λ 0<br />
πNA<br />
(18)